JP2013132440A - Bioelectrode, and interlayer electric connection structure - Google Patents
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
Description
本発明は、生体信号取得用の電極（以下、生体電極とする）におけるノイズの除去技術に関し、更にアース電極の製造に適した層間の電気的な接続構造と、当該接続構造を有する生体電極に関する。 The present invention relates to a technique for removing noise in an electrode for obtaining a biological signal (hereinafter referred to as a biological electrode), and further relates to an electrical connection structure between layers suitable for manufacturing an earth electrode, and a biological electrode having the connection structure. .
従来から生体に接触して使用する生体電極として、生体内の微弱電流を体外に取り出して心電図や筋電図、あるいは脳波などを測定する医療用電極等が知られている。かかる生体用電極では、微弱な電気信号を扱うため、空中を飛び交う電磁波からノイズが混入して、正確な検出ができない場合がある。 2. Description of the Related Art Conventionally, as a bioelectrode used in contact with a living body, a medical electrode that takes out a weak current in the living body outside the body and measures an electrocardiogram, an electromyogram, an electroencephalogram or the like is known. In such a biomedical electrode, since a weak electric signal is handled, noise may be mixed from electromagnetic waves flying in the air, and accurate detection may not be possible.
そこで、このような周囲の電磁波を遮断するべく、電磁波ノイズに対するシールドを施すことが望ましいが、当該生体電極は柔軟性を有するものとして製造されている事から、当該シールドも柔軟性を損なわないように形成される必要がある。 Therefore, it is desirable to provide a shield against electromagnetic noise in order to block such surrounding electromagnetic waves. However, since the biological electrode is manufactured to have flexibility, the shield also does not lose flexibility. Need to be formed.
そこで従前においては、生体信号を取得する電極部分や、取得した生体信号を伝送する信号線部分の外側を覆うように、シールド層を形成することが提案されている。 Therefore, in the past, it has been proposed to form a shield layer so as to cover the outside of the electrode portion for acquiring the biological signal and the signal line portion for transmitting the acquired biological signal.
例えば特許文献１（特開２００１−６１７９９号公報）には、柔軟性を確保した導電材料からなるシールドを、基板に対して電極とは反対側の面上に設けるとともに、同様の導電材料からなるシールドが表面に形成された絶縁部材により電気回路部７を覆っている生体用電極が提案されている。そしてこの文献の段落番号〔００２９〕〔００３０〕欄には、回路の定電位部（ＧＮＤ，−Ｖｃｃ等）に接続された接合部に、シールドを電気的に接続することにより、シールドの電位を安定させ、ノイズに対するシールド効果を安定させる事が記載されている。 For example, in Patent Document 1 (Japanese Patent Application Laid-Open No. 2001-61799), a shield made of a conductive material ensuring flexibility is provided on the surface opposite to the electrode with respect to the substrate, and made of the same conductive material. A biological electrode has been proposed in which an electric circuit portion 7 is covered with an insulating member having a shield formed on the surface thereof. In the paragraphs [0029] and [0030] of this document, the shield potential is set by electrically connecting the shield to the junction connected to the constant potential portion (GND, −Vcc, etc.) of the circuit. It is described that the shielding effect against noise is stabilized.
そしてこの生体電極を形成する際には、スクリーン印刷技術も利用されている。例えば、特許文献２（特表２００９−５２７２９９号公報）では、可撓性を有する生体用表面電極は絶縁基板と、この基板上にスクリーン印刷された導電電極層と、この電極層上の絶縁マスク層とを備え、マスク層は電極層の選択された領域を露出するように構成され、マスク層上の導電性接着ゲル層は、電極層の露出された領域との電気的接触を生成する生体用表面電極が提案されている。 In forming this bioelectrode, screen printing technology is also used. For example, in Patent Document 2 (Japanese translations of PCT publication No. 2009-527299), a biological surface electrode having flexibility is an insulating substrate, a conductive electrode layer screen-printed on the substrate, and an insulating mask on the electrode layer. And the mask layer is configured to expose selected areas of the electrode layer, and the conductive adhesive gel layer on the mask layer generates a biological contact that makes electrical contact with the exposed areas of the electrode layer. Surface electrodes have been proposed.
一方、この印刷技術については、多層基板における層間の電気的な接続方法として、スルーホールを利用することが知られている。即ち、透孔部によって形成された特定の印刷パターンを有するマスクを基板の表面に密着させ、該マスク上のスキージの進行側に硬化性ペーストを供給し、該マスク上でスキージを摺動させることにより、硬化性ペーストをマスクの透孔部に押し込み、透孔部のパターン形成部分及びスルーホール貫通孔に対応する透孔部に充填された硬化性ペーストによってパターン形成、スルーホール用貫通孔への充填を行う手法である。 On the other hand, regarding this printing technique, it is known to use a through hole as an electrical connection method between layers in a multilayer substrate. That is, a mask having a specific print pattern formed by the through-holes is brought into close contact with the surface of the substrate, a curable paste is supplied to the traveling side of the squeegee on the mask, and the squeegee is slid on the mask. By pressing the curable paste into the through-hole portion of the mask, pattern formation with the curable paste filled in the through-hole portion corresponding to the pattern-forming portion of the through-hole portion and the through-hole through-hole, This is a method of filling.
例えば、特許文献３（特開平６−１３７５１号公報）では、硬化性ペーストのスルーホールへの充填をスクリーン印刷法により、信頼性良く且つ簡便に行うべく、基板のスルーホール用貫通孔に、一方の面より印刷用マスクを介して印刷により硬化性ペーストを充填した後、該貫通孔に、他方の面より印刷用マスクを介して、上記硬化性ペーストの充填時の印圧より弱い印圧で硬化性ペーストを印刷により充填するプリント配線板の製造方法が提案されている。 For example, in Patent Document 3 (Japanese Patent Application Laid-Open No. 6-13751), a through-hole for a through-hole of a substrate is filled with a through-hole for a substrate in order to reliably and easily fill a through-hole with a curable paste by screen printing. After filling the curable paste by printing through the printing mask from the surface of the surface, the through hole has a printing pressure weaker than the printing pressure at the time of filling the curable paste through the printing mask from the other surface. A method of manufacturing a printed wiring board in which a curable paste is filled by printing has been proposed.
上記のとおり、従前においても生体電極においては、外部からの電磁波によるノイズの混入を阻止するべく、電極部分等をシールドすることが提案されている。
しかしながら現在提案されているシールドは、外部からの電磁波を遮断する様な構成だけであり、生体側からの電磁波や静電気などによるノイズを遮断できるものではない。
そこで本発明では、外部からの電磁波のみならず、生体側からの電磁波や静電気によるノイズを阻止することのできる生体電極を提供することを第一の課題とする。
As described above, it has been proposed in the past to shield electrode portions and the like in biological electrodes in order to prevent external noise from being mixed in by electromagnetic waves.
However, the currently proposed shield is only configured to block electromagnetic waves from the outside, and cannot block noise caused by electromagnetic waves or static electricity from the living body side.
Therefore, the first object of the present invention is to provide a biological electrode capable of preventing not only electromagnetic waves from the outside but also electromagnetic waves from the living body side and noise due to static electricity.
更に、生体電極にシールドを形成した場合、当該シールドは、その電位を安定させて、ノイズに対するシールド効果を安定させるために、当該シールドをアース（接地：GND）させる必要がある。そしてこのシールドを印刷によりシールド層として形成した場合には、層間において電気的に接続する必要が生じる場合がある。 Further, when a shield is formed on the biological electrode, the shield needs to be grounded (grounded) in order to stabilize its potential and stabilize the shielding effect against noise. When this shield is formed as a shield layer by printing, it may be necessary to make an electrical connection between the layers.
一方、前記のとおり電子回路基板の技術分野においては、スルーホールで層間の回路を接続する技術は提案されている。しかしながら、従前の多層基板に形成されているスルーホールは、その貫通孔の孔径が極めて小さく、印刷する硬化性ペースト材料の粘性次第では、このスルーホール内に十分に満たされない事も考えられる。また、銅ペーストのような導電ペーストを硬化性ペースト材料として使用する場合、当該硬化性ペースト材料は、硬化に際して収縮することから、スルーホールによる電気的接続の信頼性が低下するという問題が生じる。 On the other hand, as described above, in the technical field of electronic circuit boards, techniques for connecting circuits between layers through holes have been proposed. However, the through hole formed in the conventional multilayer substrate has a very small diameter of the through hole, and depending on the viscosity of the curable paste material to be printed, the through hole may not be sufficiently filled. In addition, when a conductive paste such as a copper paste is used as the curable paste material, the curable paste material shrinks upon curing, which causes a problem that the reliability of electrical connection by through holes is reduced.
そこで本発明では、印刷により積層構造として、外部からの電磁波のみならず、生体側からの電磁波や静電気によるノイズを阻止することのできる生体電極であって、層間の電気的接続にスルーホールを使用しながらも電気的接続については高い信頼性を実現した生体電極と、層間における電気的な接続構造を提供することを第二の課題とする。 Therefore, in the present invention, as a laminated structure by printing, it is a biological electrode capable of preventing not only electromagnetic waves from the outside but also electromagnetic waves from the living body side and noise caused by static electricity, and uses a through hole for electrical connection between layers. However, regarding the electrical connection, a second problem is to provide a biological electrode that realizes high reliability and an electrical connection structure between layers.
また、従来の多層基板においては、スルーホールを印刷領域内に形成していることから、スルーホールを構成する貫通孔の孔径が小さく、また硬化性ペーストを押し込む圧力が強いことから、形成されたスルーホールにおいては膜厚（又は層厚）が厚くなってしまうことが危惧された。特に、生体電極においては柔軟性が要求されていることから、膜厚（又は層厚）が厚い部分が存在すると、熱収縮によるクラックの発生や剥離等による断線も危惧される。 Further, in the conventional multilayer substrate, since the through hole is formed in the printing region, the through hole constituting the through hole has a small hole diameter, and the pressure to push the curable paste is strong. There was a concern that the film thickness (or layer thickness) would be increased in the through hole. In particular, since the bioelectrode requires flexibility, if there is a portion with a large film thickness (or layer thickness), the occurrence of cracks due to thermal contraction or disconnection due to peeling or the like is a concern.
そこで本発明では、柔軟性の高い基材を使用した積層構造の生体電極においても、他の層との電気的な接続において、接続の信頼性を低下させることなく、確実に実現することのできる生体電極と、層間における電気的な接続構造を提供することを第三の課題とする。 Therefore, in the present invention, even in a bioelectrode having a laminated structure using a highly flexible base material, electrical connection with other layers can be reliably realized without degrading connection reliability. It is a third object to provide an electrical connection structure between a bioelectrode and an interlayer.
そして、従前における多層基板に形成されたスルーホールでは、これを構成する貫通孔に印刷によって硬化性ペースト材料を充填すると、当該スルーホールの貫通孔を貫通した硬化性ペースト材料が多層基板の裏側に出てしまい、当該多層基板の印刷に使用するテーブルや、当該多層基板の裏側を汚してしまうこともある。その結果、テーブルの清掃作業等が必要になり、作業効率が低下する。特に、薄い基材を使用する生体電極においては、このテーブル等の汚れの発生が著しくなってしまう。 And in the conventional through-hole formed in the multilayer substrate, when the through-hole constituting this is filled with the curable paste material by printing, the curable paste material penetrating the through-hole of the through-hole is formed on the back side of the multilayer substrate. And the table used for printing the multilayer board or the back side of the multilayer board may be soiled. As a result, a table cleaning operation or the like is required, and the work efficiency is reduced. In particular, in a bioelectrode using a thin base material, the occurrence of contamination on the table or the like becomes significant.
そこで本発明では、電磁波や静電気に対するシールド効果を高め、且つ印刷によって形成した膜又は層間を電気的に接続する際に、印刷対象物における印刷面の反対側や、当該印刷対象物を載せているテーブル等の汚染を大幅に減じる手段を講じた生体電極と、層間における電気的な接続構造を提供することを第四の課題とする。
Therefore, in the present invention, the shielding effect against electromagnetic waves and static electricity is enhanced, and when the film or the layer formed by printing is electrically connected, the opposite side of the printing surface of the printing object or the printing object is placed. A fourth problem is to provide a bioelectrode provided with means for greatly reducing contamination of a table or the like and an electrical connection structure between layers.
上記課題の少なくともいずれかを解決するべく、本発明では、生体からの信号を伝送する導電性材料層の外側のみならず、装着時における生体側にもシールド層を設けることにより、生体側からの電磁波や静電気等に起因して混入し得るノイズを減じるように構成した生体電極を提供するものである。 In order to solve at least one of the above-described problems, in the present invention, a shield layer is provided not only on the outside of the conductive material layer for transmitting a signal from a living body but also on the living body side at the time of wearing, thereby The present invention provides a biological electrode configured to reduce noise that may be mixed due to electromagnetic waves or static electricity.
即ち本発明では、１又は２以上の測定用電極を含んで構成されており、少なくとも測定用電極は、可撓性を有する絶縁基材の何れか一方の面に、導電性材料から成り、生体から信号を取得して此れを伝送する導電性材料層が形成されており、当該導電性材料層における取得した生体信号を伝送する領域は、その厚さ方向の両側に絶縁材料層を介して導電性材料から成るシールド層が形成されている生体電極を提供する。 That is, in the present invention, one or more measurement electrodes are included, and at least the measurement electrodes are made of a conductive material on one surface of a flexible insulating base, A conductive material layer for acquiring a signal from and transmitting the signal is formed, and a region for transmitting the acquired biological signal in the conductive material layer is interposed on both sides in the thickness direction via an insulating material layer. A bioelectrode having a shield layer made of a conductive material is provided.
かかる生体電極において、生体から信号を取得して此れを伝送する導電性材料層には、その厚さ方向の両側に導電性材料から成るシールド層が設けられている事から、外部の電磁波によるノイズのみならず、生体側から侵入するおそれのある電磁波ノイズや静電気によるノイズを除去することができる。 In such a bioelectrode, a conductive material layer that acquires a signal from a living body and transmits the signal is provided with shield layers made of a conductive material on both sides in the thickness direction. It is possible to remove not only noise but also noise caused by electromagnetic waves and static electricity that may enter from the living body side.
上記シールド層は、導電性材料層の厚さ方向に存在して電磁シールド効果を発現できればよく、例えば絶縁基材の何れか一方の面にシールド層、絶縁材料層、導電性材料層、絶縁材料層、シールド層を、この順で積層させたり、あるいは絶縁基材の何れか一方の面に、導電性材料層、絶縁材料層、シールド層をこの順で積層させ、他方の面にシールド層を積層させたりすることもできる。後者の場合には、絶縁材料層が１層少なくてすむことから、製造工程上、望ましいものとなる。 The shield layer only needs to be present in the thickness direction of the conductive material layer and exhibit an electromagnetic shielding effect. For example, the shield layer, the insulating material layer, the conductive material layer, the insulating material on any one surface of the insulating base material Layers and shield layers are laminated in this order, or a conductive material layer, insulating material layer, and shield layer are laminated in this order on either side of the insulating substrate, and a shield layer is placed on the other side. They can also be stacked. In the latter case, one insulating material layer can be reduced, which is desirable in the manufacturing process.
そして測定用電極が、生体からの信号（本明細書では「生体信号」とも云う）を取得する電極部分と、この電極部分で取得した生体信号を伝送する信号線部分とから成る場合、少なくとも信号線部分は、その厚さ方向の両側にシールド層が設けられている事が望ましい。信号配線は検査装置までの距離が長いため、外部からの電磁ノイズ、静電気ノイズの影響を受ける可能性が高く、この部分を電磁波等から遮蔽することにより、効果的にノイズの混入を阻止することができるためである。 When the measurement electrode includes an electrode portion that acquires a signal from a living body (also referred to as a “biological signal” in this specification) and a signal line portion that transmits the biological signal acquired by the electrode portion, at least the signal The line portion is preferably provided with shield layers on both sides in the thickness direction. Since the signal wiring has a long distance to the inspection device, there is a high possibility that it will be affected by external electromagnetic noise and electrostatic noise. By shielding this part from electromagnetic waves, etc., it is possible to effectively prevent noise contamination. It is because it can do.
即ち、１又は２以上の測定用電極を含んで構成されており、少なくとも測定用電極は、前記基材の何れか一方の面に、生体から信号を取得して此れを伝送する導電性材料層が形成され、当該導電性材料層における取得した生体信号を伝送する領域を遮蔽するように、絶縁材料層を介して導電性材料から成るシールド層として第一のシールド層が積層されており、前記基材の他方の面には、生体から信号を取得して此れを伝送する導電性材料層を遮蔽するように、導電性材料から成るシールド層として第二のシールド層が形成されている生体電極とする事が望ましい。 That is, it is configured to include one or two or more measurement electrodes, and at least the measurement electrode acquires a signal from a living body and transmits it to any one surface of the base material. A layer is formed, and a first shield layer is laminated as a shield layer made of a conductive material through an insulating material layer so as to shield a region where the acquired biological signal in the conductive material layer is transmitted, On the other surface of the base material, a second shield layer is formed as a shield layer made of a conductive material so as to shield the conductive material layer that acquires a signal from a living body and transmits the signal. It is desirable to use a bioelectrode.
この場合において、第二のシールド層は、電極部分だけ、あるいは信号線部分だけに形成することもできるが、望ましくは電極部分と信号部分の両方を遮蔽するように（即ちカバーするように）形成することが望ましい。なお、上記「遮蔽するように」とは、電磁遮蔽効果を発現できるようにする意味であり、例えば、遮蔽対象の全体を覆うように形成することができる。 In this case, the second shield layer can be formed only on the electrode portion or only on the signal line portion, but preferably formed so as to shield (ie, cover) both the electrode portion and the signal portion. It is desirable to do. Note that “so as to shield” means that an electromagnetic shielding effect can be exhibited, and for example, it can be formed so as to cover the entire shielding object.
また、第一のシールド層と、第二のシールド層とは同じ材料で形成する他、異なる材料で形成することもできる。生体信号に対して影響を与える要素が、外部からか、生体側からかによって異なることも考えられる為である。この為、例えば生体側に形成される第二のシールド層として、カーボン若しくはカーボンと金属又は金属化合物との混合物等を使用することができる。 In addition, the first shield layer and the second shield layer can be formed of the same material or different materials. This is because the factors affecting the biological signal may be different depending on whether they are from the outside or the living body side. For this reason, for example, carbon or a mixture of carbon and metal or metal compound can be used as the second shield layer formed on the living body side.
そしてシールド層は、その電位を安定させる為に接地しておくことが望ましい。そこで本発明では、導電性材料を挟んで設けられるシールド層を、生体に接地させる構成とする事が望ましい。 The shield layer is preferably grounded in order to stabilize its potential. Therefore, in the present invention, it is desirable that the shield layer provided with the conductive material sandwiched between the living body is grounded.
即ち、上記本発明の生体電極において、更に１以上のアース電極を含んで構成されており、当該アース電極は、前記基材の何れか一方の面に、生体に接地して信号を伝送する導電性材料層が形成され、当該導電性材料層における信号を伝送する領域を遮蔽するように、絶縁材料層を介して導電性材料から成るシールド層として第一のシールド層が積層されており、前記基材の他方の面には、当該導電性材料層を遮蔽するように、導電性材料から成るシールド層として第二のシールド層が形成されており、当該第一のシールド層と第二のシールド層とは、基材に設けられたスルーホール又は基材の端部の縁部分において電気的に接続されている生体電極とする事が望ましい。 That is, the biological electrode of the present invention further includes one or more ground electrodes, and the ground electrode is a conductive material that transmits a signal while being grounded to the living body on one surface of the base material. A conductive material layer is formed, and a first shield layer is laminated as a shield layer made of a conductive material through an insulating material layer so as to shield a region in the conductive material layer that transmits a signal, On the other surface of the base material, a second shield layer is formed as a shield layer made of a conductive material so as to shield the conductive material layer, and the first shield layer and the second shield are formed. The layer is preferably a bioelectrode that is electrically connected at a through-hole provided in the substrate or an edge portion of the end of the substrate.
基材に設けられたスルーホール又は基材の端部の縁部分において電気的に接続することにより、少なくとも導電性材料層を介在して設けられる２つのシールド層を電気的に接続させることができる。 By electrically connecting through the through-hole provided in the base material or the edge part of the end portion of the base material, at least two shield layers provided via the conductive material layer can be electrically connected. .
また、前記導電性材料層、第一のシールド層及び第二のシールド層の何れかの層は、蒸着やスパッタリング、或いは金属メッキ等の金属材料の積層技術を利用して形成することもできるが、簡易な設備で製造する為には、印刷によって製造することが望ましい。特に、第一のシールド層及び第二のシールド層の何れかの層を印刷によって形成する場合には、当該第一のシールド層及び第二のシールド層の少なくとも何れかの層を、前記絶縁基材の端面を覆い、且つ他方の層に接するように印刷することにより、第一のシールド層と第二のシールド層とを、高い信頼性を確保して電気的に接続することができる。 In addition, any one of the conductive material layer, the first shield layer, and the second shield layer can be formed using a metal material laminating technique such as vapor deposition, sputtering, or metal plating. In order to manufacture with simple equipment, it is desirable to manufacture by printing. In particular, when any one of the first shield layer and the second shield layer is formed by printing, at least one of the first shield layer and the second shield layer is formed of the insulating group. The first shield layer and the second shield layer can be electrically connected with high reliability secured by printing so as to cover the end face of the material and to be in contact with the other layer.
また、第一のシールド層及び第二のシールド層の少なくとも何れかを印刷、特にスクリーン印刷により形成することにより、配線パターンの形成工程と、両層の電気的な接続工程を同時に実施することができる。 In addition, by forming at least one of the first shield layer and the second shield layer by printing, particularly by screen printing, the wiring pattern forming process and the electrical connection process of both layers can be performed simultaneously. it can.
また、第一のシールド層と第二のシールド層の少なくとも何れかをスクリーン印刷により形成し、かつ両層の電気的な接続を絶縁基材に形成したスルーホールで行う場合には、印刷には十分な流動性を有する材料を使用し、当該スルーホールの貫通孔の孔径は２ｍｍを超える大きさ、望ましくは３ｍｍ以上、特に望ましくは５ｍｍ以上に形成するのが良い。このような孔径に形成することにより、スルーホールを構成する貫通孔の内壁面に薄い膜厚の接続回路を形成することができ、またスルーホール部分に於いて膜厚が厚くなることもない為である。この時、スルーホールを構成する貫通孔は、ドリルで形成するか、レーザーで形成するか、あるいは打ち抜いて形成するかなど、その加工方法を問わずに形成することができる。 In addition, when at least one of the first shield layer and the second shield layer is formed by screen printing, and the electrical connection of both layers is performed by a through hole formed on an insulating base material, A material having sufficient fluidity is used, and the through hole of the through hole has a diameter of more than 2 mm, preferably 3 mm or more, particularly preferably 5 mm or more. By forming such a hole diameter, it is possible to form a connection circuit with a small film thickness on the inner wall surface of the through hole constituting the through hole, and the film thickness does not increase in the through hole portion. It is. At this time, the through hole constituting the through hole can be formed regardless of its processing method, such as whether it is formed by a drill, a laser, or by punching.
また、第一のシールド層と第二のシールド層との電気的な接続を、絶縁基材に形成したスルーホールで行う場合には、このスルーホールの貫通孔の形状を平面視で三角形にする等の工夫を施すことにより、導電性材料をスルーホールの貫通孔の内壁面に、薄い膜厚で設ける事ができ、且つ第一のシールド層と第二のシールド層との電気的な接続を広い範囲（貫通孔の内壁面における範囲）で行うことができることから、信頼性の高い電気的接続を確保することができる。これにより、層間の電気的接続にスルーホールを使用しながらも、電気的接続については高い信頼性を実現した生体電極を実現することができる。 In addition, when the electrical connection between the first shield layer and the second shield layer is made by a through hole formed in the insulating base material, the shape of the through hole of this through hole is made triangular in plan view. By applying such measures, it is possible to provide a conductive material on the inner wall surface of the through hole of the through hole with a thin film thickness, and to electrically connect the first shield layer and the second shield layer. Since it can be performed in a wide range (range on the inner wall surface of the through hole), highly reliable electrical connection can be ensured. As a result, it is possible to realize a biological electrode that achieves high reliability for electrical connection while using through holes for electrical connection between layers.
更に、第一のシールド層と第二のシールド層とを、基材の端部の縁部分、より具体的には基材の端面において電気的に接続する場合、当該基材の端部においては、印刷時における圧力を減じることができる。この為、縁部分における薄膜化を実現し、適正な膜厚で第一のシールド層と第二のシールド層とを電気的に接続することができる。更に第一のシールド層と第二のシールド層との電気的な接続は、絶縁基材の端面において広い範囲で行うことができることから、これにより、第一のシールド層と第二のシールド層との接続の信頼性を低下させることなく、確実に実現することのできる生体電極を提供することができる。 Further, when the first shield layer and the second shield layer are electrically connected to each other at the edge portion of the base material, more specifically at the end surface of the base material, The pressure during printing can be reduced. For this reason, it is possible to reduce the thickness of the edge portion and to electrically connect the first shield layer and the second shield layer with an appropriate film thickness. Furthermore, since the electrical connection between the first shield layer and the second shield layer can be made in a wide range on the end face of the insulating base, this allows the first shield layer and the second shield layer to It is possible to provide a biological electrode that can be reliably realized without lowering the reliability of the connection.
依って本発明では、上記本発明の生体電気における、前記第一のシールド層と第二のシールド層間の電気的な接続構造であって、前記第一のシールド層と第二のシールド層は印刷によって形成されており、当該第一のシールド層及び第二のシールド層の少なくとも何れかの層は、前記絶縁基材の端面を覆い、且つ他方の層に接することにより、第一のシールド層と第二のシールド層とが電気的に接続している事を特徴とする、層間の電気的な接続構造を提供する。 Therefore, in the present invention, in the bioelectricity of the present invention, the electrical connection structure between the first shield layer and the second shield layer, wherein the first shield layer and the second shield layer are printed. And at least one of the first shield layer and the second shield layer covers the end surface of the insulating base material and is in contact with the other layer, whereby the first shield layer and An electrical connection structure between layers is provided, characterized in that the second shield layer is electrically connected.
かかる層間の電気的な接続構造によれば、層間の電気的な接続を行う部分においては、印刷時における印刷材料と塗布する圧力を減じることができ、また当該電気的な接続部分において、印刷対象物における印刷面の反対側や、当該印刷対象物を載せているテーブル等の汚染を減じることができる。よって、テーブルの清掃作業等を不要とする事ができ、作業効率を大幅に向上させることができる。 According to the electrical connection structure between the layers, the printing material and the pressure applied during printing can be reduced in the portion where the electrical connection between the layers is performed. It is possible to reduce the contamination on the opposite side of the printed surface of the object and the table on which the object to be printed is placed. Therefore, it is possible to eliminate a table cleaning operation and the like, and the working efficiency can be greatly improved.
上記本発明によれば、導電材料層の厚さ方向両側をシールドしている事から、外部からの電磁波のみならず、生体側からの電磁波や静電気によるノイズを阻止することのできる生体電極とすることができる。 According to the present invention, since both sides in the thickness direction of the conductive material layer are shielded, a biological electrode capable of preventing not only the electromagnetic wave from the outside but also the electromagnetic wave from the living body side and noise due to static electricity is provided. be able to.
そして本発明では、印刷により積層構造として、外部からの電磁波のみならず、生体側からの電磁波や静電気によるノイズを阻止することのできる生体電極でありながら、更にスルーホールや基材の端部（より具体的には「端面」）において層間の電気的な接続を実施する事で、電気的接続については高い信頼性を実現した生体電極と、層間における電気的な接続構造を提供することができる。 And in the present invention, as a laminated structure by printing, not only external electromagnetic waves but also biological electrodes that can prevent electromagnetic waves from the living body side and noise due to static electricity, further through holes and end portions of the substrate ( More specifically, by performing electrical connection between layers on the “end face”), it is possible to provide a bioelectrode that realizes high reliability for electrical connection and an electrical connection structure between layers. .
特に基材（特にアース電極）の端面において層間の電気的な接続を実施することにより、スルーホールで電気的な接続を行う場合に比べ、電気的な接続部分を広くすることができ、即ち接触面部分の大面積化を実現することができ、柔軟性が要求される生体電極においても、クラックの発生や剥離等による断線を回避することができる。これにより本発明では、シールド効果を高め、且つ柔軟性の高い基材を使用した積層構造の生体電極においても、他の層との電気的な接続において、接続の信頼性を低下させることなく、確実に実現することのできる生体電極と、層間における電気的な接続構造を提供することができる。 In particular, by performing electrical connection between layers on the end face of the base material (especially the ground electrode), the electrical connection portion can be widened compared with the case where electrical connection is made through a through hole, that is, contact. It is possible to increase the area of the surface portion, and it is possible to avoid disconnection due to generation of cracks or peeling even in a bioelectrode that requires flexibility. Thereby, in the present invention, in the bioelectrode having a laminated structure using a highly flexible base material with a high shielding effect, in electrical connection with other layers, without reducing the reliability of the connection, A biological electrode that can be reliably realized and an electrical connection structure between layers can be provided.
更に、上記の様に、基材の端面において層間の電気的な接続を実施した場合には、スルーホールを貫通させて硬化性ペースト材料を充填する必要が無くなり、よって当該スルーホールを貫通した硬化性ペースト材料が多層基板の裏側に出てしまい、当該多層基板の印刷に使用するテーブルや、当該多層基板の裏側を汚してしまうといった問題も解決することができる。その結果、硬化性ペースト材料の汚染によるテーブルの清掃作業等を不要とし、作業効率を大幅に向上させることができる。
Furthermore, as described above, when the electrical connection between the layers is performed on the end face of the base material, it is not necessary to penetrate the through hole and fill with the curable paste material, and thus the curing that penetrates the through hole. The problem that the conductive paste material comes out on the back side of the multilayer substrate and stains the table used for printing the multilayer substrate and the back side of the multilayer substrate can also be solved. As a result, the work of cleaning the table due to contamination of the curable paste material is unnecessary, and the working efficiency can be greatly improved.
以下、図面を参照しながら、本実施の形態に係る幾つかの生体電極１０の例を説明する。
図１は、本実施の形態にかかる生体電極１０を示す平面図であり、図２は図１に示した生体電極の分解斜視図であり、図３は図１におけるＹ−Ｙ矢視方向の（Ａ）測定電極における電極部分の断面図であり、（Ｂ）アース電極１４における電極部分２１の断面図であり、（Ｃ）アース電極における第一のシールド層３４と導電性材料層３２とのを電気的な接続部分を示す断面図である。また図４は基材３１に形成したスルーホール４１による電気的な接続を形成する工程図であり、図５はスルーホール４１の開口形状を三角形に形成した例の工程図であり、図６はスルーホール４１の開口形状の他の例であり、（Ａ）は半円形に開口する例、（Ｂ）は楕円形に開口する例を示している。そして図７はアース電極１４における電極部分２１の端部側面で、第二のシールド層３７と導電性材料層３２とを電気的に接続する工程図である。
Hereinafter, some examples of the biological electrode 10 according to the present embodiment will be described with reference to the drawings.
FIG. 1 is a plan view showing a biological electrode 10 according to the present embodiment, FIG. 2 is an exploded perspective view of the biological electrode shown in FIG. 1, and FIG. 3 is a view in the direction of arrows YY in FIG. (A) It is sectional drawing of the electrode part in a measurement electrode, (B) It is sectional drawing of the electrode part 21 in the ground electrode 14, (C) First shield layer 34 and conductive material layer 32 in the ground electrode It is sectional drawing which shows an electrical connection part. 4 is a process diagram for forming an electrical connection by the through hole 41 formed in the base material 31, FIG. 5 is a process diagram of an example in which the opening shape of the through hole 41 is formed in a triangle, and FIG. It is another example of the opening shape of the through hole 41, (A) shows the example opened to a semicircle, (B) has shown the example opened to an ellipse. FIG. 7 is a process diagram for electrically connecting the second shield layer 37 and the conductive material layer 32 on the side surface of the end portion of the electrode portion 21 in the ground electrode 14.
図１に示すように、本実施の形態にかかる生体電極１０は、基材の矩形部分に配置された３つの測定電極１２と、基材の矩形部分から延伸した１本のアース電極１４とを備え、各電極で取得した生体信号は基材の矩形部分から延出するコネクタ１６に導かれている。このコネクタ１６は、図示しない医療用測定器具に接続されることになる。 As shown in FIG. 1, the biological electrode 10 according to the present embodiment includes three measurement electrodes 12 arranged on a rectangular portion of a base material and one ground electrode 14 extended from the rectangular portion of the base material. The biological signal acquired by each electrode is led to a connector 16 extending from a rectangular portion of the substrate. This connector 16 is connected to a medical measuring instrument (not shown).
測定電極１２は、生体における測定部位に接続されて、その部分における電気的な信号を受信してこれを伝送するものであり、生体からの信号を取得する電極部分２１と、この電極部分２１で取得した信号を伝送する信号線部分２３とを備えて構成されている。またアース電極１４は、各測定電極１２におけるシールド層を生体にアースすると共に、基準電位を伝送するものであり、生体にアースしてアース電位を取得する電極部分２１と、アース電位を伝送する信号線部分２３とで構成されている。そして各信号線は根元部分でまとめられており、コネクタ１６につながっている。本実施の形態においては、測定電極１２及びアース電極１４共に、導電性材料層３２を、シールド層で遮蔽するように構成されている。 The measurement electrode 12 is connected to a measurement site in a living body, receives an electrical signal in that part, and transmits it. An electrode part 21 that acquires a signal from the living body, and the electrode part 21 And a signal line portion 23 for transmitting the acquired signal. The ground electrode 14 grounds the shield layer of each measurement electrode 12 to the living body and transmits a reference potential. The ground electrode 14 is grounded to the living body to obtain the ground potential, and a signal for transmitting the ground potential. It is comprised with the line part 23. FIG. Each signal line is gathered at the base and connected to the connector 16. In the present embodiment, both the measurement electrode 12 and the ground electrode 14 are configured to shield the conductive material layer 32 with a shield layer.
図２は、上記図１に示した生体電極の分解斜視図であり、この図２に示すように、本実施の形態にかかる生体電極１０は、非導電性のプラスチック材料を用いて形成されたフィルム状の基材３１を使用し、これに各層を積層させている。即ち、この基材３１の一方の面には、銀などの導電性材料を用いて形成した導電性材料層３２を形成している。この導電性材料層は、本実施の形態では、銀を用いて形成されて前記信号線部分２３を構成する信号線層３２ａと、銀と塩化銀との混合物を用いて形成されて生体からの信号を取得する電極層３２ｂとで形成されている。そして当該導電性材料層３２における信号線部分２３に相当する領域の外側（基材３１から見た厚さ方向外側。以下同じ）には、非導電性材料からなるレジスト層を積層させる。このレジスト層の幅は、少なくとも前記導電性材料層３２における信号線部分２３を覆うように、信号線よりも幅広く形成されている。このレジスト層の外側には、当該レジスト層と同じ幅か、あるいは当該レジスト層よりも狭い幅で、カーボンやカーボンと金属又は金属化合物との混合物からなる第一のシールド層３４を積層させる。そして当該第一のシールド層３４を覆うように、第一のシールド層３４よりも幅広く形成した前記レジスト層を積層させている。また、前記導電性材料層３２における電極部分２１には、当該電極部分２１を覆うように導電性を有する電解質層３６を設けている。 FIG. 2 is an exploded perspective view of the biological electrode shown in FIG. 1. As shown in FIG. 2, the biological electrode 10 according to the present embodiment is formed using a non-conductive plastic material. A film-like base material 31 is used, and each layer is laminated thereon. That is, a conductive material layer 32 formed using a conductive material such as silver is formed on one surface of the base material 31. In this embodiment, the conductive material layer is formed using silver, and is formed using a signal line layer 32a constituting the signal line portion 23, and a mixture of silver and silver chloride. It is formed with an electrode layer 32b for acquiring a signal. Then, a resist layer made of a non-conductive material is laminated outside the region corresponding to the signal line portion 23 in the conductive material layer 32 (outside in the thickness direction as viewed from the base material 31; hereinafter the same). The width of the resist layer is wider than that of the signal line so as to cover at least the signal line portion 23 in the conductive material layer 32. A first shield layer 34 made of carbon or a mixture of carbon and a metal or a metal compound is laminated on the outside of the resist layer so as to have the same width as the resist layer or a width narrower than the resist layer. Then, the resist layer formed wider than the first shield layer 34 is laminated so as to cover the first shield layer 34. In addition, the electrode portion 21 in the conductive material layer 32 is provided with a conductive electrolyte layer 36 so as to cover the electrode portion 21.
一方、当該フィルム状の基材３１の反対側の面には、導電性材料からなる第二のシールド層３７を設けている。そして測定用電極部分においては、この第二のシールド層３７を覆うようにして前記したようなレジスト層を積層させている。この面に形成されるシールド層は、少なくとも前記導電性材料層３２を覆うような大きさに形成されており、またレジスト層も当該シールド層を覆う広さで形成されている。なお、この実施の形態において、アース電極１４の基材の矩形部分から突出した領域には前記レジスト層は形成していないが、この領域にレジスト層を形成するか否かは任意である。 On the other hand, a second shield layer 37 made of a conductive material is provided on the opposite surface of the film-like substrate 31. In the measurement electrode portion, the resist layer as described above is laminated so as to cover the second shield layer 37. The shield layer formed on this surface is formed to have a size so as to cover at least the conductive material layer 32, and the resist layer is also formed to have a size covering the shield layer. In this embodiment, the resist layer is not formed in a region protruding from the rectangular portion of the base material of the ground electrode 14, but whether or not the resist layer is formed in this region is arbitrary.
以上のようにして、各層を積層させることにより、当該生体電極の測定電極１２部分は図３（Ａ）に示すような層構造を形成する。具体的には、電極部分２１においては、生体側から、電解質層３６、導電性材料層３２、基材３１、シールド層３７、レジスト層３８がこの順で積層されており、信号線部分２３においては、レジスト層３５、第一のシールド層３４、レジスト層３３、導電性材料層３２、基材３１、第二のシールド層３７、レジスト層３８がこの順で積層されている。 By laminating the layers as described above, the measurement electrode 12 portion of the bioelectrode forms a layer structure as shown in FIG. Specifically, in the electrode portion 21, the electrolyte layer 36, the conductive material layer 32, the base material 31, the shield layer 37, and the resist layer 38 are laminated in this order from the living body side. The resist layer 35, the first shield layer 34, the resist layer 33, the conductive material layer 32, the base material 31, the second shield layer 37, and the resist layer 38 are laminated in this order.
このような構成においては、図３（Ａ）に示すように、導電性材料層３２は、生体から信号を取得する領域以外（電極部分２１の生体に対向する面以外）は、その殆ど、望ましくは全てがシールド層３４・３７で遮蔽されており、特に信号線部分２３においては、厚さ方向の両側にシールド層３４・３７が設けられている。そして、この第一のシールド層３４と第二のシールド層３７とは、後述するアース電極１４において生体に設置していることから、この測定電極１２では、外部からの電磁波のみならず、生体側からの静電気などに起因するノイズの発生を効果的に抑えることができる。 In such a configuration, as shown in FIG. 3A, most of the conductive material layer 32 is desirable except in a region where signals are acquired from the living body (other than the surface of the electrode portion 21 facing the living body). Are shielded by shield layers 34 and 37, and particularly in the signal line portion 23, shield layers 34 and 37 are provided on both sides in the thickness direction. And since this 1st shield layer 34 and the 2nd shield layer 37 are installed in the living body in the earth electrode 14 mentioned later, in this measurement electrode 12, not only the electromagnetic waves from the outside but the living body side It is possible to effectively suppress the generation of noise due to static electricity from the.
また、第一及び第二のシールド層３４・３７は、その厚さ方向の外側にレジスト層３５・３８が設けられ、確実に絶縁が施されている。よって、長時間装着した場合などにおいて、仮に電解質層３６が膨張した場合においても、第一及び第二のシールド層３７と接触を阻止することができ、これにより当該電解質層３６を介した第一又は第二のシールド層３４・３７と導電性材料層３２との電気的な短絡を阻止することができる。 Further, the first and second shield layers 34 and 37 are provided with resist layers 35 and 38 on the outer side in the thickness direction, and are reliably insulated. Therefore, even when the electrolyte layer 36 expands, for example, when it is worn for a long time, contact with the first and second shield layers 37 can be prevented, whereby the first layer via the electrolyte layer 36 is prevented. Alternatively, an electrical short circuit between the second shield layers 34 and 37 and the conductive material layer 32 can be prevented.
よって、以上の構成により、本実施の形態にかかる生体電極１０は、電磁波や静電気に起因するノイズの混入を阻止しながらも、安定した測定が可能な生体電極１０となっている。 Therefore, with the above configuration, the biological electrode 10 according to the present embodiment is a biological electrode 10 capable of stable measurement while preventing the mixing of noise due to electromagnetic waves or static electricity.
ここで上記基材３１は、十分な柔軟性と一定の保形性を備え、且つ簡易に切断しない程度の引っ張り強度を有する絶縁材料で形成することができ、例えばポリエチレンナフタレートフィルム、ポリエチレンテレフタレートフィルム、ポリアミドイミドフィルム等の樹脂材料の他、合成材不織布等のような電気絶縁性を有する材料を使用することができる。 Here, the base material 31 can be formed of an insulating material having sufficient flexibility and a certain shape retaining property and having a tensile strength that does not easily cut, such as a polyethylene naphthalate film or a polyethylene terephthalate film. In addition to resin materials such as polyamideimide film, materials having electrical insulation properties such as synthetic nonwoven fabrics can be used.
また上記導電性材料層３２は、本実施の形態では信号線層３２ａを銀で、電極層３２ｂを銀と塩化銀との混合物で形成しているが、その他にも銀−塩化銀、銀、金、銅、カーボン、アルミニウム、ニッケルなど、導電性のあらゆる金属を用いた層として形成することができる。特に、本実施の形態では、信号線層３２ａを銀層として形成し、信号線層３２ａと電気的に接続する電極層３２ｂは、電解質層とのイオン交換のために、銀−塩化銀で形成させている。かかる銀−塩化銀の層は、銀と塩化銀の配合比が重量比で銀：塩化銀が９：１〜６：４であることが望ましい。このような銀−塩化銀の層を設けることにより、測定時に電極部分２１における導電性材料層３２の分極を阻止することができ、よってホルタ心電計用の電極のように長時間装着する場合において特に望ましいものとなる。またイオントフォレスト療法のように電気を流して薬物を体内に導入する場合においても、円滑なイオン交換を実現する上で特に望ましいものとなる。 In the present embodiment, the conductive material layer 32 includes the signal line layer 32a made of silver and the electrode layer 32b made of a mixture of silver and silver chloride. It can be formed as a layer using any conductive metal such as gold, copper, carbon, aluminum, or nickel. In particular, in the present embodiment, the signal line layer 32a is formed as a silver layer, and the electrode layer 32b electrically connected to the signal line layer 32a is formed of silver-silver chloride for ion exchange with the electrolyte layer. I am letting. In such a silver-silver chloride layer, the mixing ratio of silver and silver chloride is preferably 9: 1 to 6: 4 of silver: silver chloride in weight ratio. By providing such a silver-silver chloride layer, the polarization of the conductive material layer 32 in the electrode portion 21 can be prevented at the time of measurement. Therefore, when the electrode is installed for a long time like an electrode for a Holter electrocardiograph. Is particularly desirable. In addition, even in the case where a drug is introduced into the body by flowing electricity as in iontoforest therapy, it is particularly desirable for realizing smooth ion exchange.
また上記レジスト層３３・３５・３８は、特に限定されるものではなく、ノボラック型エポキシアクリレート化合物や、ビスフェノールフルオレン型エポキシアクリレート化合物、あるいはこれらエポキシアクリレート化合物の酸変性物などの光硬化型樹脂組成物の他、熱硬化性樹脂組成物や熱可塑性樹脂組成物で形成してもよい。また、このレジスト層は必ずしもフォトレジスト材料が使用される必要は無く、例えば塩化ビニールフィルム、ＰＥＴフィルム、合成材不織布等のように電気絶縁性を有する材料であれば使用することができる。 The resist layers 33, 35, and 38 are not particularly limited, and a photocurable resin composition such as a novolac type epoxy acrylate compound, a bisphenol fluorene type epoxy acrylate compound, or an acid-modified product of these epoxy acrylate compounds. In addition, you may form with a thermosetting resin composition and a thermoplastic resin composition. In addition, it is not always necessary to use a photoresist material for this resist layer. For example, any material having electrical insulation properties such as a vinyl chloride film, a PET film, and a synthetic nonwoven fabric can be used.
また上記シールド層３４・３７は、本実施の形態では第一のシールド層３４をカーボンで、第二のシールド層３７をカーボンと銀との混合物で形成し、第一のシールド層３４と第二のシールド層３７とを異なる材料で形成しているが、両者を同じ材料で形成したり、銀−塩化銀、銀、金、銅、カーボン、アルミニウム、ニッケルなど、導電性のあらゆる金属を用いて形成することもできる。即ち、シールド層３４・３７は導電性を有する材料であれば、特に問題なく使用できる。 In the present embodiment, the shield layers 34 and 37 are formed such that the first shield layer 34 is made of carbon, and the second shield layer 37 is made of a mixture of carbon and silver. The shield layer 37 is made of different materials, but both of them are made of the same material, or using any conductive metal such as silver-silver chloride, silver, gold, copper, carbon, aluminum, nickel, etc. It can also be formed. That is, the shield layers 34 and 37 can be used without any particular problem as long as they are conductive materials.
そして導電性を有する電解質層３６は、アクリル系、ウレタン系等で構成でき、更にカラヤゴムで構成することもできる。かかる電解質層３６はゲル状又はジェル状等の様に半流動性又は流動性を有することが望ましい。 And the electrolyte layer 36 which has electroconductivity can be comprised with an acryl type, a urethane type, etc., and also can be comprised with Karaya rubber. The electrolyte layer 36 preferably has a semi-fluidity or fluidity such as a gel or gel.
また本実施の形態において、アース電極１４の基材３１の矩形部分から突出した領域には前記レジスト層は形成されていない。即ち、図３（Ｂ）に示したように、このアース電極１４においては、当該フィルム状の基材３１の反対側の面には、導電性材料からなる第二のシールド層３７を設けており、前記測定電極１２に設けていたような、第二のシールド層３７を覆うレジスト層３８は積層させていない。これは、アース電極１４においては、当該シールド層を生体に接地させるためであり、生体から絶縁する必要が乏しいためである。 In the present embodiment, the resist layer is not formed in a region protruding from the rectangular portion of the base material 31 of the ground electrode 14. That is, as shown in FIG. 3B, the ground electrode 14 is provided with a second shield layer 37 made of a conductive material on the opposite surface of the film-like substrate 31. The resist layer 38 that covers the second shield layer 37 as provided in the measurement electrode 12 is not laminated. This is because, in the ground electrode 14, the shield layer is grounded to the living body, and it is not necessary to be insulated from the living body.
このアース電極１４は、生体に設置して基準電圧を取得するものであり、またシールド層を生体に対して電気的に接続させて、その電位を安定させる必要がある。そこでこのアース電極１４における電極部分２１は、前記した測定用電極及びアース電極１４における第一及び第二のシールド層３７と電気的に接続されることになる。 The earth electrode 14 is installed on a living body to acquire a reference voltage, and the shield layer needs to be electrically connected to the living body to stabilize its potential. Therefore, the electrode portion 21 in the ground electrode 14 is electrically connected to the first and second shield layers 37 in the measurement electrode and the ground electrode 14 described above.
また、アース電極１４における第一のシールド層３４と導電性材料層３２との電気的な接続は、図３（Ｃ）に示したように、このアース電極１４における任意の箇所のレジスト層３３を無くすことにより電気的に接続することができる。例えば、図２に示したように、レジスト層３３のコネクタ側に、アース電極１４の信号線部分に対応する部分を切り欠いた部分３３ａを形成するなどによっても、第一のシールド層３４をアース電極１４における導電性材料層３２と電気的に接続することができる。なお、この切り欠いた部分３３ａに変えて、後述するような楕円形や三角形等のスルーホールを形成する事もできる。そして、第一のシールド層３４と第二のシールド層３７は、この生体電極１０において各測定電極１２とアース電極１４とで連続した層として形成されていることから、第二のシールド層３７を導電性材料層３２と電気的に接続して接地（アース）させることにより、第一のシールド層３４と第二のシールド層３７を接地（アース）させることができる。 Further, as shown in FIG. 3C, the first shield layer 34 and the conductive material layer 32 in the ground electrode 14 are electrically connected to each other by applying a resist layer 33 at an arbitrary position in the ground electrode 14. It can be electrically connected by eliminating. For example, as shown in FIG. 2, the first shield layer 34 may be grounded by forming a portion 33a in which a portion corresponding to the signal line portion of the ground electrode 14 is notched on the connector side of the resist layer 33. It can be electrically connected to the conductive material layer 32 in the electrode 14. Instead of the notched portion 33a, an oval or triangular through hole as described later can be formed. And since the 1st shield layer 34 and the 2nd shield layer 37 are formed as a continuous layer in each measurement electrode 12 and earth electrode 14 in this living body electrode 10, the 2nd shield layer 37 is changed. The first shield layer 34 and the second shield layer 37 can be grounded (grounded) by being electrically connected to the conductive material layer 32 and grounded (grounded).
そこで本実施の形態では、図２（Ｂ）に示すように、アース電極１４における導電性材料層３２（本実施の形態では、特に電極層３２ｂ）を、電極部分２１の何れかの縁部分まで形成し、端部側面の少なくとも一部を覆うように形成する。かつ第二のシールド層３７も、電極部分２１の縁部分まで形成し、端部側面を覆い且つ前記導電性材料層３２と接するように形成することにより、当該電極部分２１の端部側面において、導電性材料層３２と第二のシールド層３７とが電気的に接続されている。そして、このアース電極１４における導電性材料層３２には、導電性を有する電解質層３６が設けられることから、第二のシールド層３７は、アース電極１４の導電性材料層３２及び電解質層３６を介して生体に設置されることになる。これにより、生体電極１０における第一及び第二のシールド層３７の電位は安定し、より正確な生体信号を取得することが可能になる。 Therefore, in the present embodiment, as shown in FIG. 2B, the conductive material layer 32 (in particular, the electrode layer 32b in the present embodiment) in the ground electrode 14 is extended to any edge portion of the electrode portion 21. It is formed so as to cover at least a part of the end side surface. In addition, the second shield layer 37 is also formed up to the edge portion of the electrode portion 21, covers the end side surface, and is in contact with the conductive material layer 32. The conductive material layer 32 and the second shield layer 37 are electrically connected. Since the conductive material layer 32 in the ground electrode 14 is provided with the conductive electrolyte layer 36, the second shield layer 37 is formed by connecting the conductive material layer 32 and the electrolyte layer 36 of the ground electrode 14. It will be installed in the living body. Thereby, the electric potential of the 1st and 2nd shield layer 37 in the bioelectrode 10 is stabilized, and it becomes possible to acquire a more accurate biosignal.
なお、生体電極１０の厚さ方向外側に存在するレジスト層３５は、絶縁性、防水性、クッション性を有する材料の層で被覆してもよい。着用時における利用者の不快感を無くすためである。なお、アース電極１４の厚さ方向外側は、レジスト層が露出していてもよく、またはウレタン製のフィルムなどを設けても良い。 Note that the resist layer 35 existing outside the biological electrode 10 in the thickness direction may be covered with a layer of a material having insulating properties, waterproof properties, and cushioning properties. This is to eliminate user discomfort during wearing. Note that the resist layer may be exposed on the outer side in the thickness direction of the ground electrode 14, or a urethane film or the like may be provided.
前記第一のシールド層３４と第二のシールド層３７との電気的な接続、あるいはこれらと導電性材料層３２との電気的な接続は、スルーホールによっても実施することができる。
図４は、基材３１に形成したスルーホール４１による電気的な接続を形成する工程図である。この図（Ａ）に示すように、あらかじめ、基材３１にはその厚さ方向に貫通するスルーホール４１（貫通孔）を形成しておく。そして透孔部によって形成された特定の印刷パターンを有するマスク４２を基板の表面に重ね合わせ、該マスク４２の上のスキージ４３の進行側に、第一及び第二のシールド層３４・３７を形成する硬化性ペースト材料４４を供給し、該マスク４２の上でスキージ４３を摺動させる。これにより、硬化性ペースト材料４４をマスク４２の透孔部から、透孔部のパターン形成部分及びスルーホール４１の貫通孔部分に塗布して、片側のパターン（例えば第一のシールド層）を形成すると共に、スルーホール内の壁面に硬化性ペースト材料４４を塗布する。同じようにして、図４（Ｂ）に示すように、反対側の面にマスク４２を重ね合わせて、硬化性ペースト材料４４を供給しながらスキージ４３を摺動させて、反対側のパターン（例えば第二のシールド層）を形成すると共に、スルーホール内に硬化性ペースト材料４４を塗布する。これにより、図４（Ｃ）に示すように、スルーホール４１の内壁面には導電性を有する硬化性ペースト材料４４が塗布され、第一のシールド層３４と第二のシールド層３７との電気的な接続を形成することができる。なお、上記の印刷はスクリーン印刷で行うことができ、その際に使用するマスクはメタルマスク又はスクリーンマスクの何れでも良い。
The electrical connection between the first shield layer 34 and the second shield layer 37, or the electrical connection between the first shield layer 34 and the second shield layer 37, can also be implemented by through holes.
FIG. 4 is a process diagram for forming an electrical connection by the through hole 41 formed in the base material 31. As shown in FIG. 2A, a through hole 41 (through hole) penetrating in the thickness direction is formed in the base material 31 in advance. Then, a mask 42 having a specific print pattern formed by the through holes is superimposed on the surface of the substrate, and first and second shield layers 34 and 37 are formed on the traveling side of the squeegee 43 on the mask 42. The curable paste material 44 to be supplied is supplied, and the squeegee 43 is slid on the mask 42. Thereby, the curable paste material 44 is applied from the through hole portion of the mask 42 to the pattern forming portion of the through hole portion and the through hole portion of the through hole 41 to form a pattern on one side (for example, the first shield layer). At the same time, a curable paste material 44 is applied to the wall surface in the through hole. Similarly, as shown in FIG. 4B, the mask 42 is overlapped on the opposite surface, and the squeegee 43 is slid while supplying the curable paste material 44, so that the opposite pattern (for example, The second shield layer is formed, and a curable paste material 44 is applied in the through hole. As a result, as shown in FIG. 4C, a conductive curable paste material 44 is applied to the inner wall surface of the through hole 41, and the electrical connection between the first shield layer 34 and the second shield layer 37 is performed. Connections can be made. The above printing can be performed by screen printing, and the mask used at that time may be either a metal mask or a screen mask.
ここで、このスルーホール４１を形成する貫通孔の孔径が小さい場合などには、硬化性ペースト材料４４が十分にスルーホール４１内に入り込まず、確実な電気的接続を得られない場合も考えられる。そこで本実施の形態では、スルーホール４１の形状を、スキージ４３を摺動させる方向（塗布方向）にあわせて、当該スルーホール４１を構成する貫通孔の内壁面に、硬化性ペースト材料４４が十分に回りこむように形成することが望ましい。 Here, when the diameter of the through hole forming the through hole 41 is small, the curable paste material 44 may not sufficiently enter the through hole 41, and a reliable electrical connection may not be obtained. . Therefore, in the present embodiment, the shape of the through hole 41 is matched with the direction in which the squeegee 43 is slid (application direction), and the curable paste material 44 is sufficiently applied to the inner wall surface of the through hole constituting the through hole 41. It is desirable to form so as to wrap around.
例えば、図５はこのスルーホール４１の貫通孔の開口形状を三角形に形成した例を示している。この図５（Ａ）に示すように、基材３１上に三角形の開口形状の貫通孔からなるスルーホール４１を形成し、これに、マスク４２を重ね合わせる。そして図５（Ｂ）に示すように、何れかの角に向かってスクリーン印刷を行ってパターンを形成することにより、（Ｃ）に示すように、当該三角形の開口の内側には十分な量の硬化性ペースト材料４４が回り込み、第一のシールド層３４と第二のシールド層３７との電気的な接続を、より確実に形成することができる。 For example, FIG. 5 shows an example in which the opening shape of the through hole of the through hole 41 is formed in a triangle. As shown in FIG. 5A, a through hole 41 made of a triangular opening is formed on a base material 31, and a mask 42 is overlaid thereon. Then, as shown in FIG. 5B, by performing screen printing toward any corner to form a pattern, as shown in FIG. 5C, a sufficient amount is placed inside the triangular opening. The curable paste material 44 wraps around, and the electrical connection between the first shield layer 34 and the second shield layer 37 can be more reliably formed.
その他にも、例えば図６（Ａ１）に示すように半円形に開口する貫通孔からなるスルーホール４１として形成し、これにマスク４２を重ね合わせて印刷を行うことにより、図６（Ａ２）に示すように、スルーホール４１の貫通孔の内側（内壁面）に多くの硬化性ペースト材料４４を回り込ませたパターンを製造することができる。また図６（Ｂ１）に示すように貫通孔が楕円形に開口するスルーホール４１として形成し、これにマスク４２を重ね合わせて印刷を行うことにより、図６（Ｂ２）に示すように、楕円形のスルーホール４１の内側に多くの硬化性ペースト材料４４を回り込ませたパターンを製造することができる。 In addition, for example, as shown in FIG. 6 (A1), a through hole 41 formed of a through hole opening in a semicircular shape is formed, and printing is performed with a mask 42 superimposed thereon, whereby FIG. As shown, a pattern in which a large amount of curable paste material 44 is wrapped around the inside (inner wall surface) of the through hole of the through hole 41 can be manufactured. Also, as shown in FIG. 6 (B1), the through hole is formed as a through hole 41 having an elliptical shape, and printing is performed with a mask 42 superimposed on the through hole 41, as shown in FIG. 6 (B2). It is possible to manufacture a pattern in which a large amount of curable paste material 44 is wrapped inside the shaped through hole 41.
即ち、このスルーホール４１は、スキージ４３を摺動させる方向（塗布方向）に沿う向きに、開口幅が広がる形状のスルーホール４１を形成することにより、その内壁面に多くの硬化性ペースト材料４４を回り込ませることができる。 That is, the through-hole 41 is formed on the inner wall surface with a large amount of the curable paste material 44 by forming the through-hole 41 having a shape in which the opening width is increased in the direction along the direction in which the squeegee 43 slides (application direction). Can be wrapped around.
図７は、前記アース電極１４における電極部分２１の側面で、第二のシールド層３７と導電性材料層３２とを電気的に接続した形態を示している。即ちこの実施の形態では、図７（Ａ）に示すように、基材３１に半月形状の開口形状を有する貫通孔からなるスルーホール４１を形成し、そして当該スルーホール４１の一部の縁まで含む形状のパターンを形成したマスクを重ね合わせて、スクリーン印刷で印刷する。これにより、図７（Ｂ）に示すように、印刷領域に存在するスルーホール４１の内壁面には、硬化性ペースト材料４４が回りこみ、これにより第二のシールド層３７と導電性材料層３２とを電気的に接続することができる。 FIG. 7 shows a form in which the second shield layer 37 and the conductive material layer 32 are electrically connected to each other at the side surface of the electrode portion 21 of the ground electrode 14. That is, in this embodiment, as shown in FIG. 7 (A), a through hole 41 made of a through hole having a half-moon shaped opening is formed in the base material 31, and up to a part of the edge of the through hole 41. The masks on which the patterns having the shapes are formed are superimposed and printed by screen printing. As a result, as shown in FIG. 7B, the curable paste material 44 wraps around the inner wall surface of the through-hole 41 existing in the printing region, whereby the second shield layer 37 and the conductive material layer 32 are formed. Can be electrically connected.
即ち、図７（Ｃ１）は、図７（Ｂ）におけるＣ−Ｃ矢視方向のスルーホール４１の近傍の拡大断面図であり、この図に示すように、印刷パターン（即ちマスク４２）は、スルーホールの一方の縁部にかかるように形成する。特に、このスルーホール４１内にはみ出た部分（Ｌ）は、スルーホール４１内に硬化性ペースト材料４４が湾曲して垂れ下がる部分であることから、当該はみ出た部分の長さＬは、基材の厚さ（Ｔ）と同じか、それよりも長くすることが望ましい（即ち、Ｌ≧Ｔの関係）。このように形成すれば、図７（Ｃ２）に示すように、スルーホール内で硬化性ペースト材料４４が適正に塗布されないといった問題を解消しながらも、スルーホール４１内に垂れ下がった硬化性ペースト材料４４が、スルーホール４１からはみ出て、基材の裏面やテーブルを汚染する恐れを無くすことができる。 7C1 is an enlarged cross-sectional view in the vicinity of the through hole 41 in the direction of the arrow C-C in FIG. 7B. As shown in FIG. It is formed so as to cover one edge of the through hole. In particular, since the portion (L) that protrudes into the through hole 41 is a portion in which the curable paste material 44 is curved and hangs down in the through hole 41, the length L of the protruding portion is determined by the length of the base material. It is desirable that the thickness is equal to or longer than the thickness (T) (that is, a relationship of L ≧ T). If formed in this way, as shown in FIG. 7C2, the curable paste material that hangs down in the through hole 41 while solving the problem that the curable paste material 44 is not properly applied in the through hole. 44 can protrude from the through-hole 41 and eliminate the possibility of contaminating the back surface of the substrate and the table.
またこのように、印刷パターンの縁部分、即ち基材３１の縁部端面で電気的な接続を確保する場合、当該硬化性ペースト材料４４が回り込む部分（スルーホール４１の内壁面部分であり、以下では「電気的接続縁部」とする）は、スクリーン印刷に使用するスキージ４３が印刷時にマスク４２と接したときの形状に合致させることもできる。更に、当該電気的接続縁部は、印刷パターンにおける印刷方向の先端に存在することが望ましい。このように形成することにより、印刷パターンの印刷に際して、当該電気的接続縁部を僅かに超えた所までマスク４２の開口部があることから、電気的な接続に必要な分だけの硬化性ペースト材料４４が電気的接続縁部に回り込み、当該基材３１を載せているテーブルを必要以上に汚染することが無いためである。 Further, as described above, when electrical connection is ensured at the edge portion of the printed pattern, that is, the edge surface of the base material 31, the portion where the curable paste material 44 wraps around (the inner wall surface portion of the through-hole 41, hereinafter In this case, the squeegee 43 used for screen printing can be made to conform to the shape when contacting the mask 42 during printing. Furthermore, it is desirable that the electrical connection edge is present at the front end in the printing direction in the printing pattern. By forming in this way, when printing the print pattern, since there is an opening of the mask 42 up to a position slightly beyond the electrical connection edge, a curable paste as much as necessary for electrical connection. This is because the material 44 does not go around the electrical connection edge and contaminate the table on which the base material 31 is placed more than necessary.
そして、本実施の形態では、上記のような開口形状を工夫したスルーホール４１や、基材３１の縁部分で電気的な接続を達成していることから、信頼性の高い電気的接続を実現することができる。
And in this Embodiment, since electrical connection is achieved in the through-hole 41 which devised the above opening shapes, and the edge part of the base material 31, highly reliable electrical connection is implement | achieved. can do.
上記本発明にかかる生体電極は、医療分野などにおいて利用することができる。また上記の生体電極で実施しているスルーホールなどを用いた層間の電気的接続構造は、本発明にかかる生体電極に限らず、電子回路基板などの多層基板などにおいても利用することができる。
The bioelectrode according to the present invention can be used in the medical field and the like. Moreover, the electrical connection structure between the layers using the through-hole etc. which are implemented with said bioelectrode is not limited to the bioelectrode according to the present invention, but can also be used in multilayer boards such as electronic circuit boards.
１０ 生体電極
１２ 測定電極
１４ アース電極
１６ コネクタ
２１ 電極部分
２３ 信号線部分
３１ 基材
３１ 絶縁基材
３２ 導電性材料層
３３ レジスト層
３４ シールド層
３４・３７ シールド層
３３・３５・３８ レジスト層
３６ 電解質層
４１ スルーホール
４２ マスク
４３ スキージ
４４ 硬化性ペースト材料
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Bioelectrode 12 Measuring electrode 14 Ground electrode 16 Connector 21 Electrode part 23 Signal line part 31 Base material 31 Insulating base material 32 Conductive material layer 33 Resist layer 34 Shield layer 34/37 Shield layer 33/35/38 Resist layer 36 Electrolyte Layer 41 Through hole 42 Mask 43 Squeegee 44 Curable paste material
Claims (4)
少なくとも測定用電極は、
可撓性を有する絶縁基材の何れか一方の面に、導電性材料から成り、生体から信号を取得して此れを伝送する導電性材料層が形成されており、
当該導電性材料層における取得した生体信号を伝送する領域は、その厚さ方向の両側に絶縁材料層を介して導電性材料から成るシールド層が形成されていることを特徴とする、生体電極。
Comprising one or more measuring electrodes,
At least the measurement electrode
A conductive material layer that is made of a conductive material, acquires a signal from a living body, and transmits the signal is formed on either surface of the insulating base material having flexibility,
The bioelectrode in which a shield layer made of a conductive material is formed on both sides in the thickness direction of the region of the conductive material layer through which an acquired biological signal is transmitted via an insulating material layer.
少なくとも測定用電極は、
前記基材の何れか一方の面に、生体から信号を取得して此れを伝送する導電性材料層が形成され、当該導電性材料層における取得した生体信号を伝送する領域を遮蔽するように、絶縁材料層を介して導電性材料から成るシールド層として第一のシールド層が積層されており、
前記基材の他方の面には、生体から信号を取得して此れを伝送する導電性材料層を遮蔽するように、導電性材料から成るシールド層として第二のシールド層が形成されている、請求項１に記載の生体電極。
Comprising one or more measuring electrodes,
At least the measurement electrode
A conductive material layer that acquires a signal from a living body and transmits the signal is formed on any one surface of the base material, and shields a region of the conductive material layer that transmits the acquired biological signal. The first shield layer is laminated as a shield layer made of a conductive material through an insulating material layer,
On the other surface of the base material, a second shield layer is formed as a shield layer made of a conductive material so as to shield the conductive material layer that acquires a signal from a living body and transmits the signal. The bioelectrode according to claim 1.
当該アース電極は、
前記基材の何れか一方の面に、生体に接地して信号を伝送する導電性材料層が形成され、当該導電性材料層における信号を伝送する領域を遮蔽するように、絶縁材料層を介して導電性材料から成るシールド層として第一のシールド層が積層されており、
前記基材の他方の面には、当該導電性材料層を遮蔽するように、導電性材料から成るシールド層として第二のシールド層が形成されており、
当該第一のシールド層と第二のシールド層とは、基材に設けられたスルーホール又は基材の端部の縁部分において電気的に接続されている、請求項１又は２に記載の生体電極。
Furthermore, it is configured to include one or more ground electrodes,
The ground electrode
A conductive material layer that transmits a signal by being grounded on a living body is formed on any one surface of the base material, and an insulating material layer is interposed between the conductive material layer so as to shield a signal transmission region. The first shield layer is laminated as a shield layer made of a conductive material.
On the other surface of the substrate, a second shield layer is formed as a shield layer made of a conductive material so as to shield the conductive material layer,
The living body according to claim 1, wherein the first shield layer and the second shield layer are electrically connected to each other at a through hole provided in the base material or an edge portion of an end portion of the base material. electrode.
前記第一のシールド層と第二のシールド層は印刷によって形成されており、
当該第一のシールド層及び第二のシールド層の少なくとも何れかの層は、前記絶縁基材の端面を覆い、且つ他方の層に接することにより、第一のシールド層と第二のシールド層とが電気的に接続している事を特徴とする、層間の電気的な接続構造。 In the bioelectrode according to claim 3, an electrical connection structure between the first shield layer and the second shield layer,
The first shield layer and the second shield layer are formed by printing,
At least one of the first shield layer and the second shield layer covers the end face of the insulating base and is in contact with the other layer, whereby the first shield layer and the second shield layer An electrical connection structure between layers, characterized in that is electrically connected.
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