JP3227593B2 - マルチセンサ - Google Patents
マルチセンサInfo
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
- A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb
- A61B5/113—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb occurring during breathing
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- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
- A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
- A61B2562/0209—Special features of electrodes classified in A61B5/24, A61B5/25, A61B5/283, A61B5/291, A61B5/296, A61B5/053
- A61B2562/0217—Electrolyte containing
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- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体の動き及び生体電
気現象を検出するために用いられるマルチセンサに係
り、特に検出精度を向上し消費電力を低減することので
きる簡単な構造のマルチセンサに関する。
気現象を検出するために用いられるマルチセンサに係
り、特に検出精度を向上し消費電力を低減することので
きる簡単な構造のマルチセンサに関する。
【０００２】
【従来の技術】従来より、導電性ゴムは圧を加えると電
気抵抗が変化することから、特開平４−２２８２９号公
報に記載されたように、感圧素子として用いられてき
た。
気抵抗が変化することから、特開平４−２２８２９号公
報に記載されたように、感圧素子として用いられてき
た。
【０００３】しかしながら、生体に装着して圧脈波や呼
吸運動などに伴なう微弱な動きを検出するセンサとして
は、導電ゴムは固すぎるという欠点があった。
吸運動などに伴なう微弱な動きを検出するセンサとして
は、導電ゴムは固すぎるという欠点があった。
【０００４】一方、繊維状の導電性部材としてのカーボ
ンファイバを綿状に加工したカーボンファイバフェルト
（ＣＦＦ）は、柔らかく、生体の微弱な動きを検出する
感圧素子として適している。またＣＦＦは、電気化学的
特性が良好なことから、生体用電極素子としても利用さ
れている。このＣＦＦを感圧素子及び生体用電極素子と
して用い、圧脈波や呼吸などの生体の動きと心電図など
の生体電気現象とを同時に測定できるマルチセンサが知
られている。
ンファイバを綿状に加工したカーボンファイバフェルト
（ＣＦＦ）は、柔らかく、生体の微弱な動きを検出する
感圧素子として適している。またＣＦＦは、電気化学的
特性が良好なことから、生体用電極素子としても利用さ
れている。このＣＦＦを感圧素子及び生体用電極素子と
して用い、圧脈波や呼吸などの生体の動きと心電図など
の生体電気現象とを同時に測定できるマルチセンサが知
られている。
【０００５】このマルチセンサの従来の一例の構成を図
１８及び図１９に示す。図１８，図１９において、円柱
状に形成されたＣＦＦ１は絶縁材で円筒状に形成された
保持部材としてのリング２内に収納されている。リング
２内に収納されたＣＦＦ１の両端面には、導電部材で形
成した第１の電極としてのターミナル３と、皮膚の変化
に応じて変形する絶縁材であるフィルムのＣＦＦ１当接
面側に導電部を形成した第２の電極としてのターミナル
４とが電気的に接続されており、ターミナル３，４でＣ
ＦＦ１が挟持されている。また第１のターミナル３には
固定用テープ５が取り付けられており、第２のターミナ
ル４側を生体の表面に接触させて、固定用テープ５によ
り電極を体表に固定するようになっている。さらにター
ミナル３，４は簡単な図示しないブリッジ回路に接続さ
れ、ターミナル３，４間の電気抵抗の変化が測定され
る。
１８及び図１９に示す。図１８，図１９において、円柱
状に形成されたＣＦＦ１は絶縁材で円筒状に形成された
保持部材としてのリング２内に収納されている。リング
２内に収納されたＣＦＦ１の両端面には、導電部材で形
成した第１の電極としてのターミナル３と、皮膚の変化
に応じて変形する絶縁材であるフィルムのＣＦＦ１当接
面側に導電部を形成した第２の電極としてのターミナル
４とが電気的に接続されており、ターミナル３，４でＣ
ＦＦ１が挟持されている。また第１のターミナル３には
固定用テープ５が取り付けられており、第２のターミナ
ル４側を生体の表面に接触させて、固定用テープ５によ
り電極を体表に固定するようになっている。さらにター
ミナル３，４は簡単な図示しないブリッジ回路に接続さ
れ、ターミナル３，４間の電気抵抗の変化が測定され
る。
【０００６】上記のように構成された電極において、生
体の動きによりＣＦＦ１に歪が発生すると、ターミナル
３，４間の抵抗が変化し、圧脈波や呼吸を検出すること
ができる。同時に他の図示しない電極を体表に貼り付け
ることにより、ＣＦＦ１とターミナル３または４を用い
て心電図などの生体電気現象を測定することができる。
体の動きによりＣＦＦ１に歪が発生すると、ターミナル
３，４間の抵抗が変化し、圧脈波や呼吸を検出すること
ができる。同時に他の図示しない電極を体表に貼り付け
ることにより、ＣＦＦ１とターミナル３または４を用い
て心電図などの生体電気現象を測定することができる。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら上記のよ
うに構成されたはさみ式の電極によると、ＣＦＦ１の体
表側表面が第２のターミナル４によって一部被覆されて
いるため、生体用電極としての表面積が減少し、体表と
電極との間の接触インピーダンスが大きくなって、波形
の歪みやハムの混入などが発生し、電極性能が低下する
という問題があった。また歪み量の比較的大きい呼吸運
動などは上記のはさみ式の電極によっても検出可能であ
るが、末梢の圧脈波などのような微弱な変化を検出する
ためには、体表とＣＦＦ１との間に第２のターミナル４
のような介在物があると、その剛性などの影響によって
測定感度が低下する。
うに構成されたはさみ式の電極によると、ＣＦＦ１の体
表側表面が第２のターミナル４によって一部被覆されて
いるため、生体用電極としての表面積が減少し、体表と
電極との間の接触インピーダンスが大きくなって、波形
の歪みやハムの混入などが発生し、電極性能が低下する
という問題があった。また歪み量の比較的大きい呼吸運
動などは上記のはさみ式の電極によっても検出可能であ
るが、末梢の圧脈波などのような微弱な変化を検出する
ためには、体表とＣＦＦ１との間に第２のターミナル４
のような介在物があると、その剛性などの影響によって
測定感度が低下する。
【０００８】圧脈波を測定する場合、電極上に一定の圧
をかける必要があるが、このため血管やＣＦＦ１のつぶ
れなどの不都合が生じる恐れがあり、血圧低下の場合な
どには測定感度が低下して検出不可能となる恐れがあ
る。またＣＦＦ１を１対のターミナル３，４で挟むた
め、体表に接する第２のターミナル４やその配線を皮膚
障害などの不都合が生じないように処理する必要があ
り、構造が複雑となり、しかも部品点数が少くとも５個
となり、組立工数が増加し製造コストが上昇する。さら
に第２のターミナル４やその配線が微弱な生体の動きに
よるＣＦＦ１の変形を阻害し、生体の動きの検出感度を
低下させる原因となる。しかも複雑な構造は故障の原因
になりやすいなどの問題があった。
をかける必要があるが、このため血管やＣＦＦ１のつぶ
れなどの不都合が生じる恐れがあり、血圧低下の場合な
どには測定感度が低下して検出不可能となる恐れがあ
る。またＣＦＦ１を１対のターミナル３，４で挟むた
め、体表に接する第２のターミナル４やその配線を皮膚
障害などの不都合が生じないように処理する必要があ
り、構造が複雑となり、しかも部品点数が少くとも５個
となり、組立工数が増加し製造コストが上昇する。さら
に第２のターミナル４やその配線が微弱な生体の動きに
よるＣＦＦ１の変形を阻害し、生体の動きの検出感度を
低下させる原因となる。しかも複雑な構造は故障の原因
になりやすいなどの問題があった。
【０００９】本発明はこのような状況に鑑みてなされた
もので、生体の動きの検出感度を向上し、生体電気現象
を安定して検出することができる、構造が簡単で低コス
トのマルチセンサを提供することを目的とする。
もので、生体の動きの検出感度を向上し、生体電気現象
を安定して検出することができる、構造が簡単で低コス
トのマルチセンサを提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、請求項１に記載の本発明は、生体の表面に接する第
１の表面と、前記生体から離れている第２の表面とを有
する繊維状の導電性部材と、前記導電性部材の前記第１
および第２の表面のいずれか一方に取り付けられ、前記
生体の表面の動きを前記導電性部材の電気抵抗の変化と
して検出する１対の電極と、前記導電性部材および前記
１対の電極を前記生体の表面へ貼着し固定する固定用部
材とを備え、前記導電性部材は、カーボンファイバフェ
ルトであることを特徴とする。
に、請求項１に記載の本発明は、生体の表面に接する第
１の表面と、前記生体から離れている第２の表面とを有
する繊維状の導電性部材と、前記導電性部材の前記第１
および第２の表面のいずれか一方に取り付けられ、前記
生体の表面の動きを前記導電性部材の電気抵抗の変化と
して検出する１対の電極と、前記導電性部材および前記
１対の電極を前記生体の表面へ貼着し固定する固定用部
材とを備え、前記導電性部材は、カーボンファイバフェ
ルトであることを特徴とする。
【００１１】請求項２に記載のマルチセンサは、前記１
対の電極は、前記導電性材料の前記第２の表面に取付け
られることを特徴とする。
対の電極は、前記導電性材料の前記第２の表面に取付け
られることを特徴とする。
【００１２】請求項３に記載のマルチセンサは、前記導
電性部材の外周を保持部材により保持したことを特徴と
する。
電性部材の外周を保持部材により保持したことを特徴と
する。
【００１３】請求項４に記載のマルチセンサは、前記導
電性部材の第１の表面に、導電性材料でシート状に形成
された素子を取り付けたことを特徴とする。
電性部材の第１の表面に、導電性材料でシート状に形成
された素子を取り付けたことを特徴とする。
【００１４】請求項５に記載のマルチセンサは、素子の
生体に接する面に、ゲル状の電解質層を設けたことを特
徴とする。
生体に接する面に、ゲル状の電解質層を設けたことを特
徴とする。
【００１５】請求項６に記載のマルチセンサは、ゲル状
の電解質層の外周をリングで囲ったことを特徴とする。
の電解質層の外周をリングで囲ったことを特徴とする。
【００１６】
【作用】請求項１に記載のマルチセンサによれば、カー
ボンファイバフェルトを用いたので、生体の動きを感度
良く検出できる。また、１対の電極を導電性部材の一方
の面に設けたので、導電性部材の抵抗を測定するための
電流の大部分が、１対の電極に面したシート状領域に分
布するため、導電性部材の直流抵抗が高くなる。この結
果、ブリッジに流す測定電流を小さくすることができ
る。一方、呼吸や心電図の測定は歩行時にも必要とされ
ており、テレメータなど電池で駆動させる測定機が用い
られるので、測定電流を小さくすることにより電池寿命
を長くすることができる。
ボンファイバフェルトを用いたので、生体の動きを感度
良く検出できる。また、１対の電極を導電性部材の一方
の面に設けたので、導電性部材の抵抗を測定するための
電流の大部分が、１対の電極に面したシート状領域に分
布するため、導電性部材の直流抵抗が高くなる。この結
果、ブリッジに流す測定電流を小さくすることができ
る。一方、呼吸や心電図の測定は歩行時にも必要とされ
ており、テレメータなど電池で駆動させる測定機が用い
られるので、測定電流を小さくすることにより電池寿命
を長くすることができる。
【００１７】また、導電性部材の同じ厚さ変化により従
来より大きな直流抵抗変化が得られるため、測定感度が
向上する。さらに体表に接触する導電性部材の表面が電
極によって遮られることがないので、生体との間のイン
ピーダンスを小さくすることができ、心電図計測性能の
向上、生体の微弱な動きの測定精度の向上などを図るこ
とができる。また、請求項２に記載のマルチセンサによ
れば、１対の電極を導電性材料の生体表面に装着される
面とは反対の第２の表面に取付けたので、生体表面への
装着性が良好となる。
来より大きな直流抵抗変化が得られるため、測定感度が
向上する。さらに体表に接触する導電性部材の表面が電
極によって遮られることがないので、生体との間のイン
ピーダンスを小さくすることができ、心電図計測性能の
向上、生体の微弱な動きの測定精度の向上などを図るこ
とができる。また、請求項２に記載のマルチセンサによ
れば、１対の電極を導電性材料の生体表面に装着される
面とは反対の第２の表面に取付けたので、生体表面への
装着性が良好となる。
【００１８】請求項３に記載のマルチセンサによれば、
保持部材により導電性部材の形態が安定に保たれるため
長時間装着時の測定感度の変化を小さく保つことができ
る。
保持部材により導電性部材の形態が安定に保たれるため
長時間装着時の測定感度の変化を小さく保つことができ
る。
【００１９】請求項４に記載のマルチセンサによれば、
導電性部材の生体の表面に接触する面に導電性材料でシ
ート状に形成された素子を取り付けたので、生体電気現
象の記録性能を高めることができ、さらに汗が導電性部
材にしみ込むことによる電極性能の変化を防ぐことがで
きる。
導電性部材の生体の表面に接触する面に導電性材料でシ
ート状に形成された素子を取り付けたので、生体電気現
象の記録性能を高めることができ、さらに汗が導電性部
材にしみ込むことによる電極性能の変化を防ぐことがで
きる。
【００２０】請求項５に記載のマルチセンサによれば、
素子の表面にゲル状の電解質層を設けたので、生体電気
現象を測定する電極性能をさらに向上することができ
る。
素子の表面にゲル状の電解質層を設けたので、生体電気
現象を測定する電極性能をさらに向上することができ
る。
【００２１】請求項６に記載のマルチセンサによれば、
電解質層の外周をリングで囲うことにより生体との間の
接触インピーダンスがさらに低い液体状電解質を長時間
使用可能となり生体電気現象を測定する電極性能をさら
に向上することができる。
電解質層の外周をリングで囲うことにより生体との間の
接触インピーダンスがさらに低い液体状電解質を長時間
使用可能となり生体電気現象を測定する電極性能をさら
に向上することができる。
【００２２】
【実施例】以下、本発明のマルチセンサの実施例を図面
を参照して説明する。なお、下記の各図に示す部分の図
１８及び図１９に示す従来例の部分に対応する部分には
同一の符号を付してあり、その説明は適宜省略する。
を参照して説明する。なお、下記の各図に示す部分の図
１８及び図１９に示す従来例の部分に対応する部分には
同一の符号を付してあり、その説明は適宜省略する。
【００２３】図１及び図２に本発明のマルチセンサの第
１の実施例の構成を示す。本実施例の特徴は金属などの
導電性材料で長方形板状に形成された１対のターミナル
３，４を、ＣＦＦ１の生体への装着面に対して反対側の
面に、所定の間隔を介して平行に取り付けた点にある。
１の実施例の構成を示す。本実施例の特徴は金属などの
導電性材料で長方形板状に形成された１対のターミナル
３，４を、ＣＦＦ１の生体への装着面に対して反対側の
面に、所定の間隔を介して平行に取り付けた点にある。
【００２４】本実施例による平行式の電極によると、従
来のはさみ式の電極においてはＣＦＦ１の抵抗を測定す
るための電流が図４に示すようにＣＦＦ１の全体を通っ
て流れるのに対して、図５に示すように大部分の電流が
１対のターミナル３，４に面したシート状領域に分布す
る。この結果、図３に示すように、平行式の電極ははさ
み式の電極と比較すると直流抵抗が大きくなり、ブリッ
ジに流す測定電流が小さくてすむ。
来のはさみ式の電極においてはＣＦＦ１の抵抗を測定す
るための電流が図４に示すようにＣＦＦ１の全体を通っ
て流れるのに対して、図５に示すように大部分の電流が
１対のターミナル３，４に面したシート状領域に分布す
る。この結果、図３に示すように、平行式の電極ははさ
み式の電極と比較すると直流抵抗が大きくなり、ブリッ
ジに流す測定電流が小さくてすむ。
【００２５】一方、呼吸、心電図の測定は歩行時にも必
要とされており、テレメータなど電池で駆動させる測定
機が用いられているが、電池の寿命を長くするため測定
電流をできるだけ小さく抑えることが望ましい。この点
から測定電流の小さい平行式の電極は、テレメータなど
の電池駆動の心電図・呼吸監視装置に適していると考え
られる。
要とされており、テレメータなど電池で駆動させる測定
機が用いられているが、電池の寿命を長くするため測定
電流をできるだけ小さく抑えることが望ましい。この点
から測定電流の小さい平行式の電極は、テレメータなど
の電池駆動の心電図・呼吸監視装置に適していると考え
られる。
【００２６】また、ＣＦＦ１の同じ厚み変化に対して、
平行式は、はさみ式より大きな直流抵抗変化が得られる
ため、図６乃至図８に示すように平行式の電極ははさみ
式の電極の１．５倍乃至２倍の測定感度を有する。この
結果平行式の電極では低電流ではさみ式の電極と同等の
感度を得ることができる。なお、図６、図７、図８は、
はさみ式と平行式の感度の比較を示すものである。つま
り、図６、図７、図８において、それぞれＣＦＦ１の厚
みを０．２mm、０．４mm、０．６mm圧縮した場合のＣＦ
Ｆ１の抵抗値をＲとし、圧縮した状態から厚みを０．１
mm変化させたときの抵抗の変化量を△Ｒとしたとき、
（Ｒ＋△Ｒ）／Ｒを感度として比較したものである。
平行式は、はさみ式より大きな直流抵抗変化が得られる
ため、図６乃至図８に示すように平行式の電極ははさみ
式の電極の１．５倍乃至２倍の測定感度を有する。この
結果平行式の電極では低電流ではさみ式の電極と同等の
感度を得ることができる。なお、図６、図７、図８は、
はさみ式と平行式の感度の比較を示すものである。つま
り、図６、図７、図８において、それぞれＣＦＦ１の厚
みを０．２mm、０．４mm、０．６mm圧縮した場合のＣＦ
Ｆ１の抵抗値をＲとし、圧縮した状態から厚みを０．１
mm変化させたときの抵抗の変化量を△Ｒとしたとき、
（Ｒ＋△Ｒ）／Ｒを感度として比較したものである。
【００２７】さらに平行式の電極では体表に接触するＣ
ＦＦ１の表面がターミナル４によって遮られることがな
いので、生体との間のインピーダンスをはさみ式の電極
の１／２乃至２／３に抑えることができ、心電図計測時
に一方の電極として用いる場合に計測性能の向上を図る
ことができる。
ＦＦ１の表面がターミナル４によって遮られることがな
いので、生体との間のインピーダンスをはさみ式の電極
の１／２乃至２／３に抑えることができ、心電図計測時
に一方の電極として用いる場合に計測性能の向上を図る
ことができる。
【００２８】また、体表への接触面積を電極直径が約２
０mmのはさみ式の電極と同程度にするには、平行式の電
極では直径が約１６mmでよく、電極を小型化することが
できる。
０mmのはさみ式の電極と同程度にするには、平行式の電
極では直径が約１６mmでよく、電極を小型化することが
できる。
【００２９】さらに平行式の電極では、ＣＦＦ１の体表
側表面からの圧変化の伝搬がターミナル３，４のような
介在物によって妨げられることがないので、末梢の圧脈
波などの生体の微弱な動きをより正確に測定することが
できる。
側表面からの圧変化の伝搬がターミナル３，４のような
介在物によって妨げられることがないので、末梢の圧脈
波などの生体の微弱な動きをより正確に測定することが
できる。
【００３０】図９にはさみ式の電極と平行式の電極とを
用いて、呼吸運動と心電図とを同時に記録したデータの
一例を示す。図９から明らかなように、平行式の電極は
はさみ式電極に比較して呼吸運動の感度が大きく、心電
図の品質はほぼ同等である。
用いて、呼吸運動と心電図とを同時に記録したデータの
一例を示す。図９から明らかなように、平行式の電極は
はさみ式電極に比較して呼吸運動の感度が大きく、心電
図の品質はほぼ同等である。
【００３１】図１０及び図１１に本発明のマルチセンサ
の第２の実施例の構成を示す。本実施例の特徴はＣＦＦ
１及びリング２の体表に接する側の端面に導電性材料で
板状に形成された素子１１を取り付けた点にある。導電
性材料としては、銀、銀／塩化銀、錫、アルミニウムな
どの金属箔、導電性フィルム、導電性プラスチックなど
がある。この構造によると、呼吸運動など測定する生体
の動きが大きく、測定精度を高くする必要がない場合に
は、素子１１を設けることにより心電図や筋電図などの
生体電気現象の記録性能を高め、同時に被検者の汗など
がＣＦＦ１に染み込んで生体の動きに関する電極性能を
変化させることを防ぐことができる。
の第２の実施例の構成を示す。本実施例の特徴はＣＦＦ
１及びリング２の体表に接する側の端面に導電性材料で
板状に形成された素子１１を取り付けた点にある。導電
性材料としては、銀、銀／塩化銀、錫、アルミニウムな
どの金属箔、導電性フィルム、導電性プラスチックなど
がある。この構造によると、呼吸運動など測定する生体
の動きが大きく、測定精度を高くする必要がない場合に
は、素子１１を設けることにより心電図や筋電図などの
生体電気現象の記録性能を高め、同時に被検者の汗など
がＣＦＦ１に染み込んで生体の動きに関する電極性能を
変化させることを防ぐことができる。
【００３２】図１２及び図１３に本発明のマルチセンサ
の第３の実施例の構成を示す。本実施例の特徴は図１
０，図１１に示す素子１１の体表に接する側にソリッド
ゲルなどの電解質層２１を設けた点にあり、生体電気現
象に関する電極性能をさらに向上させることができる。
の第３の実施例の構成を示す。本実施例の特徴は図１
０，図１１に示す素子１１の体表に接する側にソリッド
ゲルなどの電解質層２１を設けた点にあり、生体電気現
象に関する電極性能をさらに向上させることができる。
【００３３】図１４及び図１５に本発明のマルチセンサ
の第４の実施例の構成を示す。本実施例は図１２，１３
に示す電解質層２１の外周をリング３１で囲ったもので
あり、第３の実施例と同様の効果が得られると同時に、
生体との間の接触インピーダンスがさらに低い液体状電
解質が使用可能となり、生体電気現象に関する電極性能
をさらに向上させることができる。
の第４の実施例の構成を示す。本実施例は図１２，１３
に示す電解質層２１の外周をリング３１で囲ったもので
あり、第３の実施例と同様の効果が得られると同時に、
生体との間の接触インピーダンスがさらに低い液体状電
解質が使用可能となり、生体電気現象に関する電極性能
をさらに向上させることができる。
【００３４】上記各実施例ではＣＦＦ１が綿状に加工さ
れたカーボンファイバフェルトで円柱状に形成された場
合について説明したが、ＣＦＦ１は必ずしも円柱状であ
る必要はなく、測定する体の動きと生体電気現象の測定
用途に応じてさまざまな形態を選んでよい。同様にリン
グ２、素子１１、リング３１の形状も円形に限定されな
い。またＣＦＦ１の材質は必ずしもカーボンに限定され
ず、測定用途に応じてステンレスなどの金属、ポリアセ
チレンなどの導電性高分子、その他の導電性材料を用い
てもよい、さらにＣＦＦ１は上記のカーボン、金属、導
電性高分子などを組み合わせて用いてもよく、また導電
性のない材料を混ぜて用いてもよい。
れたカーボンファイバフェルトで円柱状に形成された場
合について説明したが、ＣＦＦ１は必ずしも円柱状であ
る必要はなく、測定する体の動きと生体電気現象の測定
用途に応じてさまざまな形態を選んでよい。同様にリン
グ２、素子１１、リング３１の形状も円形に限定されな
い。またＣＦＦ１の材質は必ずしもカーボンに限定され
ず、測定用途に応じてステンレスなどの金属、ポリアセ
チレンなどの導電性高分子、その他の導電性材料を用い
てもよい、さらにＣＦＦ１は上記のカーボン、金属、導
電性高分子などを組み合わせて用いてもよく、また導電
性のない材料を混ぜて用いてもよい。
【００３５】リング２の材質は、呼吸運動の検出などに
はＣＦＦ１とともに変形する柔らかい材料を用いてもよ
く、また末梢の圧脈波などの局所的な動きの検出など、
測定部位周囲の変形を抑える必要のある場合には固い材
料を用いてもよく、その他測定用途に応じて自由に選ぶ
ことができる。
はＣＦＦ１とともに変形する柔らかい材料を用いてもよ
く、また末梢の圧脈波などの局所的な動きの検出など、
測定部位周囲の変形を抑える必要のある場合には固い材
料を用いてもよく、その他測定用途に応じて自由に選ぶ
ことができる。
【００３６】上記各実施例ではターミナル３，４が別体
で長方形状に形成された場合について説明したが、図１
６に示すように絶縁基板４１上に半円形の導電層４２
ａ，４２ｂを設けてもよく、図１７に示すように外周に
円環状の導電層４３ａを設け中心に円板状の導電層４３
ｂを設けてもよい。要するに、同一平面上に所定の間隔
をとったターミナルを一対設ければ良く、その形態は測
定用途に応じて自由に選ぶことができる。また呼吸運動
など特に高い測定精度のが必要がない場合には用途に応
じてターミナル４をＣＦＦ１の生体表面に対する面に取
り付けてもよい。このようにして部品点数及びコストの
低減を図ることができる。さらに固定用テープ５の形状
も四角形に限定されず測定用途、装着部位に応じた形状
を自由に選ぶことができる。本実施例では、固定用テー
プを用いて説明してきたが、固定用部材として固定用帯
や、心電計用四肢電極固定具などに置き換えてもよい。
で長方形状に形成された場合について説明したが、図１
６に示すように絶縁基板４１上に半円形の導電層４２
ａ，４２ｂを設けてもよく、図１７に示すように外周に
円環状の導電層４３ａを設け中心に円板状の導電層４３
ｂを設けてもよい。要するに、同一平面上に所定の間隔
をとったターミナルを一対設ければ良く、その形態は測
定用途に応じて自由に選ぶことができる。また呼吸運動
など特に高い測定精度のが必要がない場合には用途に応
じてターミナル４をＣＦＦ１の生体表面に対する面に取
り付けてもよい。このようにして部品点数及びコストの
低減を図ることができる。さらに固定用テープ５の形状
も四角形に限定されず測定用途、装着部位に応じた形状
を自由に選ぶことができる。本実施例では、固定用テー
プを用いて説明してきたが、固定用部材として固定用帯
や、心電計用四肢電極固定具などに置き換えてもよい。
【００３７】さらに上記第３の実施例において、第２の
実施例に電解質層２１を設けたが第１の実施例に電解質
層２１を設ける構造としてもよい。この場合には、第１
の実施例よりも皮膚との電気的な接触が良好となり、生
体電気現象の記録性能を改善することができる。
実施例に電解質層２１を設けたが第１の実施例に電解質
層２１を設ける構造としてもよい。この場合には、第１
の実施例よりも皮膚との電気的な接触が良好となり、生
体電気現象の記録性能を改善することができる。
【００３８】
【発明の効果】以上説明したように、本発明のマルチセ
ンサによれば、カーボンファイバフェルトを用いたの
で、生体の動きを感度良く検出できる。また、生体の表
面に装着された導電性部材の一方の面に１対の電極を取
り付けることにより、生体の動きを検出する精度が向上
し、測定装置の消費電力を低く抑えることができ、構造
を単純にでき電極を小型化することができる。
ンサによれば、カーボンファイバフェルトを用いたの
で、生体の動きを感度良く検出できる。また、生体の表
面に装着された導電性部材の一方の面に１対の電極を取
り付けることにより、生体の動きを検出する精度が向上
し、測定装置の消費電力を低く抑えることができ、構造
を単純にでき電極を小型化することができる。
【図１】本発明のマルチセンサの第１の実施例の構成を
示す分解斜視図。
示す分解斜視図。
【図２】図１の側面図。
【図３】図１，２に示すマルチセンサのＣＦＦ電極の厚
さの変化と直流抵抗との関係を示す線図。
さの変化と直流抵抗との関係を示す線図。
【図４】はさみ式の電極の測定電流分布を示す説明図。
【図５】平行式の電極の測定電流分布を示す説明図。
【図６】ＣＦＦ電極の押し込み厚さ０．２mmのときのは
さみ式と平行式の感度の差を示す線図。
さみ式と平行式の感度の差を示す線図。
【図７】ＣＦＦ電極の押し込み厚さ０．４mmのときのは
さみ式と平行式の感度の差を示す線図。
さみ式と平行式の感度の差を示す線図。
【図８】ＣＦＦ電極の押し込み厚さ０．６mmのときのは
さみ式と平行式の感度の差を示す線図。
さみ式と平行式の感度の差を示す線図。
【図９】はさみ式電極と平行式電極を用いて心電図、呼
吸曲線を測定したデータ例を示す線図。
吸曲線を測定したデータ例を示す線図。
【図１０】本発明の第２の実施例の構成を示す分解斜視
図。
図。
【図１１】図１０の側面図。
【図１２】本発明の第３の実施例の構成を示す分解斜視
図。
図。
【図１３】図１２の側面図。
【図１４】本発明の第４の実施例の構成を示す分解斜視
図。
図。
【図１５】図１４の側面図。
【図１６】図１のターミナルの第１の変形例を示す平面
図。
図。
【図１７】図１のターミナルの第２の変形例を示す平面
図。
図。
【図１８】従来のマルチセンサの一例の構成を示す分解
斜視図。
斜視図。
【図１９】図１８の側面図。
１ ＣＦＦ（導電性部材） ２ リング（保
持部材） ３，４ ターミナル（電極） １１ 素子 ２１ 電解質層
持部材） ３，４ ターミナル（電極） １１ 素子 ２１ 電解質層
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/00 - 5/04 A61B 5/10,10/00
Claims (6)
- 【請求項１】 生体の表面に接する第１の表面と、前記
生体から離れている第２の表面とを有する繊維状の導電
性部材と、前記導電性部材の前記第１および第２の表面のいずれか
一方に取り付けられ、 前記生体の表面の動きを前記導電
性部材の電気抵抗の変化として検出する１対の電極と、前記導電性部材および前記１対の電極を前記生体の表面
へ貼着し固定する固定用部材とを備え、 前記導電性部材は、カーボンファイバフェルトである こ
とを特徴とするマルチセンサ。 - 【請求項２】 前記１対の電極は、前記導電性材料の前
記第２の表面に取付けられることを特徴とする請求項１
に記載のマルチセンサ。 - 【請求項３】 前記導電性部材の外周を保持部材により
保持したことを特徴とする請求項１または請求項２記載
のマルチセンサ。 - 【請求項４】 前記導電性部材の前記第１の表面に、導
電性材料でシート状に形成された素子を取り付けたこと
を特徴とする請求項１乃至３のいずれか１つに記載のマ
ルチセンサ。 - 【請求項５】 前記素子の前記生体に接する面に、ゲル
状の電解質層を設けたことを特徴とする請求項４に記載
のマルチセンサ。 - 【請求項６】 前記ゲル状の電解質層の外周をリングで
囲ったことを特徴とする請求項５に記載のマルチセン
サ。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22767694A JP3227593B2 (ja) | 1994-09-22 | 1994-09-22 | マルチセンサ |
| US08/531,073 US5727549A (en) | 1994-09-22 | 1995-09-20 | Multi purpose sensor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22767694A JP3227593B2 (ja) | 1994-09-22 | 1994-09-22 | マルチセンサ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0889486A JPH0889486A (ja) | 1996-04-09 |
| JP3227593B2 true JP3227593B2 (ja) | 2001-11-12 |
Family
ID=16864591
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP22767694A Expired - Fee Related JP3227593B2 (ja) | 1994-09-22 | 1994-09-22 | マルチセンサ |
Country Status (2)
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| JP (1) | JP3227593B2 (ja) |
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| US6149636A (en) | 1998-06-29 | 2000-11-21 | The Procter & Gamble Company | Disposable article having proactive sensors |
| JP4805456B2 (ja) * | 1998-11-10 | 2011-11-02 | ニューロソフト・インコーポレーテッド | 機能的磁気共鳴画像装置に適合する電極及び電極配置方法 |
| US6507755B1 (en) * | 1998-12-01 | 2003-01-14 | Neurometrix, Inc. | Apparatus and method for stimulating human tissue |
| US7593899B1 (en) * | 1999-05-25 | 2009-09-22 | Silverbrook Research Pty Ltd | Method and system for online payments |
| US7065397B2 (en) * | 2001-06-18 | 2006-06-20 | Inovise Medical, Inc. | Multi-parameter acquisition of ECG and related physiologic data employing multi-parameter sensor and conventional ECG lead conductors, and enabled for remote operational management communication |
| US20030105406A1 (en) * | 2001-06-18 | 2003-06-05 | Galen Peter M. | Multi-parameter acquisition of ECG and related physiologic data employing conventional ECG lead conductors |
| US20030105404A1 (en) * | 2001-06-18 | 2003-06-05 | Galen Peter M. | Multi-parameter acquisition of ECG and other physiologic data exclusively employing conventional ECG lead conductors |
| JP2005520605A (ja) | 2002-03-14 | 2005-07-14 | イノバイス メディカル インコーポレーテッド | 生態組織上の単一の共通の部位からの電気信号及び関連する音声信号を検出し送信するための方法及び装置 |
| US20050273015A1 (en) * | 2002-03-14 | 2005-12-08 | Inovise Medical, Inc. | Heart-activity monitoring with low-pressure, high-mass anatomy sensor contact |
| AU2003220301A1 (en) * | 2002-03-14 | 2003-09-29 | Inovise Medical, Inc. | Audio/ecg sensor/coupler with integrated signal processing |
| US6907299B2 (en) * | 2002-05-24 | 2005-06-14 | Shu-Chang Han | Electrodes for a transcutaneous electrical nerve stimulator |
| US20040214478A1 (en) * | 2003-04-24 | 2004-10-28 | Inovise Medical, Inc. | Coupler-adapeter for electrical amd audio anatomical signal sensor |
| US7110804B2 (en) * | 2003-04-24 | 2006-09-19 | Inovise Medical, Inc. | Combined electrical and audio anatomical signal sensor |
| US20040220486A1 (en) * | 2003-04-29 | 2004-11-04 | Inovise Medical, Inc. | Electrical and audio anatomy-signal sensor/coupler-adapter |
| US7302290B2 (en) * | 2003-08-06 | 2007-11-27 | Inovise, Medical, Inc. | Heart-activity monitoring with multi-axial audio detection |
| US20050124902A1 (en) * | 2003-12-01 | 2005-06-09 | Inovise Medical, Inc. | Electrical and audio anatomy-signal sensor system |
| US7594442B2 (en) * | 2005-10-14 | 2009-09-29 | T-Ink Tc Corp | Resistance varying sensor using electrically conductive coated materials |
| EP2146628B1 (de) * | 2007-04-18 | 2011-11-09 | Jäger, Robert | Vorrichtung zur erfassung und analyse von vitalparametern des körpers, wie insbesondere puls und atmung |
| US20100305412A1 (en) * | 2009-03-23 | 2010-12-02 | Darrah Mark I | Device and system for wireless monitoring of the vital signs of patients |
| EP3744375B1 (en) * | 2015-03-26 | 2023-08-16 | Covidien LP | Improved acoustical guidance and monitoring system for assisting in the proper placement of endotracheal tubes |
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| US4660562A (en) * | 1985-03-07 | 1987-04-28 | House Sr Hugh A | Multi-event biomedical electrode assembly |
| US4932265A (en) * | 1987-12-11 | 1990-06-12 | The Babcock & Wilcox Company | Pressure transducer using thick film resistor |
| US4974596A (en) * | 1987-12-14 | 1990-12-04 | Medex, Inc. | Transducer with conductive polymer bridge |
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| US5184515A (en) * | 1989-06-22 | 1993-02-09 | Ic Sensors, Inc. | Single diaphragm transducer with multiple sensing elements |
| US5349867A (en) * | 1991-12-02 | 1994-09-27 | Kavlico Corporation | Sensitive resistive pressure transducer |
| US5406952A (en) * | 1993-02-11 | 1995-04-18 | Biosyss Corporation | Blood pressure monitoring system |
| US5467768A (en) * | 1993-03-17 | 1995-11-21 | Nihon Koden Corporation | Multi-purpose sensor |
-
1994
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-
1995
- 1995-09-20 US US08/531,073 patent/US5727549A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
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| US5727549A (en) | 1998-03-17 |
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