KR101842499B1 - 심전도 검출 시스템에서 사용하기 위한 고임피던스 신호 검출 시스템 및 방법 - Google Patents

Abstract

약 20 kΩ/sq-mil 이상의 전극 임피던스를 갖는 고임피던스 도전성 전극과, 제 1 측에 대향하는 유전 재료의 제 2 측에 인접한 시간 변화 신호의 존재에 반응하는 유전 재료로부터 전기 신호의 방출을 수신하는 전극의 제 1 측 상의 유전 재료를 포함하는 생체 의학 센서 시스템이 개시된다.

Description

심전도 검출 시스템에서 사용하기 위한 고임피던스 신호 검출 시스템 및 방법{HIGH IMPEDANCE SIGNAL DETECTION SYSTEMS AND METHODS FOR USE IN ELECTROCARDIOGRAM DETECTION SYSTEMS}

본 발명은 일반적으로 피검 대상 내의 전기 신호를 검출하기 위한 센서 시스템에 관한 것이며, 특히 심전도 검출 시스템에 관한 것이다.

(우선권)

본 출원은 2008년 7월 18일에 출원된 미국의 가특허 출원 61/081,843에 대한우선권을 주장하고 있으며, 상기 가특허 출원의 공개된 내용은 여기서 전체로 통합된다.

종래의 심전도(ECG) 시스템은 일반적으로 피검 대상의 표면과 의료 장비 사이에 도전성 경로를 제공하는 도전성 물질을 포함한다. ECG 응용과 같은 생체 의학적 응용에 사용하기 위한 센서는, 예컨대 도전성이 있고 압력에 민감한 접착제를 개시하는 미국 특허 4,848,353호 공보, 도전성 접착성 히드로겔을 개시하는 미국 특허 5,800,685호 공보, 그리고 도전성의 친수성 감압 접착제를 개시하는 미국 특허 6,121,508호 공보에 개시된다.

예컨대, 도 1은 이온 전도성 접착제(12), 도전성 전극(14) 및 지지 기판(16)을 포함하는 종래 기술의 도전성 센서 장치(10)를 도시한다. 이온 전도성 접착제(12)는 환자에게 적용되어 접착제(12)에서 나오는 환자의 전기 신호는 접착제(12)를 통하여 모니터링 장치에 전기적으로 접속되는 도전성 전극(14)으로 이동한다. 예컨대, 특정 ECG 시스템은 분산된 수용성 염을 포함하는 이온 전도성 히드로겔을 채용하고 있고, 그 시스템 내에서 이 히드로겔은 또한 피부 부착 접착제로서 기능하도록 고안되어 있다.

이러한 히드로겔은 전형적으로 겔 내에 약간의 물을 포함하고, 이 재료는 사용될 때까지 봉인된 환경(예컨대, 밀봉 패키지 내)에서 유지되는 것을 필요로 한다. 이러한 재료는 일반적으로 습도가 정밀하게 조절되지 않는 환경에서 재사용될 수 없다. 이 제한은 이러한 도전성 접착제를 사용하는 센서의 비용뿐만 아니라 어떤 특정 센서도 작동할 수 있는 사용량 모두에 불리하게 영향을 미친다.

히드로겔은 이온 전도성 기구를 통해 신호 수용체로서 기능하므로 저임피던스 수용체이다. 예컨대, 도전성 전극은 은과 염화은(Ag/AgCl)을 포함할 수 있고, 전형적으로 0.1과 0.5 Ohms/sq-mil 사이의 시트 저항을 가진다. 단위 Ohms/sq/mil는 통상 단위체적당 표면저항(Ohms/square)을 나타내는데 사용된다. 도전층은 도전성 탄소 코팅 고분자막(전형적으로 1 내지 1000 Ohms/sq/mil 사이의 임피던스 범위를 가짐)과 모니터링 장치에 전극을 접합하기 위해 사용되는 도전성 납 위에 적층된다. 전극층은 이온으로 생성된 생체 의학 신호와 전도 용액 내에서 전송된 전기 신호 사이의 변환기로서 작용한다. 염화물은 전해질의 이온으로 작용한다. Ag/AgCl의 화학 구조는 안정하기 때문에 전류는 전극 간을 자유롭게 흐른다.

전극의 히드로겔이 피부와 접촉하여 배치되면 이온은 히드로겔을 통하여 금속 안팎으로 확산될 것이다. 구리는 ECG 신호(~1mV) 내에 존재하는 전압보다 큰 340mV의 전극 전위를 가진다. 그래서, 참조 전극은 이 전위를 상쇄하여야 하지만 실제로는 그렇지 않다. 전극 전위는 이온 반응에 의해 경시변화한다. 또한, 어떤 두 전극과 그 하부 피부 표면도 동일하지 않다. 이러한 이유로 전극 전위가 다르다. 전극 전위는 신호 상쇄로 나타난다. 염화은(AgCl)은 전형적인 모니터링 기술에 의해 쉽게 취급되고 ECG 신호와 간섭되지 않는 5mV 이하의 전위를 가진다. 이러한 이유로 AgCl은 모니터링 장비에 전송하는 데 요구되는 심장 박동의 진폭 때문에 ECG 응용에 이상적인 저 레벨의 잡음(10㎶이하)을 배출한다.

하니스 시스템에서 사용되는 신호 검출 장치의 수는 전형적으로 3 내지 13개의 전극 또는 그 이상의 범위를 가질 수 있다. 많은 수의 검출 포인트를 채용하는 것은 많은 수의 참조 포인트가 환자의 심장과 같은 피검 대상을 모니터링하는데 유용하다는 것을 제공한다. 도 2에 나타낸 바와 같이, 일부 ECG 하니스 시스템은 커넥터(24)를 통해 ECG 장치(나타내지 않음)에 이르는 공통 하니스(22)에 접속되는 10개 이상의 수용체(20, 전기적 접촉)를 제공한다. 도 2에 나타낸 바와 같은 하니스 시스템은 분리 연결된 센서보다 ECG 모니터에 쉽게 연결될 수 있고 환자에게 보다 편안할 뿐만 아니라 보다 안전하게 부착될 수 있다. 따라서, 히드로겔은 임피던스가 낮기 때문에 ECG 하니스 시스템은 또한 전기 임피던스가 낮아야 한다.

미국 특허 공개 2004/0000663은 센서의 접착제 또는 고분자막으로 이용될 수 있는 물에 감지되지 않는 교류 응답 복합체를 개시하고, 변화하는 유전 특성에 반응하는 복합체의 타단측에서 전하가 복합체로부터 방출되도록 교류장(예컨대, 유전 분산을 나타냄)의 적용으로 재료 변화의 유전 특성을 가짐으로써 복합체의 일측의 교류 신호가 복합체의 타측에 용량적으로 접속될 수 있다는 것을 제공한다. 미국 특허 공개 2004/0000663의 신호 수용 재료는 약 100kΩ이상의 임피던스 값을 가지는 것으로 개시되어 있다.

그러나, 다양한 응용으로 용이하고 경제적으로 채용될 수 있고 의료 인력의 다양성에 향상된 감도와 유용한 정보를 제공하는 저렴하고 또한 효과적인 생체 의학 센서의 하니스 및 배선 시스템에 대한 필요성이 남아 있다.

일 실시형태에 의하면, 본 발명은 약 20kΩ/sq-mil 이상의 전극 임피던스를 가진 고임피던스 도전성 전극과, 제 1 측에 대향하는 유전체의 제 2 측에 인접한 시간 변화 신호의 존재에 반응하는 유전 재료로부터 전기 신호의 방출을 수신하기 위한 전극의 제 1 측 상의 유전 재료를 포함하는 생체 의학 센서 시스템을 제공한다.

다른 실시형태에 의하면, 본 발명은 환자로부터 시간 변화 신호를 검출하는 방법을 제공한다. 본 방법은 환자로부터 시간 변화 신호를 수신하는 스텝; 환자로부터의 시간 변화 신호에 반응하는 유전 재료의 유전 특성을 변화시키는 스텝; 생체 의학 센서의 도전성 전극에 출력 신호를 제공하는 스텝; 및 약 1Ω/sq-mil 이상의 저항을 가진 신호 경로를 통하여 모니터 시스템에 출력 신호를 제공하는 스텝을 포함한다.

또 다른 실시형태에 의하면, 본 발명은 제 1 도전성 전극과 제 2 도전성 전극을 포함하는 생체 의학 신호 센서 시스템을 제공한다. 제 1 도전성 전극 및 제 2 도전성 전극은 제 1 도전성 전극과 제 2 도전성 전극에 연속되는 신호 수용 재료와 접촉하여 제공된다.

다음 설명은 첨부 도면을 참조하여 더 이해될 수 있다:

도 1은 종래 기술의 생체 의학 센서의 예시적인 개략도를 도시하며;
도 2는 종래 기술의 생체 의학 센서 하니스 시스템의 예시적인 개략도를 도시하며;
도 3a 및 도 3b는 사용중인 본 발명의 실시형태에 의한 센서 시스템의 예시적인 개략도를 도시하며;
도 4는 전극 어레이를 포함하는 본 발명의 실시형태에 의한 센서 시스템의 예시적인 개략 평면도를 도시하며;
도 5는 도 4의 센서 시스템의 예시적인 개략 측면도를 도시하며;
도 6은 본 발명의 실시형태에 의한 센서 시스템의 예시적인 개략 등각도를 도시하며;
도 7은 본 발명의 다른 실시형태에 의한 센서 시스템의 예시적인 개략 등각도를 도시하며;
도 8a 및 도 8b는 각각 본 발명의 시스템과 종래 기술의 시스템에서 얻어진 ECG 신호의 예시적인 그래프를 도시하며;
도 9는 본 발명의 시스템을 테스트하기 위해서 채용된 전극 테스트 고정 시스템의 예시적인 개략도를 도시하며;
도 10a 내지 도 10e는 본 발명의 다른 실시형태에 의한 다중 전극 시스템을 테스트할 목적으로 얻어진 ECG I, II, II AVR, AVL 및 AVF 신호의 예시적인 그래프를 도시하며;
도 11은 본 발명의 다른 실시형태에 의한 시스템의 예시적인 개략도를 도시하고;
도 12는 도 11의 시스템의 전기적 구성 요소의 개략도를 도시한다.
도면은 설명을 목적으로 한 것이며 축척에 맞는 것은 아니다.

고임피던스 연속 신호 수용 재료는 예컨대 사이트의 어레이를 포함하는 다중 고임피던스 전극을 위한 일반적인 부착 접착제 역할을 할 수 있는 본 발명에 의해 제공될 수 있고, 더욱이 저렴한 고임피던스 연결 시스템은 다중 고임피던스 전극과 함께 사용될 수 있다는 것도 발견되었다. 신호 수용 재료(SRM)는 국부적인 시간 변화 신호에 반응하고, 또한 재료를 통과하는 이온 전도성을 허용하지 않는 고임피던스(예컨대 20kΩ/sq.-mil 이상) 재료이다. 많은 장점들이 이러한 시스템에 의해 제공될 수 있다. 이러한 장점 중 첫번째는 제조의 단순화이다. 각각의 전극에 SRM을 등록할(정렬할) 필요가 없다. 대신, 다중 전극이 일반적인 SRM에 위치될 수 있다. 추가적인 이점은 증가된 접착 영역은 환자에게 최적의 본딩을 허용할 수 있다는 것이다. 또한, 고임피던스 전극(예컨대 50kΩ/sq.-mil 이상) 및 연결 시스템(예컨대 50kΩ/sq.-mil 이상)의 사용은 전극의 총 시스템 비용과 복잡성을 줄이는 것을 용이하게 한다. 또한, 플렉시블 기판은 지지 구조로 작용하고 이러한 지지 기판은 정합성이 있으며 수증기와 산소가 투과할 수 있다. 예컨대, 이러한 기판 재료는 일반적으로 상처 드레싱과 수술 커튼에 사용하기 위한 의료적 응용에서 발견할 수 있다.

상술한 바와 같이, 히드로겔 접착제와 같은 도전성 복합체가 이러한 방법으로 이용되지 못하게 하는 기술적인 문제는 히드로겔이 X, Y 및 Z 차원에 따라 저임피던스를 갖는다는 사실이다. 이와 같이, 이러한 접착제가 두 개 이상의 도전성 전극 센서를 통해 걸친다면, 하나의 사이트에서 발생하는 어떤 신호도 대부분의 히드로겔을 넘어 전달될 수 있으므로 특정 사이트에 신호의 특이성을 잃을 수 있다. 이러한 응용에서 제대로 기능하는 재료를 위해서는 높은 내부 임피던스를 가져야 하고 또한 생체 의학 신호를 검출해서 사이트의 특정 전극에 몇몇 대표적 신호를 전달할 수 있어야 한다.

본 발명에 의하면, 생체 의학 신호의 존재 하에 유전성이지만 유전 특성을 변경하는 센서 등의 고임피던스 센서가 채용되는데 이 신호는 전형적으로 교류 신호 등의 시간 변화 신호이다. 예컨대, 미국 특허 공개 2004/0000663에 개시되어 있는 바와 같이 이러한 센서는 고분자 물질과 실질적으로 고분자 물질 내에 분산되어 있는 극성 물질을 포함할 수 있고, 그 개시된 내용은 여기서 참조로서 전체로 통합된다. 여기서 설명하는 테스트 프로토콜을 사용하여 이러한 접착제가 제공될 수 있다. 실질적으로 고분자 물질 내에 분산되어 있는 극성 물질을 갖는 고분자 물질의 예로는, 예컨대 FLEXcon Company, Inc.(Spencer, Massachusetts)에 의해 판매되는 EXH 585 접착 제품을 들 수 있다. 이 접착제는 약 200,000 Ohm의 저항값을 나타낸다. 이에 비해, 이용가능한 ECG 전극에 대한 표준 EC12에 따른 미국규격협회와 의학의 전진을 위한 협회(ANSI/AAMI)에 의해 요구되는 대로, 히드로겔은 3,000 Ohm(각각의 전극 쌍에 대하여)보다 작은 저항값을 나타낸다. 사실, 종래의 히드로겔은 제대로 기능하려면 환자의 피부보다 더 도전성이 있어야 한다.

적합성을 위해 미국 특허 공개 2004/0000663에 명시된 선택 방법을 이용하면 유기염이 연속적인 고분자 매체 내에 제공될 수 있다. 또한, 비점성 변형은 열적으로 활성화되는 접착 시스템으로서 동일한 용량성 결합과 이에 따른 신호 응답 특성을 가지도록 고안될 수 있다. 불압 감지 접착제(non-PSA) 변형은, 예컨대 테스트 피검 피검 대상이 어레이의 최상부에 위치하고 테스트하는 동안 테스트 피검 대상의 움직임이 없는 센서 어레이와 같이 접착성이 필요하지 않거나 바람직하지 않은 센서 응용에서 바람직한 특성을 가질 수 있다.

종래의 히드로겔의 임피던스를 결정하고 상술한 EXH 585 제품의 샘플을 위해서, 10Hz 사인파 신호를 생성하는 HP 33120A 파형 생성기[Hewlett Packard Company(Palo Alto, California) 판매]가 사용되었다. 이 때, 상기 신호는 탭 전극의 접착제간 구성, ANSI/AAMI EC-12 사양에 적합한 테스트 샘플을 통과하였다. 응답 신호는 BK Precision 100 MHz Oscilloscope model 2190[B&K Precision Corporation(Yorba Linda, California.) 판매]로 수신하였다. 결과적인 파형 디스플레이는 동등하게 일치하는 파형이 얻어질 때까지 다양하게 알려진 저항 테스트로부터 생성되는 것과 비교되었다. 이 때, 테스트 샘플에 최상의 일치를 나타낸 파형을 생성한 알려진 저항값을 해당 테스트 샘플에 대하여 동등하게 일치하는 저항값으로 간주했다.

본 발명은 다수의 신호 감지 사이트를 가진 연속적 고임피던스 신호 수용 재료(SRM)가 사용되고, 더욱이 고임피던스 연결 시스템이 채용되는 것을 제공한다. 또한, 이러한 시스템의 장점은 환자에게 적용의 용이함과, 큰 전체 본딩 영역으로 인한 환자로의 좋은 전체 접착력과, 훨씬 적어진 어떤 단일 전극이 느슨해지는 기회와, 정해진 조합이건 아니건 예컨대 환자 심장의 전기적 활동의 보다 정확한 프로파일을 제공하는 다중 사이트 위치를 사용하는 기회를 포함한다.

생체 의학 신호를 전도하는 이온 전도성 기구를 이용하지 않는 고임피던스 SRM을 사용하는 다른 장점은 저렴한 비용 도전성 구조를 신호 전송에 사용할 수 있도록 허용하는 것이다. 은/염화은 접촉 전극의 필요성을 피할 수 있고, 저비용으로 진공 증착 알루미늄 또는 도전성 탄소 코팅이 가능하며, 또는 이 점에 있어서 대부분의 도전성 접촉 재료는 SRM에서의 사용에 충분한 기능을 할 것이다.

도 3a 및 3B는 환자의 심장과 같은 피검 대상 내에 있는 생체 의학 신호(예컨대, 교류 신호 등의 시간 변화 신호)를 30으로 나타낸 본 발명의 신호 수용 재료의 예시적 도면을 도시한다. 도 3a에서는 30에서의 생체 의학 신호의 진폭이 상승하고 있고, 도 3b에서는 30에서의 생체 의학 신호의 진폭이 하강하고 있다.

생체 의학 신호 (30)가 진폭이 증가할 때, 피검 대상 표면에서의 생체 의학 신호와 고임피던스 전극(38) 사이에 있는 고분자(34) 내에 분산된 극성 물질(32)은 생체 의학 신호와 정렬되는 한편, 생체 의학 신호와 고임피던스 전극(38)에 바로 인접하지 않는 극성 물질(36)은 정렬되지 않는다. 특히, 도 3a에 나타낸 것처럼 극성 물질(32)이 정렬될 때 정렬된 극성 물질(32) 영역 내의 고분자 매트릭스(34)의 유전 특성은 변화한다.

도 3b에 나타낸 바와 같이, 생체 의학 신호가 진폭이 하강할 때 작은 신호가 유전 재료의 분극의 완화에 의하여 이전에 정렬된 극성 물질(32)의 영역으로부터 출력된다. 이 작은 신호는 고임피던스 전도체(38)에 의해 검출 회로에 전달된다. 다른 고임피던스 전도체(40)가 고임피던스 전도체 근처에 있으면 고임피던스 전도체 근처의 극성 물질(40)이 신호 (30)에 반응하여 정렬되지 않기 때문에 전하를 받을 수 없다. 이러한 방식으로, 고임피던스 전도체는 상호 간섭 없이 서로 매우 근접하여 위치할 수 있다. 예컨대, 고임피던스 전도체(38)와 고임피던스 전도체(40) 사이의 거리(도면의 d2)는 적어도 극성 물질을 포함하는 고분자 매트릭스의 두께(d1)만큼 커야 한다고 명기할 수 있다.

이러한 방식으로, 특정 사이트에서 최초 생체 의학 신호를 나타내는 대표적인 출력 신호가 생성된다. 대표적인 출력 신호는 복합 재료(SRM)의 유전 특성의 변화에 반응하여 생성되고, 유전 특성은 피검 대상 내부로부터 시간 변화 신호의 존재에 반응하여 변화된다. SRM은 도전성은 없지만 대신에 유전성을 가지므로 다중 센서 전도체는 연속적인 SRM 상에 서로 인접하여 위치할 수 있다. 그래서, SRM은 부분 집합 영역의 로컬 신호에 반응하여 전체 SRM보다 SRM의 부분 집합 영역 내에서 유전 분산을 나타낸다.

도 4 및 도 5는 상술한 바와 같이, 고임피던스 전극(50)의 어레이가 연속적인 SRM 재료(52) 상에 제공되는 본 발명의 실시형태에 의한 고임피던스 SRM을 사용하여 제공될 수 있는 다중 사이트 감지 어레이(48)를 도시한다. 도 4는 투명한 SRM 재료(52)의 상면도를 나타내고, 도 5는 도 4의 라인 5-5에 따른 측면도를 나타낸다. 이러한 어레이는 ECG 모니터링뿐만 아니라 갖가지 다른 의료 및 비의료 응용 같은 응용에 사용될 수 있다. 또한, 도 4에 나타낸 바와 같이 고임피던스 전극과 SRM 복합체는 SRM의 노출 표면(56)을 환자에게 적용한 후에 SRM(52)과 고임피던스 전극(50)으로부터 분리된 방출 지지 기판이나 어너(earner, 54)에 의해 지지될 수 있다.

도 4 및 도 5는 다중 센서 패드 어레이를 나타내고, 또한 다른 레이아웃도 제공될 수 있다. 예컨대, 센서의 이러한 고밀도 어레이로부터 받은 데이터가 보조 버스 또는 종래의 다중화 방법으로 공급된 컬렉션 버스(58)를 사용하는 커넥터(59)에서 제공될 수 있다. 감지 패드가 활성화된 선택이 프로그래밍될 수 있고 또는 어레이가 적용된 이후라도 알고리즘 또는 정보 처리 분석의 다른 방법에 의해 자동으로 결정될 수 있다. 활성 패드 구성은 모니터링 주기 동안 언제든지 변경될 수 있다. 이와 같이, 신호 수용체는 특정 심장의 고동에 대한 최적의 시야각으로 진단을 제공하기 위해서 선택적으로 선택될 수 있다. 이 벡터 방법을 통한 시야각의 정확도 및 제어는 크게 향상되었다. 정확한 측정을 훼손하는 짧게 또는 부적절하게 연결된 수용체의 가능성은 크게 줄어들 것이다.

상술한 SRM 또는 어떤 다른 유사한 SRM의 선택은 두 가지 기본적인 특성에 기초한다: 1) 고임피던스, 예컨대 프리겔 ECG 일회용 전극을 위한 미국규격(ANSI/AAMI EC12)에 따라 측정된 200,000 Ohm 보다 큰 임피던스; 및 2) 신호 전달 기구는 이온 전도의 기능이 아닐 것. 예컨대, 이것은 신호가 서로 간섭되지 않고 단일 SRM 층과 다중 감지 패드가 다중 도전성 경로로 이어지게 하는 것을 가능하게 할 수 있다. 용량성 결합은 용량성 구조를 완성시키기 위해서 전도층(예컨대 환자의 신체 이외)이 필요하므로 SRM 층이 한개의 감지 패드 이상에 걸쳐 연속적으로 확장하도록 하는 옵션을 허용한다. 이것은 저임피던스이고 이온 전도성 히드로겔로는 가능하지 않다.

인쇄된 리드 와이어 또는 인쇄된 고임피던스 전극과 같은 얇은 고임피던스 도전성 코팅의 경우 시트 저항이 임피던스를 특징짓는다. 상술한 바와 같이, 재료의 시트 저항은 Ω/square area의 단위로 나타낸다. 제곱(square)은 얇은 코팅(W²)의 폭의 제곱과 동일한 면적을 나타내는 무차원 단위이다. 전형적으로 당업자들은 이 값을 1mil(0.001inches)의 두께를 가지는 코팅으로 표준화하여 결과적으로 Ω/sq-mil(Ohms per square per mil)의 단위로 된다. 재료의 시트 저항을 알면 그 물질의 주어진 얇은 층에 대한 저항을 계산할 수 있다. 예컨대:

Rs = surface resistivity in Ω/sq

Rv = volume resistivity in Ω/sq-mil

T = coating thickness in mils

L = length in mils

W = width in mils

R = Rs x (L/W) x (l/T)

생체 의학 모니터링 분야에서 고임피던스 SRM을 사용하면 여러 가지 장점이 있다. 첫째, 고임피던스 전극은 비용이 많이 드는 은/염화은을 포함하는 재료보다 저가의 재료로 구성될 수 있다. 또한, ECG 모니터로 이어지는 고임피던스 출력 접점을 형성하는 비금속의 고임피던스 전도체의 사용도 허용될 수 있다. EXV-216 같은 FLEXcon의 도전성 탄소 코팅 제품, 또는 H.C. Stark GmbH of Germany 가 판매하는 CLEVIOS 제품군 같은 진성 도전성 고분자, 또는 Carbon Nanotechnologies, Incorporated(Houston, Texas)에서 구할 수 있는 Super HiPCO 나노튜브 같은 탄소 나노튜브 분산제 등이지만, 이들에 한정되지 않는 고임피던스 재료는 종래 기술의 은/염화은 전극으로 대체될 수 있다. 고임피던스 전극과 고임피던스 출력 접점 모두 일반적인 지지 기판 상에 인쇄될 수 있다. 또한, 비용 절감은 제조의 용이성뿐만 아니라 SRM의 두께의 감소에서 얻어질 수 있다.

다중 고임피던스 전극이 연속적인 SRM 상에 배치될 수 있기 때문에, 특정 전극으로의 기록은 생산 비용을 절감할 수 있는 이온 전도성 히드로겔의 경우만큼 중요하지 않다. 또한, 용량성 결합을 통해 작동하는 SRM의 두께는 종종 300~625 미크론의 두께를 갖는 이온 전해질 (예컨대, 히드로겔)의 두께보다 작을 수 있다. 이 여분의 히드로겔의 질량은 심장으로부터 나오는 신호를 픽업할 수 있는 능력뿐만 아니라 갭이 없는 피부 접촉을 보장하는 데 도움이 된다. 한편, 용량적으로 결합된 SRM의 고유의 접착력은 또한 선택된 고분자 베이스의 기능이다. 이와 같이, 접착력은 응용의 필요성에 더 부합될 수 있고 신호 픽업은 접착 매스(adhesive mass)의 기능이 아니다. 그래서, 예컨대 SRM의 두께는, 약 5미크론과 약 200미크론 사이에 있을 수 있다. 이는 결과적인 생체 의학 센서 장치(고임피던스 전도체, 유전 재료 및 선택적인 지지 재료를 포함함)가 단독으로 종래의 히드로겔의 두께보다 작은 약 250 미크론보다 작은 총 두께를 가질 수 있게 한다.

실제로, 환자의 피부에 정확한 접촉을 유지하도록 일치시키는 SRM의 더 얇은 층(가급적 25-100미크론)을 사용할 때 향상된 세동제거(defibrillation) 과부하 복구 성능과 관련한 장점들이 있다. 물론, SRM의 얇은 층은 비용상의 이점이 있을 것이다. 이러한 장점은 넓은 본딩 영역을 초과해도 여전히 유지될 것이다. 원가 절감의 동기는 히드로겔과 은/염화은의 비용을 절감하기 위해서 점차 적은 접점 영역의 사용으로 이어진다. 용량적으로 결합된 SRM을 더 얇은5~200 미크론 증착시 큰 표면 영역에서도 사용하면 중요한 재료 및 제조 비용의 이점을 여전히 유지할 것이다. 신호 수용 재료의 적은 증착 사용의 경제적 이점에다가 더 얇은 신호 수용 재료의 사용은 더 큰 이방성 효과를 제공한다.

이 비용 이점은 SRM의 영역이 고임피던스 전극의 면적보다 큰 경우에도 유지될 것이다. 도 6에 나타낸 바와 같이, 고임피던스 전극(62)과 신호 수용 재료(64)가 적용된 지지 기판(60)은 요구되는 것보다 더 많은 지지 기판과 SRM을 포함할 수 있다; 이 SRM은 도전성 전극 센서의 경계를 넘어 연장된다. 이 구성은 SRM을 신호 수용 매체뿐만 아니라 부착 접착제로 작용할 때 전극의 접착력을 보다 잘 제어할 수 있다. 전형적인 히드로겔이 전극을 넘어 너무 연장되면, 히드로겔에 의해 커버되고 있는 여분의 영역으로부터의 추가적인 신호가 ECG 센서의 위치 선택성에 일부 변경을 일으키는 것에 주의해야 한다. 이와 같이, 환자에게의 접착력을 향상시키기 위해 히드로겔 연장을 사용하면 확실히 코스트 페널티 이상을 초래할 것이다.

도 7에 나타낸 바와 같이, 고임피던스 전극 센서(72)는 전극의 영역에 대한 리드의 전체 면적의 비율이 작으면 센서(72)로부터의 리드(76)의 어떤 추가적인 임피던스도 고임피던스의 SRM 재료로부터의 출력 신호의 수신에 악영향을 미치지 않으므로 지지 기판(70)과 SRM(74)의 중심 영역 내에 잘 위치될 수도 있다. 영역의 비율 A_lead/A_electrode는 리드 자체가 효과적인 전극으로 작용해서 전극에서 멀리 떨어진 영역으로부터의 신호를 픽업하는 임계 비율보다 크다면, 이 때 충분한 두께를 갖는 절연 재료 또는 유전 재료의 층은 리드 자체에 의해 신호 수용을 최소화하거나 제거하기 위해 리드와 SRM 사이의 리드들과 정렬되어 배치될 수 있다. 고임피던스 SRM의 사용은 신호 충실도 문제를 일으키지 않을 것이다.

또한, 도 6과 도7의 장치는 전극과 주위의 피부를 지지 기판과 SRM에 의해 더 잘 고정되게 할 것이다. 이와 같이, 각각 모니터링 오류를 발생시킬 수 있는 전극 가장자리의 부주의한 리프팅 또는 전극 주위의 피부의 움직임이 최소화될 수 있다. 낮은 임피던스 접착제를 가진 종래의 이온 전도성 히드로겔과 동일한 구조를 제공하려는 시도는 히드로겔의 XY 평면에서 전극으로 전도되는 전극 주위의 신체의 움직임으로부터 생성되는 신호를 허용할 것이다.

본 발명의 특정 장치의 추가적인 장점은 고임피던스 SRM의 연속적인 코팅을사용하는 도 4 및 도 5에 나타낸 바와 같이 연속적인 멤브레인 상의 전극의 어레이를 환자에게 응용하는 것이 보다 적은 접착 두께와 본질적으로 덜 점착성이 있는 접착제를 사용할 수 있게 허용한다는 것이다. 이 때, 환자에게의 접착력은 총 본딩 영역의 기능이고 제거시 환자에게 덜 불편을 줄 것이다.

또한, 이러한 시스템은 용량성 결합에 의해 작동되므로 전송된 신호는 낮은 전류 특성을 보유하고 시스템이 세동제거 이벤트와 같은 전기적 분류(分流) 조건에서 경우에 따라 더 바람직하게 허용된다. 또한, 트레이스 임피던스뿐만 아니라 고임피던스 전극은 또한 과전류 노출로부터 환자 및 의료진을 막아주는 역할도 할 것이다.

게다가, 멀티 감지 전극(도 4 및 도 5 참조)의 가능성은 신호 검출을 지원하고, 기술자로 하여금 외부 소음에서 유효한 신호를 분별하도록 도움을 줄 수 있는 많은 시야각을 허용할 것이다. 또한, 이것은 센서가 관련되는 자동화된 선택을 허용할 것이다.

또한, 높은 임피던스 전극을 사용하는 능력은 낮은 총 금속량을 이용할 수 있게 하고, ECG 모니터로 가는 총 전극 (SRM 포함)의 출력 리드를 포함하고, 전극이 X-선, 컴퓨터 지원의 단층촬영 스캔(CAT 스캔)과 자기 공명 영상(MRI) 분석 같은 다른 진단 테스트 전에 제거되어야 하는 요구를 경감할 수 있게 한다. 또한, 비금속 고임피던스 전극과 출력 리드를 사용하는 것은 금속과 금속염에 관한 많은 처리 문제를 피하게 한다.

비은과 염화은을 포함하는 본 발명의 센서 시스템의 예가 다음과 같이 제공될 수 있다. ECG 감지 전극은 FLEXcon Company, Inc.(Spencer Massachusetts)의 EXH-585 SRM으로 구성되었다. 이 접착제는 비이온 용량성 결합 기구를 통해 작동한다. 접착제 두께는 25미크론이고 25미크론의 코팅된 폴리에스터 막에 적용되며, 한쪽은 25 미크론으로 증착된 도전성 탄소 코팅(FLEXcon 회사의 EXV-216 제품)과, 전기 접촉이 허용되는 EXH-585로 덮여지지 않은 도전성 코팅된 폴리에스터 영역으로 되어 있다. 접촉의 타단은 GE Medical Systems 모델인 MAC 1200 ECG monitor이다. 3개의 이러한 패드가 테스트 피검 대상 상에 구성되어 배치되었고, ECG 판독을 행하였다.

도 8a는 예컨대, AVR, AVL 및 AVF리드로부터의 신호뿐만 아니라 I, II 및 III 리드로부터의 신호를 포함하는 복합 신호의 특정 부분을 나타내는 ECG 모니터에 의해 제공된 센서 출력을 나타낸다. 도 8a는 본 발명에 따라 상기 공개된 SRM 재료를 사용한 피검 대상에 대하여 80, 82, 84, 86, 88 및 89 각각에서 I, Ⅱ, III, AVR, AVL 및 AVF 리드에서의 출력을 나타낸다.

동일한 피검 대상은 히드로겔에 의해 픽업된 신호를 수신하기 위해서 도전성 탄소 코팅에 걸쳐 은/염화은 코팅된 폴리에스터 막 상에 이온 전도성 히드로겔 시스템을 사용하여 스위스의 Tyco Healthcare Retail Services AG Corporation의 Kendall Q-Trace 전극으로 재테스트되었다. 센서 출력은 ECG 모니터에 제공되고, 종래 기술의 히드로겔을 사용하는 동일한 피검 대상에 대하여 AVR, AVL 및 AVF으로부터의 신호뿐만 아니라 I, II 및 III으로부터의 신호도 도 8b의 90, 92, 94, 96, 98 및 99 각각에 나타낸다. 도 8a및 도 8b에서 ECG 트레이스(파형)의 두 세트의 비교는 실질적으로 동일한 신호 충실도를 나타낸다.

상술한 바와 같이, 본 발명의 시스템의 또 다른 장점은 연속 방식인 두 개 이상의 감지 전극을 다루는 접착제의 능력이다. SRM은 단일 전극에 있어서는 뚜렷하지 않지만, 대신에 XY평면에서는 여러 전극을 가로질러 스팬되어 강한 고유의 신호가 Z차원의 전극을 통과하도록 허용한다. 일련의 테스트는 이 효과를 측정하기 위해 실행되었다.

전극의 테스트 장치는 도 9에 나타낸 바와 같이 제공되었다. 또한, 테스트 시스템은 테스트 신호의 일반적인 소스로서 Spacelabs, Inc.(Chatsworth, California)에 의해 판매되는 Spacelabs Model #514 Patient Monitor뿐만 아니라 신호 수신기로서 General Electric(Schenectady, New York)에 의해 판매되는 GE Medical System Model # MAC 1200를 포함한다. 도 9에 나타낸 바와 같이, 전극의 테스트 장치는 소스 고임피던스의 커넥터(110, 112, 114, 116 및 118) 각각을 통해 소스에 연결되는 전극(100, 102, 104, 106 및 108)의 제 1 세트를 포함하고, 고임피던스 모니터 커넥터(130, 132, 134, 136 및 138) 각각을 통해 모니터에 연결되는 전극(120, 122, 124, 126 및 128)의 제 2 세트를 포함한다. 테스트되는 SRM 재료는 전극의 제 1 세트와 전극의 제 2 세트 사이에 위치한다

분리 신호는 소스 연결 2S(전극102로)와 3S(전극104로)에 적용되었다. 테스트 샘플은 소스 신호가 테스트 샘플을 통해 전송되고 모니터링 연결 2M(전극 122)와 3M(전극 124)에서 수신될 수 있도록 소스와 모니터 연결 모두에 직접 물리적으로 접촉되도록 배치되었다. 전극 쌍[(100, 120), (102, 122), (104, 124), (106, 126) 및 (108, 128)]은 환자의 심장으로부터의 신호를 측정하기 위해 사람인 피검 대상의 특정의 관례적인 위치에 배치하게 설계된 5개의 전극 쌍으로 구성되었다. 센서 출력은 ECG 모니터에 제공되고 모니터는 복합적인 심장 신호를 제공할 수 있고 및/또는 복합 신호의 특정 부분을 나타내는 이산 신호를 제공할 수 있으며, 예컨대 I, II, 및 III 리드와 AVR, AVL 및 AVF 리드로부터 전통적으로 사용되는 ECG 신호를 포함한다.

다음과 같이 5번의 시험을 실시했다. 테스트 1은 전극의 제 1 및 제 2 세트가 서로 접촉하고 있는 제어를 제공하였다. 테스트 2는 인근 전극(예컨대 100 및 102)이 히드로겔의 이산 영역으로 제공되도록 전극 사이에 위치한 종래의 히드로겔 재료를 채용한 제 2 제어를 제공하였다. 테스트 3은 전극 쌍 사이에 위치하나 하나 이상의 소스나 모니터 전극에 공통이 아닌 상술한 바와 같은 SRM을 채용한 제 3 제어를 제공하였다. 테스트 4는 상술한 모든 전극 쌍에 걸친 큰 영역의 SRM을 채용하였다. 예컨대, 전극 102와 122 사이의 SRM은 연속된 막 내의 전극 104과 124 사이에 있었다. 테스트 5는 모든 전극 쌍에 걸쳐 종래의 히드로겔을 채용하였다.

도 10a는 제어 시스템(테스트 1)에 있어서 전극의 각 쌍 사이에 SRM 물질을 포함하지 않는 140, 142, 144, 146, 148 및 149 각각에 대한 Ⅰ, Ⅱ, Ⅲ, AVR, AVL 및 AVF 리드의 출력을 나타낸다. 도 10b는 제어 시스템(테스트 2)에 있어서 전극의 각 쌍 사이에 히드로겔 재료의 이산 부분을 포함하는 150, 152, 154, 156, 158 및 159 각각에 대한 Ⅰ, Ⅱ, Ⅲ, AVR, AVL 및 AVF 리드의 출력을 나타낸다. 도 10c는 제어 시스템(테스트 3)에 있어서 전극의 각 쌍 사이에 본 발명에 의한 SRM 재료의 이산 부분을 포함하는 160, 162, 164, 166, 168 및 169 각각에 대한 Ⅰ, Ⅱ, Ⅲ, AVR, AVL 및 AVF 리드의 출력을 나타낸다. 도 10d는 제어 시스템(테스트 4)에 있어서 전극의 각 쌍 사이에 그 영역에 걸치는 본 발명의 연속되는 SRM 재료를 포함하는 170, 172, 174, 176, 178 및 179 각각에 대한 Ⅰ, Ⅱ, Ⅲ, AVR, AVL 및 AVF 리드의 출력을 나타낸다. 도 10e는 제어 시스템(테스트 5)에 있어서 전극의 각 쌍 사이에 그 영역에 걸치는 종래 기술의 연속되는 히드로겔 물질을 포함하는 180, 182, 184, 186, 188 및 189 각각에 대한 Ⅰ, Ⅱ, Ⅲ, AVR, AVL 및 AVF 리드의 출력을 나타낸다.

도 10a 내지 도 10c에서 나타낸 바와 같이, 표준 ECG 신호는 상술한 제어 테스트(테스트 1-3) 각각에 대하여 서로 유사하다. 본 발명(도 10d 참조)의 연속되는 SRM 소재를 채용한 시스템은 도 10a 내지 도 10c의 것과 유사한 표준 Ⅰ, Ⅱ, Ⅲ, AVR, AVL 및 AVF 리드 신호를 제공하였다. 그러나, 전극 쌍 각각에 걸쳐 종래 기술의 지속적인 히드로겔 재료를 채용한 도 10e의 시스템은 훨씬 낮은 진폭의 리드 Ⅰ, 리드 Ⅲ, 리드 AVR, 및 리드 AVL 신호를 배출하였고 AVL 신호의 극성은 반대였다. 이는 특정 전극은 최소한 부분적으로는 일반적인 히드로겔 재료는 전도적이고 용량적이지 않다는 사실로 인해서 이 전극들에 바로 인접되지 않은 신호를 감지한 때문으로 이해된다. ECG 시스템의 이러한 리드 신호를 분석하려는 어떤 노력도 결과적으로 부정확한(위험할 가능성도 있게 부정확한) 판독이 될 수 있다. 그러나, 도 10d의 시스템은 SRM 재료의 단일 연속막이 전극 쌍 각각에 대해 사용되었는데도 불구하고 잘 기능하였다.

이는 높은 내부 임피던스를 가지는 SRM의 다른 큰 장점을 보여주었다. 이와 같이, 상술한 멀티 센서 복합체는 점 신호 충실도의 손실 없이 SRM의 연속된 층에 의해 다루어지는 각 센서 전극으로 구성될 수 있다. 이러한 장치는 의료 및 비의료 모니터링 및/또는 진단 응용으로 널리 사용될 것이다.

도 11에 나타낸 바와 같이, 본 발명[고저항 접착 재료(200) 및 전도체(202) 포함]의 시스템은 약 50,000Ω/sq-mil과 약 500,000Ω/sq-mil의 사이(바람직하게는 약 150,000Ω/sq-mil과 약 250,000Ω/sq-mil의 사이)의 높은 저항(Ri)을 가진 센서를 제공할 수 있다. 도전성 전극 센서는 알루미늄, 은(매우 얇은), 염화은(매우 얇은), 주석, 구리와 같은 저렴한 도전성 물질과 같은 고저항 재료, 또는 FLEXcon Company, Inc.(Spencer, Massachusetts)에 의해 판매되는 도전성 고분자 제품 EXV-216과 같은 도전성 탄소 코팅, 또는 H.C. Starck GmbH(독일)에 의해 판매되는 도전성 고분자 제품 CLEVIOS 같은 도전성 고분자로 형성될 수 있고, 약 30Ω/sq-mil과 약 3,000Ω/sq-mil의 사이(바람직하게는 약 100Ω/sq-mil과 약 1,500Ω/sq-mil의 사이)의 시트 저항을 가질 수 있다.

연결되는 전자 제품에 의해 제공되는 추가 저항은 통상 채용되는 것보다 크게 높을 수 있다. 예컨대, 전도체(202)로부터 연장되는 리드(204)(여기에 결합되는 추가 리드 연장(206) 옵션 포함)는 알루미늄, 은(매우 얇은), 염화은(매우 얇은), 주석, 구리와 같은 저렴한 고저항 재료 또는 상술한 도전성 탄소 코팅으로 형성될 수 있다.

여기와 모니터 시스템(210)으로 결합되는 플렉시블 고임피던스 신호 전송 전도체(208)는 도전성 탄소와 같은 고저항 재료로 형성될 수 있고, 약 0.012Ω/sq-mil과 약 10⁶Ω/sq-mil의 사이(바람직하게는 약 0.1Ω/sq-mil 과 약 20Ω/sq-mil의 사이)의 저항을 가질 수 있다. 이러한 케이블은 케이블이 높은 도전성을 가지게 할 필요성을 완화시키므로 향상된 유연성을 제공할 수 있다.

고임피던스 전극(202)은 Ag/AgCl, Cu, Sn, 도전성 탄소 코팅 또는 유사한 신호 도전성을 가진 신호 전도체 재료로 구성되는 신호 수용 패치이다. 리드(204 및 206)는 도전성 탄소, 도전성 흑연 또는 유사한 고임피던스 신호 전도체로 구성되는 고임피던스 신호 전도 트레이스로 이루어질 수 있다. 저항(R5)은 심전도 출력 ECG 장비에 신호를 전송하는 와이어 송신기를 나타낸다.

도 12는 전기 도표로 신호 전송의 방법을 기호로 표시한, 도 11에서 구성된 요소의 전기적 표현을 포함하고 있다. ECG 신호와 같은 낮은 주파수 생체 의학(예컨대 교류) 신호를 받게 되면 접착성 의료 전극을 나타내는 도 11의 접착제(200)는 분극이 일어나게 된다. 이러한 이유로, 신호 전송은 충전된 커패시터와 비슷한 방식으로 동작한다. 낮은 주파수에서 커패시터는 개방 회로처럼 작용해서 모든 직류(또는 낮은 주파수)를 차단한다. 커패시터(213)(C1)와 병렬인 고임피던스 전도체(212)(R1)는 접착제의 낮은 주파수 임피던스를 정량화한다. 용량성 분극은 의미 있는 전류 전송 없이 낮은 주파수 신호를 전송한다. 도 11의 저항값(R2)은 214에서 나타난다. 저항(R3, R5 및 R5)(도 11)은 216, 128 및 220에 나타나는데 이는 신호 수용 도전성 패치의 임피던스, 도전성 트레이스를 전송하는 신호 및 ECG 출력으로 이어지는 도전성 와이어를 나타낸다. R6(222 참조)을 제외한 도 11의 모든 요소들의 합성 임피던스는 최소한 2OkΩ이어야 한다. 도 12의 저항(222)(R6)은 심전도 출력 ECG 기계의 입력 임피던스를 나타낸다. 이 임피던스는 GE MAC 1200 ECG 모니터에서와 마찬가지로 100MΩ만큼 클 수 있다.

모니터의 입력 임피던스는 전압 분배기의 기능 특성 때문에 신호 전송에 영향을 미친다. 신호 전송에 있어서 신호의 진폭은 많은 직렬 저항 소자들 사이에서 비례해서 나누어질 수 있다. ECG 장비의 입력 임피던스는 도 12의 R1-R5요소의 합성 직렬 임피던스보다 여전히 여러 배 크다. 고임피던스는 신호 진폭의 대부분이 수식 VoutECG=Vin 의료 전극 [R6/(R6+R5+R4+R3+R2)]으로 표현되는 바와 같이 정확하게 모니터 ECG로 전송되는 것을 보장한다. Vin 의료 전극 신호의 진폭이 100mV, R6=100MΩ, R2-R5=20kΩ인 예제에 있어서, VoutECG는 전송된 신호의 99.9mV와 동등할 것이다.

당업자들은 본 발명의 정신 및 범위를 벗어남이 없이 상술한 실시형태에 의하면 다양한 수정과 변경을 만들 수 있다는 것에 감사할 것이다.

Claims (27)

1. 환자로부터 시간 변화 신호를 검출하는 방법으로서,
   환자로부터 시간 변화 신호를 수신하는 스텝;
   환자로부터의 시간 변화 신호에 반응하여 유전 재료의 유전 특성을 변화시키는 스텝;
   생체 의학 센서의 제 1 도전성 전극에 상기 유전 재료의 유전 특성의 변화에 반응하여 생성되는 제 1 출력 신호를 제공하는 스텝; 및
   상기 제 1 출력 신호를 상기 제 1 도전성 전극에 연결되어 있는 신호 경로를 통하여 모니터 시스템에 제공하는 스텝을 포함하고,
   상기 제 1 도전성 전극은 20㏀/sq-mil 이상의 표면 임피던스를 갖고, 상기 신호 경로는 0.1㏀/sq-mil 이상의 저항을 가지며,
   상기 제 1 도전성 전극에 제 1 출력 신호를 제공하는 스텝은, 상기 시간 변화 신호와 제 1 도전성 전극 사이에 위치한 극성 물질은 정렬되고, 상기 시간 변화 신호와 제 1 도전성 전극 사이에 위치하지 않는 극성 물질은 정렬되지 않는 것을 특징으로 하는 시간 변화 신호 검출 방법.
2. 제 1 항에 있어서,
   상기 유전 재료는 접착제인 것을 특징으로 하는 시간 변화 신호 검출 방법.
3. 제 1 항에 있어서,
   상기 제 1 도전성 전극은 알루미늄, 은, 염화은, 도전성 고분자 또는 도전성 탄소 재료 중 어느 하나를 포함하는 것을 특징으로 하는 시간 변화 신호 검출 방법.
4. 제 1 항에 있어서,
   상기 제 1 도전성 전극은 100㏀/sq-mil 이상의 표면 임피던스를 갖는 것을 특징으로 하는 시간 변화 신호 검출방법.
5. 제 1 항에 있어서,
   상기 시간 변화 신호는 환자의 심장으로부터의 심전도 신호인 것을 특징으로 하는 시간 변화 신호 검출 방법.
6. 제 1 항에 있어서,
   상기 생체 의학 센서의 제 2 도전성 전극에 제 2 출력 신호를 제공하는 스텝을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 시간 변화 신호 검출 방법.
7. 제 6 항에 있어서,
   상기 유전 재료는 2개 이상의 전극에 연속되는 것을 특징으로 하는 시간 변화 신호 검출 방법.
8. 제 1 도전성 전극 및 제 2 도전성 전극을 포함하는 생체 의학 센서 시스템으로서:
   상기 제 1 도전성 전극 및 상기 제 2 도전성 전극은 제 1 도전성 전극과 제 2 도전성 전극 모두에 연속되는 신호 수용 재료와 접촉하여 제공되고,
   상기 신호 수용 재료는, 상기 신호 수용 재료의 제 1 측에서 시간 변화 신호에 반응하여, 대표 출력 신호를 상기 신호 수용 재료의 제 1 측에 대향하는 신호 수용 재료의 제 2 측에 전달하고,
   상기 대표 출력 신호는 상기 시간 변화 신호에 인접한 제 1 도전성 전극에서 검출되나, 상기 시간 변화 신호에 인접하지 않은 제2 도전성 전극에서는 검출되지 않으며,
   상기 제 1 도전성 전극과 상기 제 2 도전성 전극 각각은 30Ω/sq-mil 이상의 표면 임피던스를 갖고, 상기 제 1 도전성 전극과 상기 제 2 도전성 전극 각각은 0.1㏀/sq-mil 이상의 저항을 갖는 각각의 신호 경로를 구비하는 것을 특징으로 하는 생체 의학 센서 시스템.
9. 제 8 항에 있어서,
   상기 신호 수용 재료에 접촉하는 도전성 전극 어레이를 더 포함하고,
   상기 신호 수용 재료는 상기 도전성 전극 어레이의 복수의 전극 각각에 연속되는 것을 특징으로 하는 생체 의학 센서 시스템.
10. 제 8 항에 있어서,
    상기 신호 수용 재료는 유전 분산을 나타내는 접착제인 것을 특징으로 하는 생체 의학 센서 시스템.
11. 제 8 항에 있어서,
    상기 제 1 도전성 전극 및 상기 제 2 도전성 전극 각각은 50kΩ/sq-mil 이상의 표면 임피던스를 갖는 것을 특징으로 하는 생체 의학 센서 시스템.
12. 제 8 항에 있어서,
    상기 신호 수용 재료에 접촉하는 도전성 전극의 ECG 하니스를 더 포함하고,
    상기 신호 수용 재료는 도전성 전극의 ECG 하니스의 복수의 전극 각각에 연속되는 것을 특징으로 하는 생체 의학 센서 시스템.
13. 플렉시블 구조의 지지층; 도전층; 및 유전 재료층을 포함하는 생체 의학 센서 시스템으로서,
    상기 유전 재료층은, 시간 변화 신호의 존재에 반응하여 유전 특성이 변화되는 유전 재료를 포함하고,
    상기 유전 특성의 변화에 의해 신호가 고 임피던스 도전체를 통과하고,
    상기 도전층의 길이와 폭 중 하나 이상은 상기 유전 재료층의 길이와 폭의 각각보다 작고,
    상기 도전층은 20㏀/sq-mil 이상의 표면 임피던스를 가지며,
    상기 도전층은 모니터링 장비에 대한 전체 신호 경로의 일부로서 제공되고, 상기 전체 신호 경로는 20KΩ 이상의 저항을 갖는 것을 특징으로 하는 생체 의학 센서 시스템.
14. 제 13 항에 있어서,
    상기 도전층의 길이와 폭 모두는 상기 유전 재료층의 길이와 폭의 각각보다 작은 것을 특징으로 하는 생체 의학 센서 시스템.
15. 제 13 항에 있어서,
    상기 생체 의학 센서 시스템은 250미크론보다 작은 두께를 갖는 것을 특징으로 하는 생체 의학 센서 시스템.
    
16. 고 임피던스 도전성 전극과, 이방성 유전 재료를 갖는 생체 의학 센서 시스템으로서:
    상기 고 임피던스 도전성 전극은 50㏀/sq-mil 이상의 전극 표면 임피던스를 갖고,
    상기 전극에 인접한 상기 이방성 유전 재료는, 상기 유전 재료의 방전측과 맞은 편인 상기 유전 재료의 피검 대상측에 인접한 시간 변화 신호의 존재에 반응하여, 상기 방전측으로부터 전기 신호의 방전을 수신함으로써, 상기 유전 재료의 피검 대상측에서 상기 유전 재료의 방전측으로 상기 시간 변화 신호를 대표하는 출력 신호를 전달하고,
    상기 출력 신호는 상기 시간 변화 신호의 맞은 편 전극에 제공되나, 상기 시간 변화 신호의 영역에서만 상기 유전 재료의 피검 대상측에서 상기 유전 재료의 방전측으로의 방향으로 반응하는 출력 신호를 제공하는 상기 유전 재료로 인해, 상기 유전 재료의 방전측 상의 전극에 인접한 위치에는 제공되지 않으며,
    상기 고 임피던스 도전성 전극은 50㏀/sq-mil 이상의 저항을 갖는 신호 경로에 연결된 생체 의학 센서 시스템.
17. 제 16 항에 있어서,
    상기 유전 재료는 접착제인 생체 의학 센서 시스템.
18. 제 16 항에 있어서,
    상기 유전 재료는 방전측 상에 복수의 전극을 포함하는 생체 의학 센서 시스템.
19. 제 16 항에 있어서,
    상기 도전성 전극은 도전성 고분자를 포함하는 생체 의학 센서 시스템.
20. 제 16 항에 있어서,
    상기 도전성 전극은 알루미늄, 은, 염화은 또는 도전성 탄소 중 어느 하나를 포함하는 생체 의학 센서 시스템.
21. 제 16 항에 있어서,
    상기 도전성 전극은 기판 상에 인쇄된 것인 생체 의학 센서 시스템.
22. 제 16 항에 있어서,
    상기 도전성 전극은 도전성 탄소 코팅을 포함하는 생체 의학 센서 시스템.
23. 삭제
24. 제 16 항에 있어서,
    상기 고 임피던스 도전성 전극과 상기 유전 재료는 250미크론 미만의 결합 두께를 갖는 생체 의학 센서 시스템.
25. 제 16 항에 있어서,
    상기 신호 수용 재료에 접촉하는 도전성 전극 어레이를 더 포함하고,
    상기 유전 재료는 상기 도전성 전극 어레이의 복수의 전극 각각에 연속되는 생체 의학 센서 시스템.
26. 제 25 항에 있어서,
    상기 도전성 전극 각각은 50kΩ/sq-mil 이상의 표면 임피던스를 갖는 생체 의학 센서 시스템.
27. 제 16 항에 있어서,
    상기 신호 수용 재료에 접촉하는 도전성 전극의 ECG 하니스를 더 포함하고,
    상기 신호 수용 재료는 도전성 전극의 ECG 하니스의 복수의 전극 각각에 연속되는 생체 의학 센서 시스템.

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