JP2018174995A - Electrode for biological signal measuring device, and biological signal measuring device equipped with the same - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、生体信号計測装置用電極及びそれを備える生体信号計測装置に関する。 The present invention relates to an electrode for a biological signal measurement device and a biological signal measurement device including the same.
ウェアラブルデバイスは、次世代エレクトロニクスとして大きな関心を集めている。そして、ウェアラブルデバイスは、リアルタイムで日々の健康データを監視して、初期段階の病気を診断すること又は予測することができる。 Wearable devices have attracted great interest as next-generation electronics. The wearable device can then monitor daily health data in real time to diagnose or predict early stage disease.
近年、ウェアラブルデバイスの著しい発展及び、健康維持の高い需要に伴い、様々な生体信号計測が求められている。 In recent years, with the remarkable development of wearable devices and high demand for maintenance of health, various biological signal measurements are required.
特許文献１では、生体信号を計測するための生体信号計測用衣服が開示されている。
しかしながら、特許文献１に係る発明では、生体信号計測用衣服とその衣服の着用者の皮膚との間に隙間ができやすく、生体信号にノイズが入るおそれがある。
However, in the invention according to
また、従来、心電計測及び筋電計測等の生体信号計測には、イオンジェル（固形物、液体物を含む）を塗布した電極が一般的に利用されていた。 In addition, conventionally, electrodes coated with ion gel (including a solid substance and a liquid substance) have generally been used for biosignal measurement such as electrocardiogram measurement and electromyography measurement.
しかし、イオン化物が使用されているため、皮膚への長時間添付は肌荒れ等を起こす懸念があり、ウェアラブルデバイスのような応用先としては適していなかった。 However, because of the use of ionized materials, long-term attachment to the skin may cause rough skin etc. and is not suitable for applications such as wearable devices.
また、被験者の皮膚に取り付ける電極が粘着テープで被験者の皮膚に取り付けられた場合であっても、電極自体は粘着性を有していないため、電極と被験者の皮膚との間に隙間が生じる可能性があり、生体信号にノイズが入るおそれがある。 In addition, even when the electrode attached to the subject's skin is attached to the subject's skin with an adhesive tape, a gap may be generated between the electrode and the subject's skin because the electrode itself is not adhesive. And there is a risk of noise in the biosignal.
本発明の目的は、皮膚に張り付けることが可能な生体信号計測用電極を提供することである。 An object of the present invention is to provide a biosignal measuring electrode which can be stuck on the skin.
本発明の他の目的は、皮膚に張り付けることが可能な生体信号計測用電極を用いた生体信号計測装置を提供することである。 Another object of the present invention is to provide a biological signal measuring device using a biological signal measuring electrode which can be stuck on the skin.
本発明に係る生体信号計測装置用電極は、生体信号を読み取る生体信号計測装置用電極であって、
前記生体信号を読み取るセンサと、
前記センサで読み取った前記生体信号を送信するための導電部と、
導電性及び粘着性を有し、前記センサを皮膚に張り付け可能な接着部と、を含むものである。
An electrode for a biological signal measurement device according to the present invention is an electrode for a biological signal measurement device that reads a biological signal, and
A sensor for reading the biological signal;
A conductive unit for transmitting the biological signal read by the sensor;
And an adhesive which is electrically conductive and adhesive and which can apply the sensor to the skin.
このようなものであれば、被験者の皮膚に対して電極を張り付けることができる。また、被験者の皮膚とセンサが密着するため、生体信号にノイズが含まれにくい。 If it is such, an electrode can be stuck on a test subject's skin. In addition, since the sensor closely contacts the skin of the subject, the biological signal is less likely to contain noise.
また、接着部が導電性を有することから、生体信号を読み取るセンサが接続部を介して生体信号を読み取ることができる。 In addition, since the bonding portion has conductivity, a sensor that reads the biological signal can read the biological signal through the connection portion.
また、被験者が運動等により汗をかいた場合であっても、電極が被験者の皮膚から剥がれ難い。つまり、安定して生体信号が計測される。 In addition, even when the subject sweats due to exercise or the like, the electrode is less likely to peel off the subject's skin. That is, the biological signal is measured stably.
接着部は、皮膚に対してくり返し接着することが可能なものが好ましい。 The adhesive is preferably one that can be repeatedly adhered to the skin.
このようなものであれば、１回だけでなく電極が何回も使用可能であるため、ウェアラブルデバイスとして有効である。 Such a device is effective as a wearable device because the electrode can be used not only once but also many times.
前記接着部が、シリコーンゴムと導電性材料とポリエチレンイミン系材料とを含むものであってもよい。 The bonding portion may include silicone rubber, a conductive material, and a polyethyleneimine material.
このようなものであれば、接着部が良好な導電性及び接着性（粘着性）を有する。 If it is such, the adhesion part has good conductivity and adhesiveness (adhesiveness).
前記導電性材料が導電性炭素材料であり、前記ポリエチレンイミン系材料がエトキシル化ポリエチレンイミンであってもよい。 The conductive material may be a conductive carbon material, and the polyethyleneimine-based material may be ethoxylated polyethyleneimine.
このようなものであれば、接着部の生体適合性が良いため、皮膚に悪影響が少ない。つまり、被験者の肌荒れ等が抑えられる。 If it is such, since the biocompatibility of the adhesion part is good, there is little adverse effect on the skin. That is, the subject's skin etc. can be suppressed.
前記導電性炭素材料がカーボンナノチューブであるものであってもよい。 The conductive carbon material may be a carbon nanotube.
このようなものであれば、接着部が良好な導電性を有する。なお、接着部におけるカーボンナノチューブの含有量は多いほうが好ましい。 If it is such, the adhesion part has good conductivity. In addition, it is preferable that the content of the carbon nanotube in the bonding portion is large.
このような生体信号計測装置用電極を含む生体信号計測装置が好ましい。本発明に係る生体身体計測装置用電極が用いられることにより、生体信号計測装置がウェアラブルデバイスとして利用することができる。 A biological signal measuring device including such an electrode for a biological signal measuring device is preferable. By using the electrode for biological body measurement apparatus according to the present invention, the biological signal measurement apparatus can be used as a wearable device.
以下、本発明に係る生体信号計測装置１００の実施形態に関して図面を参照しながら説明する。
Hereinafter, an embodiment of a biological
（生体信号計測装置１００）
図１に示すように、本発明に係る生体信号計測装置１００は、被験者の生体電気信号を読み取る電極２００と、電極２００からの生体電気信号を増幅等させるシグナルコンディショナ１１０と、パソコン、スマートフォン等の端末３００に生体電気信号を送信する通信部１２０と、生体電気信号を記憶する記憶部１３０と、を含む。
(Biometric signal measuring device 100)
As shown in FIG. 1, the biological
電極２００は、被験者の生体電気信号を読み取るセンサ２１０と、センサ２１０を被験者の皮膚に張り付ける接着部２２０と、センサ２１０で読み取った生体電気信号をシグナルコンディショナ１１０に送信する導電部２３０と、導電部２３０及び接着部２２０の周辺を被験者の皮膚に張り付けるフィルム部２４０と、を含む。
The
本実施形態では、センサ２１０は、ＥＣＧ（ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）センサを用いる。また、本実施形態では、センサ２１０の個数は３であるが、センサ２１０の個数は限定されない。
In the present embodiment, the
接着部２２０は、粘着性導電性ポリマーである。これによりセンサ２１０と被験者の皮膚との間に隙間が生じ難い。つまり、センサ２１０により読み取った生体電気信号が、導電性を有する接着部２２０を介してセンサ２１０に読み取られるため、センサ２１０が読み取った生体電気信号にノイズが入り難い。
The
接着部２２０である粘着性導電性ポリマーは、導電性材料である導電性炭素材料が含まれるものが好ましい。
It is preferable that the adhesive conductive polymer which is the
導電性炭素材料の例としては、アセチレンブラック、ケッチェンブラック、オイルファーネスブラック、導電性単層カーボンナノチューブ、導電性多層カーボンナノチューブが挙げられる。導電性炭素材料は、これらのうちいずれか１つであってもよく、また、複数組み合わされたされたものであってもよい。 Examples of conductive carbon materials include acetylene black, ketjen black, oil furnace black, conductive single-walled carbon nanotubes, and conductive multi-walled carbon nanotubes. The conductive carbon material may be any one of these, or may be a combination of two or more.
また、粘着性導電性ポリマーは、シリコーンゴムが含まれるものが好ましい。 In addition, as the adhesive conductive polymer, one containing silicone rubber is preferable.
シリコーンゴムの例としては、ポリジメチルシロキサン、メチルシリコーンゴム、ビニル・メチルシリコーンゴム、フェニル・メチルシリコーンゴムが挙げられる。これらのうちいずれか１つであってもよく、また、複数組み合わされたものであってもよい。 Examples of silicone rubbers include polydimethylsiloxane, methyl silicone rubber, vinyl methyl silicone rubber, phenyl methyl silicone rubber. Any one of these may be used, or a plurality of these may be combined.
接着部２２０である粘着性導電性ポリマーは、ポリエチレンイミン系材料が含まれるものが好ましい。
The adhesive conductive polymer that is the
ポリエチレンイミン系材料は、ポリエチレンイミン構造を有しているものであればよく、例えば、ポリエチレンイミン、ポリアクリル酸エステルへのエチレンイミン付加物および／またはポリエチレンイミン付加物が挙げられる。 The polyethyleneimine material may be one having a polyethyleneimine structure, and examples thereof include polyethyleneimine, an ethyleneimine adduct to polyacrylic acid ester and / or a polyethyleneimine adduct.
本実施形態では、粘着性導電性ポリマーは、シリコーンゴムであるポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）と、導電性炭素材料であるカーボンナノチューブと、ポリエチレンイミン系材料であるエトキシル化ポリエチレンイミン（ＰＥＩＥ）とを混合したものである。 In this embodiment, the adhesive conductive polymer is a mixture of silicone rubber polydimethylsiloxane (PDMS), conductive carbon material carbon nanotube, and polyethyleneimine material ethoxylated polyethyleneimine (PEIE). It is
これにより被験者の皮膚への高い密着性及び接触インピーダンスの低減が図られる。つまり、生体電気信号が読み取られるのに、ノイズが入り込み難い。 As a result, high adhesion to the skin of the subject and reduction of the contact impedance can be achieved. That is, although the bioelectric signal is read, noise does not easily enter.
図３は、カーボンナノチューブが１０重量％という条件下で、横軸がＰＤＭＳ内に含有されるＰＥＩＥの重量％（ｗｔ％）、縦軸が接着性（Ｎ）を表したグラフである。 FIG. 3 is a graph in which the abscissa represents weight% (wt%) of PEIE contained in PDMS, and the ordinate represents adhesion (N) under the condition of 10 wt% of carbon nanotubes.
ＰＤＭＳ（シリコーンゴム）にカーボンナノチューブを混合しないという条件下では、ＰＥＩＥが０．６重量％の場合、接着性が４．０Ｎであった。 Under the condition that carbon nanotubes were not mixed with PDMS (silicone rubber), the adhesiveness was 4.0 N when the PEIE was 0.6% by weight.
つまり、カーボンナノチューブが混合されていない状態では、ＰＤＭＳにＰＥＩＥをわずかに混合するだけで接着性が良好となる。 That is, in the state in which the carbon nanotubes are not mixed, adhesion is improved only by slightly mixing PEIE with PDMS.
一方、図３からわかるように、カーボンナノチューブが１０重量％という条件下では、ＰＥＩＥが０重量％の場合は接着性が０．３Ｎであった。また、１．０重量％の場合は接着性が０．９Ｎであった。また、ＰＥＩＥが３．０重量％の場合は接着性が３．０Ｎであった。 On the other hand, as shown in FIG. 3, under the condition of 10% by weight of carbon nanotubes, the adhesiveness was 0.3 N when the PEIE was 0% by weight. Moreover, in the case of 1.0 weight%, adhesiveness was 0.9N. In addition, when the PEIE was 3.0% by weight, the adhesion was 3.0N.
このことから、カーボンナノチューブが含有された場合、ＰＥＩＥが多く含有される必要がある。そして、ＰＥＩＥの含有量が増加するほど接着性は向上する。 From this, when carbon nanotubes are contained, a large amount of PEIE needs to be contained. And, the adhesiveness is improved as the content of PEIE increases.
なお、カーボンナノチューブが１０重量％という条件下では、ＰＥＩＥは、１．０重量％以上３．０重量％以下が好ましい。 The PEIE is preferably 1.0% by weight or more and 3.0% by weight or less under the condition of 10% by weight of carbon nanotubes.
図４は、接着部２２０がＰＤＭＳとカーボンナノチューブとＰＥＩＥとを混合したものを用いたものであり、横軸が接着部２２０の被験者の皮膚に対する付着数（回数）、縦軸がＥＣＧ出力電圧（Ｖ）を表したグラフである。なお、縦軸のＥＣＧ出力電圧は増幅されている。
FIG. 4 shows that the
図４からわかるように、少なくとも１００回くらい被験者の皮膚に対して、接着部２２０が付け剥がしした場合であっても、ＥＣＧ出力電圧はほぼ同じである。このことから、接着部２２０の皮膚に対する繰り返しの接着性が非常に良好であることがわかる。
As can be seen from FIG. 4, the ECG output voltage is substantially the same even when the adhesive 220 is peeled off at least 100 times on the subject's skin. From this, it can be seen that the repeated adhesion of the
図５は、接着部２２０がＰＤＭＳとカーボンナノチューブとＰＥＩＥとを混合したものを用いたものであり、横軸が日数（日）、縦軸がＥＣＧ出力電圧（Ｖ）を表したグラフである。なお、縦軸のＥＣＧ出力電圧は増幅されている。
FIG. 5 is a graph in which the
図５からわかるように、接着部２２０が空気中に約８０日間置かれていた場合であっても、接着部２２０の皮膚に対する接着性はほぼ変わらない。このことから、接着部２２０が長期間空気中に置いておいても皮膚に対する接着性が非常に良好であることがわかる。 As can be seen from FIG. 5, even when the adhesive 220 is left in air for about 80 days, the adhesion of the adhesive 220 to the skin is substantially unchanged. From this, it can be seen that the adhesion to the skin is very good even when the adhesive 220 is left in air for a long time.
また、接着部２２０がＰＤＭＳとカーボンナノチューブとＰＥＩＥとを混合したものを用いた場合において、被験者の腕部分の皮膚に対して、接着部２２０が３０時間張り続けられるパッチテストを行ったところ、被験者の皮膚に異常は見られなかった。このことから、接着部２２０の生体適合性が良好であることがわかる。
Moreover, when the
図６は、接着部２２０がＰＤＭＳとカーボンナノチューブとＰＥＩＥとを混合したものを用いたものであり、横軸が接着部２２０の直径（ｍｍ）、縦軸が接着部２２０の周波数１００Ｈｚの場合のインピーダンス（Ω）を表したグラフである。
FIG. 6 shows the case where the
Ｘは、ＰＤＭＳに含有するカーボンナノチューブの量が５重量％である。Ｙは、ＰＤＭＳに含有するカーボンナノチューブの量が７．５重量％である。Ｚは、ＰＤＭＳに含有するカーボンナノチューブの量が１０重量％である。グラフでは、マルがＸを表し、シカクがＹを表し、サンカクがＺを表している。 In the case of X, the amount of carbon nanotubes contained in PDMS is 5% by weight. In Y, the amount of carbon nanotubes contained in PDMS is 7.5% by weight. In the case of Z, the amount of carbon nanotubes contained in PDMS is 10% by weight. In the graph, a circle represents X, a shikaku represents Y, and a sank represents Z.
図６からわかるように、接着部２２０の直径が１５ｍｍの場合のインピーダンスは、Ｘが約５．０×１０６Ω、Ｙが約２．３×１０６Ω、Ｚが約０．５×１０６Ωであった。
As can be seen from FIG. 6, when the diameter of the
また、接着部２２０の直径が２０ｍｍの場合のインピーダンスは、Ｘが約３．８×１０６Ω、Ｙが約１．０×１０６Ω、Ｚが約６．５×１０５Ωであった。
In the case where the diameter of the
図６からわかるように、Ｘ、Ｙ及びＺのいずれの場合であっても、接着部２２０の直径が１５ｍｍより２０ｍｍのほうがインピーダンスは下がっている。つまり、接着部２２０の直径が大きいほど、接着部２２０のインピーダンスが下がる。
As can be seen from FIG. 6, in any of the cases of X, Y and Z, the impedance drops when the diameter of the
本実施形態では、接着部２２０は略円状であったため直径で大きさを表しているが、接着部２２０の形状は円状に限られずどのような形状であってもよい。
In the present embodiment, since the
また、Ｘ→Ｙ→Ｚの順に接着部２２０のインピーダンスが下がっている。つまり、接着部２２０にカーボンナノチューブの含有量が多いほど、接着部２２０のインピーダンスが下がる。
Further, the impedance of the
接着部２２０のインピーダンスが低いほど、生体電気信号が認識され易い。つまり、このことから、接着部２２０の直径、つまり大きさは大きい方が良く、また、カーボンナノチューブの含有量は多いほうが良いことがわかる。
The bioelectrical signal is more easily recognized as the impedance of the
図７は、接着部２２０がＰＤＭＳとカーボンナノチューブとＰＥＩＥとを混合したものを用いたものであり、接着部２２０の直径が２０ｍｍという条件下で、横軸が時間（秒）、縦軸がＥＣＧ出力（ａ．ｕ．）を表したグラフである。なお、縦軸の単位は、任意単位（ａｒｂｉｔｒａｒｙ ｕｎｉｔ）である。
FIG. 7 shows that the
図６と同様に、Ｘは、ＰＤＭＳに含有するカーボンナノチューブの量が５重量％である。Ｙは、ＰＤＭＳに含有するカーボンナノチューブの量が７．５重量％である。Ｚは、ＰＤＭＳに含有するカーボンナノチューブの量が１０重量％である。グラフでは、マルがＸを表し、シカクがＹを表し、サンカクがＺを表している。 Similar to FIG. 6, X is 5 wt% of carbon nanotubes contained in PDMS. In Y, the amount of carbon nanotubes contained in PDMS is 7.5% by weight. In the case of Z, the amount of carbon nanotubes contained in PDMS is 10% by weight. In the graph, a circle represents X, a shikaku represents Y, and a sank represents Z.
図７からわかるように、Ｘ→Ｙ→Ｚの順にＥＣＧ出力が大きくなっている。つまり、ＰＤＭＳに含有されるカーボンナノチューブの含有量が大きいほど、ＥＣＧ出力が大きくなる。 As can be seen from FIG. 7, the ECG output increases in the order of X → Y → Z. That is, the larger the content of carbon nanotubes contained in PDMS, the larger the ECG output.
このことからもＰＤＭＳに含まれるカーボンナノチューブの含有量は多いほうが良いことがわかる。 This also indicates that the content of carbon nanotubes contained in PDMS should be as high as possible.
図８は、接着部２２０がＰＤＭＳとカーボンナノチューブとＰＥＩＥとを混合したものを用いたものであり、横軸が接着部２２０の直径（ｍｍ）、縦軸がＥＣＧ出力電圧（Ｖ）を表したグラフである。
FIG. 8 shows that the
図６及び図７と同様に、Ｘは、ＰＤＭＳに含有するカーボンナノチューブの量が５重量％である。Ｙは、ＰＤＭＳに含有するカーボンナノチューブの量が７．５重量％である。Ｚは、ＰＤＭＳに含有するカーボンナノチューブの量が１０重量％である。グラフでは、マルがＸを表し、シカクがＹを表し、サンカクがＺを表している。 Similar to FIGS. 6 and 7, X is 5 wt% of carbon nanotubes contained in PDMS. In Y, the amount of carbon nanotubes contained in PDMS is 7.5% by weight. In the case of Z, the amount of carbon nanotubes contained in PDMS is 10% by weight. In the graph, a circle represents X, a shikaku represents Y, and a sank represents Z.
図８からわかるように、Ｘ、Ｙ及びＺのいずれの場合であっても、接着部２２０の直径が１０ｍｍ→１５ｍｍ→２０ｍｍの順にＥＣＧ出力電圧が大きくなっている。また、Ｘ→Ｙ→Ｚの順にＥＣＧ出力電圧が大きくなっている。
As can be seen from FIG. 8, in any of the cases of X, Y and Z, the ECG output voltage increases in the order of 10 mm → 15 mm → 20 mm in diameter of the
図６、図７及び図８から判断して、接着部２２０のカーボンナノチューブの含有量は、７．５重量％以上が好ましい。また、接着部２２０の直径は、１５ｍｍ以上２０ｍｍ以下が好ましい。
Judging from FIG. 6, FIG. 7 and FIG. 8, the content of carbon nanotubes in the
シグナルコンディショナ１１０は、電極２００で読み取られた生体電気信号を増幅する。また、シグナルコンディショナ１１０では、生体電気信号に含まれているノイズをフィルタにより除去する。
The signal conditioner 110 amplifies the bioelectric signal read by the
通信部１２０は、電極２００で読み取られた生体電気信号を端末３００に送信する。通信部１２０の通信方法は、有線及び無線いずれであってもよい。
The
記憶部１３０は、電極２００で読み取られた生体電気信号を記憶する。記憶部１３０は、シグナルコンディショナ１１０で増幅されノイズが除去されたものを記憶するものであってもよい。
The storage unit 130 stores the bioelectric signal read by the
また、記憶部１３０は、メモリーカード、ＵＳＢメモリ等の記憶装置に記憶させるところであってもよい。 In addition, the storage unit 130 may be stored in a storage device such as a memory card or a USB memory.
なお、記憶部１３０を利用せずに直接通信部１２０を介して生体電気信号が送信されるものであってもよい。
The bioelectric signal may be transmitted directly through the
生体電気信号は、端末３００の表示部（モニター）３１０にグラフ等により人が認識できやすい表示方法で表示される。 The bioelectric signal is displayed on the display unit (monitor) 310 of the terminal 300 in a display method that can be easily recognized by a person using a graph or the like.
なお、端末３００の例としては、デスクトップパソコン、ノートパソコン、タブレット、スマートフォンが挙げられる。端末３００の個数は１以上であればよく、複数あってもよい。 Note that examples of the terminal 300 include a desktop computer, a notebook computer, a tablet, and a smartphone. The number of terminals 300 may be one or more, and may be more than one.
また、生体信号計測装置１００と端末３００が一つの装置に組み込まれていてもよい。
Further, the biological
本発明に係る生体信号計測装置用電極２００は、心電計測デバイス、筋電計測デバイス等に用いることができる。
The biosignal
本発明は、その趣旨を逸脱しない範囲で種々の改良、修正、又は変形を加えた態様でも実施できる。 The present invention can also be carried out in variously modified, modified or modified modes without departing from the scope of the invention.
１００…生体信号計測装置
１１０…シグナルコンディショナ
１２０…通信部
１３０…記憶部
２００…電極
２１０…センサ
２２０…接着部
２３０…導電部
２４０…フィルム部
３００…端末
100 ... biological signal measuring device 110 ...
Claims (6)
前記生体信号を読み取るセンサと、
前記センサで読み取った前記生体信号を送信するための導電部と、
導電性及び粘着性を有し、前記センサを皮膚に張り付け可能な接着部と、を含む生体信号計測装置用電極。 An electrode for a biomedical signal measurement apparatus for reading a biomedical signal, comprising:
A sensor for reading the biological signal;
A conductive unit for transmitting the biological signal read by the sensor;
An electrode for a biomedical signal measuring device, comprising: an adhesion part having conductivity and adhesiveness and capable of attaching the sensor to the skin.
A biological signal measuring device comprising the electrode for a biological signal measuring device according to claim 1.
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