KR20200113852A - 생체 신호 측정 전극용 전도성 전해겔 - Google Patents

Abstract

본 발명은 생체 신호 측정용 전극과 이를 이용하는 스마트 웨어에 관한 것이다. 생체신호 측정용 전극은, 핫멜트 필름 2장 사이에 보강용 직물을 삽입하고 열압착시켜 한몸으로 형성하고, 직물이 보강된 핫멜트 필름의 어느 한면에 은코팅면을 형성하여 직물 보강 은코팅 필름으로 구성되고, 상기한 직물 보강 은코팅 필름 두장 사이에 절연층을 형성하되, 하층의 필름의 가장자리가 노출되게 절연층이 적층되고, 절연층의 가장자리가 노출되게 상층 필름이 적층된 구조로 구성하여 정전기 차폐기능이 있는 전극으로 구성할 수 있고, 이를 이용하여 의류에 핫멜트를 녹여 부착하고, 전극부를 둘 이상으로 갈라진 라인형으로 구성하여 의류에 부착형성함에 특징이 있다.

Description

생체 신호 측정 전극용 전도성 전해겔{Conductive electrolytic gel for bio-signal measurement electrodes}

본 발명은 생체 신호 측정 전극용 전도성 전해겔에 관한 것이다.

심전도와 같은 생체 신호를 측정하기 위해서는 전극을 피부에 부착하여야 한다. 통상 전극이 달려있는 클립이나 패치를 피부에 부착시켜 사용되는데, 활동이 자유롭지 못하고, 테이프를 사용하여 패치를 부착하는 방식은 장시간 사용시 피부 발진을 유발한다.

최근들어서는 의류의 착용만으로 심전도 측정이 가능하게 한 제품들이 개발되어 스마트폰과 연동되어 사용되는 스마트 웨어들이 다양한 목적으로 개발되고 있다.

심전도 측정용으로 개발된 스마트 웨어의 일예로서, 도 1 및 도 2는 도레이의 스마트 웨어 제품 예시도이다. 이는 나노섬유 제조기술과 전도성 섬유 제조기술을 사용하여 패드를 의류에 직접 부착하거나 형성하는 제품이 있다. 이는 전극부분의 전도성 천에 물을 묻혀 전해질로 사용하여 인체에 부착하는 방식이다.

또다른 예로서, 캐나다 OM Signal의 심전도 측정 스마트웨어 예시도이다. 이는 은사로 전극과 전선을 제작하고 신축성 옷으로 몸에 강하게 압박하고 상기 전극에 물을 묻혀 심전도 신호를 측정하는 방식이다.(US 2018/0249767 A1)

또다른 예로서, 캐나다 HEXOSKIN 제품 있다. 전극과 전선의 기본 기술은, OM Signal 제품과 같으며, 측정위치에 차이가 있다.(WO2013134856A1)

상기와 같은 종래 기술의 전극구조는, 전기 전도성 섬유를 이용한다. 폴리에스터 섬유에 질산은이나 황산은 등을 순수 은으로 환원시키며 코팅을 하면 섬유에 전기전도성이 발생한다. 이렇게 만들어진 전기전도성 폴리에스터 섬유를 은사라고 하며, 전기전도성은 m당 10~100옴 사이를 이룬다.

은사는 재봉틀에 밑실 대신 장착되어 일반실과 함께 의류에 박음질되어 전선으로 사용되거나 천을 직조할 때 일정 간격으로 집어넣어 천과 의류에 전기전도성을 부여한다. 은사는 세탁 내구성이 10회 정도에 불과하여 다수의 전선을 병렬로 연결시켜 내구성을 보강하고 단선에 의한 문제를 없애는 것이 아닌 감소시키며 사용하고 있다.

또한, 상기와 같은 종래 제품은, 전극부의 정전기 차폐 구조나 기능은 없었다. 특히 정전기는 노이즈가 되어 트랜스미터로 들어오고 스마트폰의 신호처리에서 일부만 필터링 되어 심전도 그래프에 그대로 노이즈로 남았다.

또한, 은사를 지그재그로 천에 누벼서 전극을 만드는 방식과 은사와 일반 섬유를 교차 직조하여 전도성 천을 만들고 이를 잘라서 전극으로 사용하는 방식이 주로 쓰인다. OMsigmal과 Hexoskin이 이에 해당한다. 일본의 NTT DATA는 전도성폴리머 코팅 섬유를 직조하여 전도성 천을 만들고 이를 잘라서 전극으로 사용하였다. 은이 전도성폴리머로 대체된 경우이다.

두 경우 모두 아무런 처리없이 스마트의류로 만들어 착용하면 전극의 인체와 접촉저항은 3Mohm 정도를 나타내서 심전도 신호가 잘 잡히지 않는다. 따라서 서서히 땀이 나거나 물을 미리 전극에 묻혀서 접촉저항을 떨어뜨리는 방식이며, 땀이나 물이 전극과 인체 간의 전해질로 작용하면 0.5MΩ 수준으로 떨어져서 높은 신호를 잡아낼 수 있는 수분 의존형 전극인 것이다.

상기와 같은 스마트웨어의 성능 향상을 위해서는, 의류 세탁의 안정성 문제와, 정전기 차폐문제와, 전극과 인체의 전기적 접촉 저항 감소 문제와, ECG측정 신호의 전달등의 문제를 고려해야한다.

한국공개특허공보 10-2017-0001032(2017.01.04. 발명의 명칭 : 생체신호를 측정하는 스마트 웨어)

본 발명의 목적은, 스마트 웨어에 부착하여 생체 신호를 측정할 수 있는 전극구조와, 정전기 차폐기능을 갖는 전극구조, 인체와의 전기적 밀착 특성을 향상시킨 전극 및 이를 이용하는 스마트 웨어를 제공하기 위한 것이다.

또한 본 발명은 생체신호 측정용 전극과 인체 사이의 전기 저항을 감소시키 위한 생체 신처 측정 전극용 전해겔을 제공하기 위한 것이다.

본 발명에서 이루고자 하는 기술적 과제들은 이상에서 언급한 기술적 과제들로 제한되지 않으며, 언급하지 않은 또 다른 기술적 과제들은 아래의 기재로부터 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.

상기한 목적을 달성하기 위한 본 발명의 바람직한 실시예에 의한 스마트 웨어용 생체 신호 측정 전극구조는,

핫멜트 필름 2장 사이에 보강용 직물을 삽입하고 열압착시켜 한몸으로 형성하고, 직물이 보강된 핫멜트 필름의 어느 한면에 은코팅면을 형성하여 직물 보강 은코팅 필름으로 제작하며, 상기 은코팅 반대면을 의류에 열압착시켜 의류에 부착하는 스마트웨어용 생체 신호 측정 전극 구조를 제공한다.

상기 핫멜트는, TPU를 함유하여 유연성이 우수한 종류를 사용하고, 상기 보강용 직물로는 폴리에스터 평직 메쉬 직물을 사용하며, 상기 은코팅면은 바인더로서 TPU를 사용한 은나노와이어 잉크를 이용하여 코팅한 것을 특징으로 한다.

또다른 실시예에 의한 스마트 웨어용 생체 신호 측정 전극구조는,

보강용 직물에 방수막을 코팅하고, 방수막 위에 은잉크를 코팅하여 은코팅면을 형성하며, 상기 은코팅 반대면의 직물에 핫멜트를 열압착시켜 부착하여 직물 보강 은코팅 필름을 형성하고, 상기 핫멜트 부분을 의류에 열압착시켜 부착하는 스마트용 생체 신호 측정 전극 구조를 제공할 수 있다.

상기 보강용 직물은, 폴리에스터 평직, 능직과 같이 인장강도가 우수하고 잘 늘어나지 않는 직조 방식으로 이루어지는 것이 좋다. 상기 방수막은, 직물과 같은 유연성이 나오도록 PU 또는 TPU를 코팅한 것을 사용하는 것이 좋다. 또한, 상기 직물의 은코팅 반대면에 핫멜트를 부착하여 주고, 의류에 접착할때 의류의 직물이 칙밀한 직조인 경우 핫멜트가 잘 침투되지 않으므로, 의류의 직물에PU 또는 TPU를 코팅한 상태에서 상기 핫멜트를 부착할 수 있다.

또다른 실시예로서, 상기 방수막을 코팅하는 직물 대신에 폴리에스터나 폴리이미드 필름과 같은 폴리머 필름을 사용할 수 있고, 폴리머 필름에 핫멜트나 PU, TPU 등의 연질 필름을 코팅하거나 덧붙여서 사용할 수 있다. 이는 직물보다 유연성은 떨어지지만 바스락거림은 사라진다.

상기에서 대체 가능한 핫멜트는 EVA계 핫멜트, 아마이드계 핫멜트, 폴리에스터계 핫멜트, PE계 핫멜트, PP계 핫멜트가 있다.

한편, 정전기 차폐를 위한 전극 구조는,

의류에 부착하기 위한 제1직물보강 은코팅 필름의 은코팅면에 절연필름을 코팅하고, 상기 절연필름의 상부에 인체와 접촉시키기 위한 전극용 제2직물보강 은코팅 필름을 부착하여 적층구조로 구성된 것을 특징으로 한다.

상기 제1직물보강 은코팅 필름의 가장자리 외곽선은 상기 절연필름의 가장자리 외곽선보다 더 넓게 외측으로 돌출되고, 상기 절연필름의 가장자리 외곽선은 상기 제2직물보강 은코팅 필름의 가장자리 외곽선보다 더 넓게 외측으로 돌출되는 사이즈로 적층되는 것을 특징으로 한다.

또한, 본 발명에서는 장시간 사용시 피부 발진을 방지할 수 있도록 전극을 이루는 필름에 일정한 간격으로 공기순환구멍을 형성함에 특징이 있다.

또한, 본 발명에서는 피부 발진을 줄일 수 있도록 상기 전극 패드의 은코팅면에 요철을 형성할 수도 있고, 요철을 형성함과 아울러 다수의 공기순환구멍을 함께 형성할 수도 있다.

또한, 인체와의 전기 접촉저항을 감소시킬 수 있도록 전극에 도포하는 겔을, 알로에겔 성분과, 물, 글리세린을 혼합하여 제조함에 특징이 있다.

또한, 생체 신호 측정을 위한 전극에 발라서 인체와의 전기 접촉저항을 감소시키기 위한 전도성 전해겔에 있어서, 상기 전해겔은, PVP(Polyvinyl pyrrolidone), CMC(Sodium Carboxymethyl cellulose), 쟁탄검(Xanthan Gum), Carboxy Vinyl Polymer, Carbomer, Sodium Hyaluronate , Arabic Gum, Guar Gum , Karaya Gum , Tragacanth Gum , Locust bean Gum, Gelatin , Pectin 중 하나 이상의 전해겔 물질과 수분을 1 : 2의 중량비로 혼합하여 제조되는 것을 특징으로 한다.

또한, 상기 전해겔 물질 1 : 글리세린 0.1 : 물 4의 중량비로 고르게 혼합하여 제조될 수 있다. 글리세린을 포함시켜 수분 증발을 감소시킨다.

또한, 상기 전해겔 물질과 수분 및 글리세린에 금속염이 더 포함하여 전기 전도성을 더 향상시킬 수 있다.

또한, 인체와 전기 접촉저항을 감소시킬 수 있도록, 상기 직물 보강된 은코팅 필름에 부착하는 전도성 실리콘 점착 패드를 더 포함할 수 있다.

상기 전도성 실리콘 점착 패드는, 폴리머 부직포 또는 폴리머 직물 양면에 글리세린과 전도성 필러를 혼합한 실리콘을 코팅한 전도성 실리콘 점착 패드이나, 또는 폴리머 부직포 또는 폴리머 직물 양면에 전도성 필러를 혼합한 실리콘을 코팅하고, 그 실리콘의 표면에 글리세린을 도포한 전도성 실리콘 점착 패드일 수 있다.

또한, 본 발명에 의한 전극부는, 소정폭의 라인형 전극부가 둘 이상의 가지로 갈라져서 가위형 전극부로 구성할 수 있다. 예를 들어 가지부가 소정의 각도를 가지도록 갈라진 "Y"형이나 복수의 가지가 형성되는 나뭇 가지 형상으로 갈라진다. 또한, "ㄷ"형 또는 "ㅌ"형으로 일정 간격으로 배열되어 갈라진 형상일 수 있다.

또한 본 발명에서는 심전도 측정용 스마트 의류에 있어서, 인체의 옆구리 갈비뼈 부분에 접촉되도록 한쌍의 전극부를 탄력성이 좋은 의류에 부착하여 구성할 수 있다.

본 발명에 의한 생체 신호 측정용 전극구조는, 직물 보강 핫멜트 필름을 전극 베이스로 사용함으로써 의류에 쉽고 견고하게 붙일 수도 있으며, 부드럽고 유연하면서도 일반 핫멜트와 달리 인장강도가 우수하고 잘 늘어나지 않는 효과가 있다.

또한, 직물보강 핫멜트 필름에 은코팅을 함으로써 필름의 늘어남에 의한 은 입자간의 전기전도성이 깨지는 것을 막을 수 있게 된다. 이에따라 의류에 부착하여 세탁이 가능하고, 운동등과 같은 신체활동시에도 정상적인 생체 신호 측정이 가능해진다.

또한, 본 발명은, 두장의 직물 보강 은코팅 필름 두장 사이에 절연층을 형성하여 2단 구조로 제조함으로써, 정전기 차폐가 가능해져 생체 신호에 잡음이 포함되는 것을 방지할 수 있다.

또한, 본 발명은, 인체와 전기적 밀착 성능을 향상시킬 수 있는 전극 도포용 겔이나, 실리콘 전극을 추가적으로 사용함으로써, 운동량이 큰 움직임에서도 인체와의 이탈을 줄이고 정확한 생체 신호 측정이 가능해지는 효과가 있다.

도 1 및 도 2는 종래 기술에 의한 생체 신호 측정 스마트 웨어 제품 예시도.
도 3의 (A) 내지 (D)는 본 발명에 의한 생체 신호 측정용 전극 구조와 그 제조 공정 설명도.
도 4는 본 발명에 의한 다른 실시예를 보인 생체 신호 측정용 전극 구조와 그 제조 공정 설명도.
도 5의 (A) 및 (B)는 본 발명에 의한 정전기 차폐구조를 갖는 생체 신호 측정용 전극 구조 구성도.
도 6은 본 발명에 의한 생체신호측정 전극용 전도성 실리콘 점착 패드 제조공정도.
도 7은 본 발명에 의한 다른 실시예에 의한 생체신호측정 전극용 전도성 실리콘 점착 패드 제조 공정도.
도 8의 (A) 내지 (C)는 본 발명에 의한 스마트 웨어용 생체 신호 측정 전극의 형상 예시도.
도 9의 (A) 내지 (D)는 본 발명에 의한 스마트 웨어용 생체 신호 측정 전극의 또 다른 형상 예시도.
도 10은 본 발명에 의한 심전도 측정을 위한 스마트 웨어 전극 구성 예시도.
도 11의 (A) 내지 (D)는 본 발명에 의한 심전도 측정을 위한 스마트 웨어용 전극의 부착 위치와 형상 예시도.

이하 본 발명의 실시 예를 첨부된 도면을 참조해서 상세히 설명한다.

일반적인 폴리에스터필름이나 PP필름, PI필름 등을 사용하면 세탁 시의 구김이나 접힘, 당김 등을 견디지 못하는 문제가 있다. 또한, 평소 의류와 접합해서 사용할 시 까칠거림과 바스럭거리는 소리를 견뎌야하는 문제가 발생한다.

또한 세탁 가능한 전극으로 은코팅 천을 생각할 수 있는데, 이 경우는 은이 세탁에 의해 서서히 떨어져 나가 내구성이 떨어지며 수분에 의해 저항값이 변하는 문제가 있다.

<세탁 가능한 전극구조>

상기와 같은 문제의 개선을 위해 '직물 보강 은코팅 필름'을 개발하여 세탁 가능한 전극으로 사용하였다. '직물 보강 은코팅 필름'은 강도가 우수한 직물을 유연한 핫멜트 필름 사이에 넣고 열접합한 필름과 이 필름의 한 면에 은코팅을 실시한 필름이다.

도 3의 (A) 내지 (D)는 본 발명에 의한 생체 신호 측정용 전극 구조와 그 제조 공정 설명도이다.

핫멜트 필름(11) 2장 사이에 보강용 직물(12)을 삽입하고 열압착시켜 한몸으로 형성한다(도 3의 (A)). 직물이 보강된 핫멜트 필름의 어느 한면에 은코팅을 한다(도 3의 (B)). 직물 보강 은코팅 필름(10)으로 제작한다(도 3의 (C)). 상기 은코팅 반대면을 의류(50)에 열압착시켜 부착할 수 있다. 은코팅 필름(10)의 하면을 의류(50)에 대고 열압착시키면, 핫멜트 필름(11a)이 녹아 의류(50)의 직물 속에 함침된다(도 3의 (D)).

상기와 같이 본 발명은 직물 보강 은코팅 필름(10)을 스마트웨어용 생체 신호 측정 전극 구조를 제공한다.

상기 핫멜트 필름(11)은, EVA, TPU, 폴리아마이드, 왁스 등으로 이루어진 용융점이 낮고 접착력이 좋은 필름이다. 일반적으로 의류, 신발, 가방 등에서 얇은 접착제로 사용된다.

핫멜트 필름(11) 2장 사이에 기공이 많은 직물(12)을 놓고 열압착하면 핫멜트가 흘러들어가서 직물이 중간에 보강된 핫멜트 필름이 만들어진다. 다시 열을 줘서 의류와 붙일 수도 있으며, 부드럽고 유연하면서도 일반 핫멜트와 달리 인장강도가 우수하고 잘 늘어나지 않게 된다. 여기에 은코팅면(13)을 형성함으로써 필름의 늘어남에 의한 은 입자간의 전기전도성이 깨지는 것을 막을 수 있게 된다.

여기서 핫멜트 필름(11)은, TPU를 함유하여 유연성이 우수한 종류를 사용하였다.

보강용 직물(12)로는 폴리에스터 메쉬를 사용하였다. 200메쉬에 평직으로 두께가 90um였다. 평직의 메쉬는 본 기술에 최적의 소재로 나타났다. 굵은 폴리에스터 단사가 사용되어 잘 늘어나지 않고, 인장강도가 우수하기 때문이다. 또한 메쉬는 기공이 일반 직물보다 많아서 잘 휘어진다는 장점도 있다.

은코팅면(13)은 은나노와이어로 만들어졌다. 은나노와이어는 접힘과 굽힘에 강해서 의류에 전기전도성 면을 형성하면 세탁에 대한 내구성이 가장 우수한 소재이다. 바인더는 TPU를 사용하여 핫멜트와 결합력을 높이고, 은코팅면(13)의 유연성을 확보하였다. 코팅두께는 평균 5um로 만들었으며, 전기전도성은 면저항으로 0.2ohm/sq를 나타내었다.

직물 보강 핫멜트 필름(10)의 은코팅면(13) 반대쪽은 의류(50)에 접착하게 된다. 핫멜트의 의류 접착 방식은 열과 압력을 줘서 핫멜트를 녹여 의류에 침투시켜서 부분적으로 함침시키는 방식이다. 핫멜트 필름(11)은 의류(50)와 보강용 직물(12) 모두에 함침되어 세탁 내구성이 우수한 강한 접착력을 가진다.

'직물 보강 은코팅 필름'은 2종류 제작이 가능하다. 하나는 상기의 직물을 보강재로 내장한 핫멜트 필름과 은코팅면으로 구성된 필름이며, 다른 하나는 직물 한면에 폴리머로 방수막을 형성하고, 방수막에 은코팅면을 형성한 필름이다.

<직물에 방수막을 입히고 은코팅한 필름>

도 4는 본 발명에 의한 다른 실시예를 보인 생체 신호 측정용 전극 구조와 그 제조 공정 설명도이다.

방수막 은코팅 필름은, 직물(21)에 폴리머를 코팅하여 방수막(22)을 형성한다. 상기 방수막(22)에 은코팅명(23)을 형성한다. 그리고, 상기 은코팅면(23)의 반대쪽에는 핫멜트 필름(24)을 부착한다.

직물에 은잉크를 직접 인쇄하거나 코팅하는 것은 직물이 바인더만을 먼저 흡수하는 특성으로 인해 부착강도와 내구성이 좋을 수 없다. 이와 같은 문제를 해결하기 위해 직물(21)에 방수막(22)을 형성하고 방수막(22)에 은잉크를 인쇄하는 방법을 사용하였다. 방수막(22)은 직물과 같은 유연성이 나오도록 PU 또는 TPU를 코팅한 것을 사용하는 것이 좋다. 이 방수막에 은코팅을 실시한다.

직물(21)은 폴리에스터 평직, 능직과 같이 인장강도가 우수하고 잘 늘어나지 않는 직조방식으로 이루어진 것이 좋다.

직물(21)의 은코팅 방향 반대쪽은 핫멜트(24)를 부착해두고, 이후 조립과정에서 이 핫멜트를 녹여 의류와 접착하게 된다. 치밀한 직물에는 핫멜트가 잘 들어가지 않으므로 핫멜트의 부착력 향상을 위해 PU 또는 TPU를 수um 두께로 코팅한 것을 사용할 수 도 있다.

상기 직물(21) 대신에 성능 저하는 있지만 폴리에스터나 폴리이미드 필름과 같이 잘 늘어나지 않고, 인장강도 높은 폴리머 필름을 사용할 수 도 있다. 뻣뻣한 폴리머 필름에 핫멜트나 PU, TPU 등 연질 필름을 코팅하거나 덧붙이면 직물보다 유연성은 떨어지지만 바스락거림은 사라진다.

상기에서 보강재로 사용되는 직물(21)은 메쉬 대신에 부직포나 얇은 직물을 사용 할 수도 있다. 하지만 부직포는 인장강도가 낮은 단점과 일반 직물은 두꺼워서 핫멜트 흡수량이 높은 단점이 있다. 따라서 얇은 직물이나 강한 부직포가 적합하다.

상기에서 대체 가능한 핫멜트(24)는 EVA계 핫멜트, 아마이드계 핫멜트, 폴리에스터계 핫멜트, PE계 핫멜트, PP계 핫멜트가 있다.

은코팅면(23)의 은나노와이어 대신에 실버플레이크로 대체하거나 은나노와이어와 실버플레이크를 혼합한 전도성 페이스트를 사용할 수도 있다. 실버플레이크는 두께 200nm에 직경이 6um 정도인 판상은으로서 페이스트 상태로 인쇄하면 실버플레이크들이 겹겹이 쌓이는 적층구조를 만들어서 굽힘이나 밴딩에서 전기전도성이 유지된다. 전도성의 변화폭은 은나노와이어의 경우보다 크다. 세탁에 의한 전도성 변화가 10kohm까지 허용되는 ECG측정 의류의 특성상 실버플레이크도 세탁가능한 전기전도성 전극으로 활용될 수 있다.

<정전기 차폐 전극구조>

ECG 측정 스마트의류는 심장근육에서 나오는 1mV정도의 낮은 전위의 신호를 측정하여 트랜스미터로 전달한다. 이 과정에서 가장 많은 파형의 외곡이나 노이즈를 발생시키는 원인은 정전기이다. 의류는 수um 굵기의 미세한 부도체인 섬유가 얽혀서 만들어지는 관계로 서로간에 마찰이 생길 때 정전기가 발생하고, 그 크기는 수mV에서 수백V로 대부분이 심장근육의 신호보다 높아서 정전기가 전극인 전선에 유입되면 심전도 신호가 잡히지 않게 된다. 정전기의 유입 경로는 섬유에서 발생한 정전기가 핫멜트를 분극시키고, 이것이 은코팅 전극이나 전선에 전압을 발생시키게 된다.

정전기의 전극과 전선 유입을 차단하거나 감소시키기 위하여 접지전극과 접지전선을 도입하였다. 이와 같은 구조와 기능은 기존 스마트의류에서는 없던 구조로 기존 제품들은 은사를 사용하기 때문에 이중 전극이나 전선을 만들기가 상당히 복잡하고, 어렵기 때문이었다.

도 5의 (A) 및 (B)는 본 발명에 의한 정전기 차폐구조를 갖는 생체 신호 측정용 전극 구조 구성도이다.

도 5의 (A)에 도시된 바와 같이, 상면에 전극면이 형성되고, 하면이 의류에 부착되는 정전기 차폐 전극(110)과, 상기 정전기 차폐 전극(110)의 전극면의 가장자리가 소정폭으로 노출되게 형성되는 절연층(120)과, 상기 절연층(120)의 가장자리가 소정폭으로 노출되게 형성되는 생체 신호 측정 전극(130)으로 이루어진다.

상기 전극(110)(130)은, 도 3의 구성일 수 있다. 핫멜트 필름(11) 2장 사이에 보강용 직물(12)을 삽입하여 열압착하고, 어느 한면에 은코팅면(13)을 형성한 직물보강 은코팅 필름(10)으로 구성될 수 있다.

또다른 예로서, 상기 전극(110)(130)은, 도 4의 구성일 수 있다. 보강재(21)의 상면에 폴리머 방수막(22)을 형성하고, 방수막(22)의 상면에 은코팅면(23)을 형성하며, 은코팅 반대면에 핫멜트(24)를 부착한 방수막 은코팅 필름(20)으로 구성될 수도 있다.

상기 정전기 차폐전극(110)과, 상기 생체 신호 측정 전극(130)은, 동일 구성일수도 있고, 서로 다른 구성일 수도 있다.

주요한 기술은 은코팅 필름을 2겹으로 만드는 것이다. 또한 2겹 중 의류에 부착하는 정전기 차폐용 전극 필름을 인체에 부착하는 생체 신호 측정용 전극 필름보다 크게 만드는 것이다. 즉, 정전기 차폐전극(110)의 노출된 전극면과, 생체 신호 측정용 전극(130)의 전극면은 모두 인체에 접하게 된다.

이런 구조를 통해 의류에서 발생한 정전기는 의류에 부착된 은코팅 필름 즉, 정전기 차폐 전극(110)으로 넘어가고 다시 인체로 흘러서 정전기를 차폐한다. 이에 따라 생체 신호 측정용 전극(130)은 정전기 영향이 크게 줄어들게 된다.

가장 주요한 부분은 전극을 차폐 구조를 만드는 것이 좋다. 이를 통해 심전도 신호에 잡히는 정전기의 약 70%를 감소시킬 수 있었다. 추가로 전선의 차폐 구조를 통해 정전기의 약 80%를 감소시킬 수 있었다.

<인체와 전기적 밀착 가능한 전극구조>

기존의 ECG측정 의료기기의 전극 패치는 Ag-AgCl 수용액이나 Ag-AgCl 하이드로겔(수용액을 포함한 겔)을 써서 전극과 인체의 접촉저항이 0.15~0.5Mohm으로 낮다.

앞서 NTT data의 제품은 전도성폴리머 전극과 인체 사이에 물을 뿌려 수분의 인체 침투력과 전기전도성에 의해 0.3Mohm의 접촉저항을 보인다. 하지만 물은 인체와 전도성 섬유 안으로 빠르게 흡수되고, 대기 중으로 기화되어 3시간 정도가 지나면 효과가 접촉저항 감소효과가 없어지게 된다. 즉, 물은 3시간마다 묻혀줘야 하는 번거로움이 있다.

은코팅 필름은 자체의 저항은 낮으나 인체와 전기적 접촉이 좋지 않아서 4x4cm2의 전극을 만들어 인체에 부착하면 10(약한 압박 시) ~2(강한 압박 시)Mohm의 저항값을 보인다. 이는 기존 제품의 은사도 같은 성능을 보이는 것으로 인체의 피부는 수분이 없는 건조한 각질층으로 부도체에 해당하기 때문이다. 따라서 전극과 피하층의 수분층을 전기적으로 이어주는 전해질층이 있어야 접촉저항이 감소하게 된다.

1mV 정도의 낮은 심전도 신호를 잡아서 송신기(트랜서미터)로 보내기 위해서는 전극과 인체의 접촉저항을 감소시키는 기술이 크게 중요하다.

우리는 전극과 인체의 접촉저항을 감소시키고, 3시간 마다 관리해줘야하는 번거로움을 없애기 위하여 전해겔도 개발하였다.

전해겔은 PVP(Polyvinyl pyrrolidone), CMC(Sodium Carboxymethyl cellulose), 쟁탄검(Xanthan Gum), Carboxy Vinyl Polymer, Carbomer, Sodium Hyaluronate , Arabic Gum, Guar Gum , Karaya Gum , Tragacanth Gum , Locust bean Gum, Gelatin , Pectin 중 하나 이상과 수분을 포함한다.

상기 물질들은 수분과 결합력이 높고, 조해성이 있어서 피부의 수분을 흡수하여 전기전도성을 가진다. 상기 물질들은 피부와 접촉상태에서 0.5 ~ 20wt%의 함수율을 유지하는 특성이 있어서 피부에서 완전히 건조하지 않고 전기전도성을 띄는 특징이 있다.

좀 더 좋은 전기전도성을 갖기 위해서는 상기 물질과 수분 그리고, NaCl, 등의 금속염을 포함하는 것이 좋다. NaCl 등의 금속염은 수분에서 Na+와 Cl-로 분리되어 전기전도성을 증가시킨다.

좀 더 좋은 사용감을 갖게 하기 위해는 상기 조합에 글리세린을 추가하는 것이 좋다. 글리세린은 수분의 건조를 늦춰서 초기 착용감과 전기전도성을 오랫동안 유지시키준다.

실시예1)

PVP 1: DI water 2의 중량비로 섞어서 전극과 피부 사이에 0.1g/cm2 을 바르고 48시간 착용하며 저항변화를 관찰하였다. 전극과 피부 사이의 초기 접촉저항은 0.4Mohm 이었으며, 3시간 후에는 0.6Mohm으로 상승하였다. 6시간 후에는 0.8Mohm올 상승하였으며, 48시간 후에도 0.8Mohm 상태를 유지하였다.

실시예2)

PVP 1: Na-Carboxymethyl cellulose : 0.1 : DI water 4 의 중량비로 고르게 섞어서 전극과 피부 사이에 0.1g/cm2 을 바르고 48시간 저항변화를 관찰하였다. 전극과 피부 사이의 초기 접촉저항은 0.4Mohm 이었으며, 3시간 후에는 0.5Mohm으로 상승하였다. 6시간 후에는 0.6Mohm올 상승하였으며, 48시간 후에도 0.6Mohm 상태를 유지하였다.

실시예3)

PVP 1: Na-Carboxymethyl cellulose : 0.1 : DI water 4 : NaCl 0.05 의 중량비로 고르게 섞어서 전극과 피부 사이에 0.1g/cm2 을 바르고 48시간 저항변화를 관찰하였다. 전극과 피부 사이의 초기 접촉저항은 0.3Mohm 이었으며, 3시간 후에는 0.4Mohm으로 상승하였다. 6시간 후에는 0.5Mohm올 상승하였으며, 48시간 후에도 0.5Mohm 상태를 유지하였다.

인체에 밀착하는 전극구조도 특별하게 만들었다.

필름이 인체에 밀착된 구조이기 때문에 피부발진이 생길 가능성은 항상 있다. 피부발진을 감소시키는 최선의 방법은 공기를 순환시키는 방법이다. 이를 위하여 본 발명에서는 도 8의 (B) 및 (C)와 같이 전극과 신체 사이의 공기순환을 위하여 전극에 다수의 구멍(140)을 뚫어서 공기순환 통로로 사용하였다. 공기순환통로는 5~10mm 간격이 가장 좋았다. 공기순환 통로를 만드는 방법은 2가지가 있다.

하나는 전극에 구멍(140)을 뚫어서 의류에 부착하는 것이다. 이 경우는 의류의 외관에 손상을 주지 않는다는 장점이 있다. 다른 하나는 전극을 의류에 부착 후 의류를 포함하여 구멍을 내는 것이다. 공기순환에 더 좋은 방식이지만 의류의 외관 손상을 주게 된다.

공기순환에 보다 유리한 구조를 위하여 은코팅면과 핫멜트의 표면을 요철가공하는 것도 가능하다. 요철에 의해 돌출부는 인체와 접촉하고 오목한 부분은 공기순환 통로가 되는 것이다.

가장 쉬운 요철 가공법은 은코팅된 핫멜트 필름을 요철가공된 테프론 필름에 맞대고 110도 이상의 열을 주며 압착하고, 냉각해서 떼어내는 방법이다.

<인체와 전기적 밀착 가능한 실리콘 전극구조>

심전도 의류를 격렬한 운동이나 수영 중에 사용하는 경우에는 전극과 인체간 전기적 접촉을 물이나 글리세린에만 의존하는 것으로는 부족하다. 전극이 피부에서 자주 떨어져서 심전도 신호가 끊어지는 경우가 자주 발생하기 때문이다.

격렬한 운동 중에도 전극이 인체에 잘 달라붙게 해주면서 전극과 인체간의 접촉저항을 감소시키기 위해 전도성 실리콘 점착 필름을 개발하였다.

경화 후 경도가 낮은 실리콘에 탄소나노튜브, 그래핀 등의 카본계 전도성 필러를 넣어서 기본적인 전도성 실리콘을 제조하며, 이와 같은 방법은 알려진 방법이다.

본 발명에 의한 은코팅 필름 전극에 적합하고, 전극과 인체의 접촉저항을 감소시키는 실리콘으로 실리콘 내부에 보강재와 글리세린을 함유한 실리콘과, 표면에 부분적으로 글리세린을 코팅한 실리콘을 개발하였다.

도 6은 본 발명에 의한 생체 신호 측정 전극용 전도성 실리콘 점착 패드 제조 공정도이다.

이에 도시된 바와 같이, 실리콘에 카본계 전도성 필러와 글리세린을 혼합하는 단계(S11)와, 보강재의 양면에 상기 전도성 필러와 글리세린이 혼합된 실리콘 혼합액을 도포하는 단계(S12)와, 가열 경화시켜 전도성 실리콘 접착 패드로 제조하는 단계(S13)를 포함한다. 상기 보강재는 폴리머 부직포 또는 폴리머 직물일 수 있다.

실리콘 내부에 보강재와 글리세린을 함유한 실리콘은 폴리머 부직포 또는 폴리머 직물 양면에 글리세린과 전도성 필러를 혼합한 실리콘을 코팅하여 만든다.

실시예4) DOW사의 실리콘 MG7-9800 실리콘 8.75g에 직경 20nm의 탄소나노튜브 0.25g과 글리세린 1g을 섞어주었다. 탄소나노튜브는 대부분에 실리콘에 고르게 분산되며, 글리세린은 실리콘에 혼합되지 않으므로 수십~수백um의 방울이 되어 실리콘 내에 분산된다. 두께 100um, 면적 400cm²의 폴리에스터 부직포 양면에 10g의 실리콘-탄소나노튜브-글리세린 혼합액을 고르게 바르고 130도에서 경화시켰다.

면저항 10kohm의 전도성 실리콘 필름이 만들어지며, 이를 잘라서 은코팅 필름과 인체 사이에 넣고 밀착하면 접촉저항은 0.5Mohm으로 낮아진다.

도 7은 본 발명의 다른 실시예에 의한 생체 신호 측정 전극용 전도성 실리콘 점착 패드 제조 공정도이다.

실리콘에 카본계 전도성 필러를 혼합하는 단계(S21)와, 보강재의 양면에 필러가 혼합된 실리콘 혼합액을 코팅하는 단계(S22)와, 상기 살라콘 혼합액 코팅면을 요철 형상으로 가공하여 경화하는 단계(S23)와, 상기 요철면에 글리세린을 도포하는 단계(S24), 상기 요철면의 상단부의 글리세린을 긁어내고, 요철부 사이의 글리세린은 남겨 글리세린을 부분 제거하는 단계(S24)를 포함한다. 이와 같이 제작된 전도성 실리콘 접착 패드는, 상기 직물보강 은코팅 필름으로 제조된 전극면에 부착하여 인체에 부작하게 된다. 상기 요철 형상으로 가공하는 방법은, 한면에 요철이 형성된 테프론 필름을 상기 실리콘 도포면에 부착하여 경화시키고, 테프론 필름을 제거하여 요철을 갖는 실리콘 표면을 형성할 수 있다.

이와 같이 다른 실시예는, 실리콘 표면에 부분적으로 글리세린을 코팅한 실리콘은 전도성 필러와 혼합한 실리콘을 표면이 울퉁불퉁한 필름 상으로 만들고, 표면에 글리세린을 얇게 코팅하고 긁어내어 실리콘의 오목한 부분에만 글리세린이 남게 하는 것이다. 이와 같은 부분 코팅을 통해 접촉저항은 감소시키고, 실리콘의 피부와 점착력은 유지시킬 수 있다.

실시예5) DOW사의 실리콘 MG7-9800 실리콘 9.75g에 직경 20nm의 탄소나노튜브 0.25g을 섞어주었다. 두께 100um, 면적 400cm2의 폴리에스터 부직포 양면에 10g의 실리콘-탄소나노튜브-글리세린 혼합액을 고르게 바르고, 한 면에 요철이 있는 테프론 필름을 압착키고 130도에서 경화시켰다.

경화 후 실리콘 필름에는 테프론의 요철을 따른 요철이 형성되었다. 이 표면에 글리세린을 충분히 바르고 원통형의 테프론봉을 눕혀서 누르며 2~3회 서서히 긁어내었다. 실리콘의 돌출부에는 글리세린이 거의 사라져서 점착력이 우수해졌고, 실리콘의 오목한 부분에는 글리세린이 남아서 은코팅 필름과 인체 사이에 넣고 밀착하면 접촉저항은 0.5Mohm으로 나타났다.

비교예1) DOW사의 실리콘 MG7-9800 실리콘 9.75g에 직경 20nm의 탄소나노튜브 0.25g을 섞어주었다. 두께 100um, 면적 400cm2의 폴리에스터 부직포 양면에 10g의 실리콘-탄소나노튜브-글리세린 혼합액을 고르게 바르고 130도에서 경화시켰다. 면저항 10kohm의 전도성 실리콘 필름이 만들어지며, 이를 잘라서 은코팅 필름과 인체 사이에 넣고 밀착하면 접촉저항은 2Mohm으로 높다. 그 원인은 실리콘의 경도가 낮다 하여도 피부의 각질층 사이를 뚫고 피하층까지 도달하지는 못하기 때문이다.

따라서, 전도성 실리콘의 표면에 요철을 형성여 글리세린을 도포후 요철 상단부 글리세린을 제겨하여 점착패드로 사용하는 실시예 5)가 인체와의 접촉저항을 줄일 수 있음을 알 수 있다.

<ECG측정 의류 구조>

도 10은 본 발명에 의한 ECG측정 스마트 웨어의 전극 배치 구성도이다.

ECG측정 스마트의류는 몸에 밀착되는 신축성 의류와 한쌍의 생체신호측정용전극(100) 및 송신기(200)로 구성되며, 생체신호 측정용 전극(100)은 전도성 전극부(100a), 전도성 전선부(110b)로 구성되고, 전극부(100a)와 전선(110a)은, 동일한 구조로 이루어지고, 다만 전선부(110b)에는 절연층(150)이 피복되어 구성된다.

이때 사용의 편의성을 위해서는 전극(100)의 위치와 트랜스미터(200)의 위치가 중요하며, 측정의 신뢰성을 위해서는 전극의 위치가 가장 중요하다.

도 11은 본 발명에 의한 심전도 측정 스마트 웨어의 전극 설치 예시도이다.

우리는 기존 방식처럼 가슴 밑(횡격막 앞)에 전극을 위치시키는 시도를 해본 결과 사용의 편의성이 크게 떨어진다는 것을 알았다. 가슴 밑은 민감한 부분으로 필름이 물이나 글리세린 등으로 부착되면 불편함이 많이 느껴지는 부분이다.

이와 같은 필름의 인체 부착에 거부감이 적으면서도 높은 신호 측정의 신뢰성을 보이는 부위가 옆구리였다. 특히 옆구리의 갈비뼈 주변 피부는 민감도가 떨어지면서도 움직임이 작고 피부가 얇아 심전도 신호 측정에 좋은 위치였다.

도 8 및 도 9는 본 발명에 의한 생체 신호 측정용 전극 구조 예시도이다.

우리는 전극을 하나의 큰 전극으로 만들던 통념을 깨고 2개의 가늘고 긴 전극으로 분리하였다. 분리를 통해 이물감을 더 줄일 수 있었으며, 피부발진을 감소시키고, 피부와 부착력을 더 높였다. 분리한 2개의 가늘고 긴 전극은 도 9의 (A)와 같이 "ㄷ"자 형태로 만들어 질 수도 있으며, 도 8의 (A) 내지 (C)와 같이 각을 가지고 가위와 같이 분리될 수도 있다. 유사한 방법으로 10~170까지 각을 조절하는 것도 가능하다. 마찬가지로 도 9의 (B)와 같이 3개로 분리시키고 "ㅌ "자 형태의 전극을 만들거나 각도를 갖고 손가락과 같이 분리할 수도 있다. 또한 도 9의 (C), (D)와 같이 나뭇 가지 형상으로 분리하여 구성할 수도 있다. 또한, 앞에서도 설명한 바와 같이 피부 발진을 줄일 수 있도록 전극부(100a)에는 다수의 공기순환용 구멍(140)을 형성할 수 있다.

상술한 설명에 설명된 특징, 구조, 효과 등은 본 발명의 적어도 하나의 실시예에 포함되며, 반드시 하나의 실시예에만 한정되는 것은 아니다. 나아가, 각 실시예에서 예시된 특징, 구조, 효과 등은 실시예들이 속하는 분야의 통상의 지식을 가지는 자에 의하여 다른 실시예들에 대해서도 조합 또는 변형되어 실시 가능하다. 따라서 이러한 조합과 변형에 관계된 내용들은 본 발명의 범위에 포함되는 것으로 해석되어야 할 것이다.

또한, 이상에서 실시예들을 중심으로 설명하였으나 이는 단지 예시일 뿐 본 발명을 한정하는 것이 아니며, 본 발명이 속하는 분야의 통상의 지식을 가진 자라면 본 실시예의 본질적인 특성을 벗어나지 않는 범위에서 이상에 예시되지 않은 여러 가지의 변형과 응용이 가능함을 알 수 있을 것이다. 예를 들어, 실시예들에 구체적으로 나타난 각 구성 요소는 변형하여 실시할 수 있는 것이다. 그리고 이러한 변형과 응용에 관계된 차이점들은 첨부한 청구 범위에서 규정하는 본 발명의 범위에 포함되는 것으로 해석되어야 할 것이다.

10 : 직물 보강 은코팅 필름 11, 24 : 핫멜트 필름
12 : 보강용 직물 13, 23 : 은코팅면
21 : 보강재 22 : 방수막
50 : 의류 100 : 생체 신호 츨정용 전극
100b : 전극부 100b : 전선부
110 : 정전기 차폐용 전극 120, 150 : 절연층
130 : 측정용 전극 200 : 송신기

Claims (4)

1. 생체 신호 측정을 위한 전극에 발라서 인체와의 전기 접촉저항을 감소시키기 위한 전도성 전해겔에 있어서,
   상기 전해겔은, PVP(Polyvinyl pyrrolidone), CMC(Sodium Carboxymethyl cellulose), 쟁탄검(Xanthan Gum), Carboxy Vinyl Polymer, Carbomer, Sodium Hyaluronate , Arabic Gum, Guar Gum , Karaya Gum , Tragacanth Gum , Locust bean Gum, Gelatin , Pectin 중 하나 이상의 전해겔 물질과 수분을 1 : 2의 중량비로 혼합하여 제조되는 것을 특징으로 하는
   생체 신호 측정 전극용 전도성 전해겔.
   
2. 청구항 1에 있어서,
   상기 하나 이상의 전해겔 물질과 수분에, 글리세린이 더 포함하되,
   전해겔 물질 1 : 글리세린 0.1 : 물 4의 중량비로 고르게 혼합하여 제조되는 것을 특징으로 하는
   생체 신호 측정 전극용 전도성 전해겔.
   
3. 청구항 2에 있어서,
   상기 전해겔 물질과 수분 및 글리세린에 금속염이 더 포함하되,
   전해겔 물질 1 : 글리세린 0.1 : 물 4 : 금속염 0.05의 중량비로 고르게 혼합하여 제조되는 것을 특징으로 하는
   생체 신호 측정 전극용 전도성 전해겔.
   
4. 생체 신호 측정을 위한 전극에 발라서 인체와의 전기 접촉저항을 감소시키기 위한 전도성 전해겔에 있어서,
   알로에겔 80중량%와 글리세린 20중량%를 혼합하여 제조되는 것을 특징으로 하는
   생체 신호 측정 전극용 전도성 전해겔.

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