PT104882A - A DRY AND ACTIVE ELECTRODE FOR BIO-SIGNS USING AS AN INTERFACE MATERIAL AN ORGANIC-INORGANIC HYBRID - Google Patents
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Abstract
A INVENÇÃO AQUI APRESENTADA É UM BIO-ELÉCTRODO QUE É CARACTERIZADO PELO USO DE UM MATERIAL HÍBRIDO ORGÂNICO-INORGÂNICO OBTIDO PELO MÉTODO SOL-GEL USADO COMO INTERFACE ELÉCTRODO-PELE. ALÉM DISSO, A INCORPORAÇÃO DE UM PRÉ-AMPLIFICADOR DE SINAL E CIRCUITO DE PROCESSAMENTO DE SINAL NUMA PCB FLEXÍVEL DEIXA ESTE ELÉCTRODO MENOS SENSÍVEL A VARIAÇÕES REFERENTES A IMPEDÂNCIA NA INTERFACE ELÉCTRODO-PELE REDUZINDO, ASSIM, ARTEFACTOS INTRODUZIDOS POR MOVIMENTO E RUÍDO. O MATERIAL DE INTERFACE HÍBRIDO ORGÂNICO-INORGÂNICO NUNCA FOI USADO ANTERIORMENTE PARA ESTE TIPO DE APLICAÇÃO E ATRAVÉS DA INCORPORAÇÃO DE TODAS AS PARTES AQUI DESCRITAS RESULTA, ASSIM, NA INVENÇÃO DE UM NOVO ELÉCTRODO SECO, ACTIVO E FLEXÍVEL. EM SUMÁRIO, ESTA INVENÇÃO CONSISTE NUM NOVO ELÉCTRODO SECO E ACTIVO FLEXÍVEL QUE, EM COMBINAÇÃO COM A ELECTRÓNICA DESCRITA, USA UM HÍBRIDO ORGÂNICO-INORGÂNICO COMO UM MATERIAL DE INTERFACE ELÉCTRODO-PELE.The invention herein is a bioelectrode that is characterized by the use of an organic-inorganic hybrids obtained by the sun-gel method used as the skin-electric interface. Furthermore, the incorporation of a signal preamplifier and signal processing circuit in a flexible PCB leaves this electromagnetic device less susceptible to variations in the impedance in the electro-skin interface, thus reducing objects introduced by motion and noise. The ORGANIC-INORGANIC HYBRID INTERFACE MATERIAL HAS NEVER BEEN USED PREVIOUSLY FOR THIS TYPE OF APPLICATION AND THROUGH THE INCORPORATION OF ALL PARTS DESCRIBED HEREIN, RESULTS, THEREFORE, IN THE INVENTION OF A NEW DRY, ACTIVE AND FLEXIBLE ELECTRODE. In summary, this invention consists of a novel dry and flexible electrolyte which, in combination with the above-described electronics, uses an organic-inorganic hypo as an electrode-skin interface material.
Description
DESCRIÇÃO "UM ELÉCTRODO SECO E ACTIVO PARA BIO-SINAIS USANDO COMO MATERIAL DE INTERFACE UM HÍBRIDO ORGÂNICO-INORGÂNICO"A DRY AND ACTIVE ELECTRODE FOR BIO-SIGNS USING AS AN INTERFACE MATERIAL AN ORGANIC-INORGANIC HYBRID "
Domínio da Técnica A invenção aqui apresentada é um bio-eléctrodo que é caracterizado pelo uso de um híbrido orgânico-inorgânico obtido pelo método sol-gel como interface eléctrodo-pele. Além disso, a incorporação de um pré-amplificador e circuito de processamento de sinal numa PCB flexível deixa este eléctrodo menos sensível a variações referentes à impedância na interface eléctrodo-pele reduzindo, assim, artefactos introduzidos pelo ruído.Field of the Invention The invention herein is a bio-electrode which is characterized by the use of an organic-inorganic hybrid obtained by the sol-gel method as the electrode-skin interface. In addition, incorporating a preamplifier and signal processing circuit into a flexible PCB leaves this electrode less sensitive to impedance variations at the electrode-skin interface thereby reducing artifacts introduced by noise.
Antecedentes da invenção 0 eléctrodo mais popular usado nos dias de hoje para a medição de sinais bio-eléctricos é o eléctrodo de prata/cloreto de prata. Apesar de terem sido obtidos alguns bons resultados, este tipo de material apresenta diversos problemas, tais como a deterioração de propriedades eléctricas e reacções alérgicas. Apesar de este eléctrodo ter as suas vantagens, ele acarreta algumas desvantagens consideráveis. Algumas das vantagens e desvantagens deste eléctrodo são apresentadas abaixo.BACKGROUND OF THE INVENTION The most popular electrode used today for the measurement of bio-electric signals is the silver / silver chloride electrode. Although some good results have been obtained, this type of material presents several problems, such as the deterioration of electrical properties and allergic reactions. Although this electrode has its advantages, it entails considerable disadvantages. Some of the advantages and disadvantages of this electrode are shown below.
Vantagens 0 baixo custo dos eléctrodos permite a sua não reutilização 1Advantages The low cost of the electrodes allows their non-reuse 1
Um design simples assegura uma fiabilidade, quando correctamente preso ao paciente.A simple design ensures reliability when properly secured to the patient.
Uma boa qualidade do sinal, quando o sinal é usado por um curto período de tempo.A good signal quality when the signal is used for a short period of time.
Desvantagens 0 eléctrodo apresenta uma impedância na interface eléctrodo-pele relativamente grande, tornando-se, portanto, muito sensível à interferência electromagnética e ao movimento.Disadvantages The electrode has an impedance at the relatively large electrode-skin interface, thus becoming very sensitive to electromagnetic interference and movement.
Uma diferença na impedância da interface eléctrodo-pele causada pela desidratação do electrólito introduz ruído dentro do sistema. Isto significa que, em medidas prolongadas, o electrólito precisa de ser reaplicado regularmente.A difference in impedance of the electrode-skin interface caused by electrolyte dehydration introduces noise within the system. This means that in prolonged measurements the electrolyte needs to be reapplied regularly.
Para baixar a impedância na interface eléctrodo-pele, a pele necessita de ser preparada o que consome tempo e tem inconvenientes, especialmente em medições prolongadas.To lower the impedance at the electrode-skin interface, the skin needs to be prepared which is time-consuming and has drawbacks, especially in prolonged measurements.
Existem algumas preocupações toxicológicas sobre o uso de gel electrolítico. Apesar de raros, alguns casos de dermatites têm sido reportados.There are some toxicological concerns about the use of electrolytic gel. Although rare, some cases of dermatitis have been reported.
Como referido no sumário acima, as três maiores desvantagens do eléctrodo húmido são: 0 ruído introduzido dentro do sistema devido a diferenças de impedância na interface eléctrodo-pele, bem como o ruído introduzido devido a interferências electromagnéticas. 2 0 consumo de tempo e desconforto associado ao processo de preparação da peleAs stated in the foregoing summary, the three major disadvantages of the wet electrode are: 0 noise introduced into the system due to impedance differences at the electrode-skin interface as well as noise introduced due to electromagnetic interference. 2 0 consumption of time and discomfort associated with the process of skin preparation
Em medições prolongadas o electrólito precisa ser reaplicado regularmente. O primeiro é especialmente importante quando se mede sinais bio-eléctricos de amplitudes muito baixas. Na literatura, eléctrodos secos e activos têm sido apontados como uma solução para estes problemas. Eléctrodos activos distinguem-se de eléctrodos convencionais devido ao facto de possuírem um dispositivo para converter impedância, no sítio de detecção de sinal. Como foi referido acima, a diferença de impedância na pele é uma das maiores fontes de ruído. Devido à grande impedância de entrada do amplificador operacional, o sistema de medidas torna-se menos sensível a mudanças de impedância na interface eléctrodo-pele.On prolonged measurements the electrolyte needs to be reapplied regularly. The former is especially important when measuring bioelectrical signals of very low amplitudes. In the literature, dry and active electrodes have been pointed out as a solution to these problems. Active electrodes are distinguished from conventional electrodes because they have a device for converting impedance at the signal detection site. As noted above, the impedance difference in the skin is one of the major sources of noise. Due to the large input impedance of the operational amplifier, the measurement system becomes less sensitive to impedance changes at the electrode-skin interface.
Os eléctrodos activos podem geralmente ser classificados em dois grupos: eléctrodos húmidos e activos e eléctrodos secos e activos. Os eléctrodos húmidos e activos são usualmente os eléctrodos que usam prata/cloreto de prata como material de interface. Estes eléctrodos são similares aos eléctrodos convencionais, com excepção do facto de incorporarem electrónica no sítio de detecção de sinais.The active electrodes can generally be classified into two groups: wet and active electrodes and dry and active electrodes. Wet and active electrodes are usually the electrodes that use silver / silver chloride as interface material. These electrodes are similar to conventional electrodes, except that they incorporate electronics at the signal detection site.
Os eléctrodos secos e activos podem ser constituídos por vários tipos de materiais, tais como um metal inerte como a platina, um metal com uma camada de cerâmica exterior, ou um polímero. Alguns autores referem-se, também, a adesivos carregados com partículas condutoras, tal como grafite ou 3 prata, embora tenha sido concluído que estes materiais degradam as propriedades adesivas. Um outro autor refere, também, o uso de nanotubos de carbono que penetram a camada exterior da pele. Apesar dos bons resultados que podem ser alcançados, a penetração na pele traz algumas preocupações toxicológicas. Uma das principais razões para a pesquisa em eléctrodos activos é a escolha do material de interface. Esta parte do eléctrodo está em contacto directo com a pele e, portanto, é um dos primeiros pontos de introdução de ruído no sistema de medição. 0 material escolhido deve ser um bom condutor, deve, também, ser flexível e ter uma estabilidade de sinal prolongada. A flexibilidade é importante, pois permite ao eléctrodo uma adaptação aos contornos do corpo humano.The dry and active electrodes may be comprised of various types of materials, such as an inert metal such as platinum, a metal having an outer ceramic layer, or a polymer. Some authors also refer to conductive particle charged adhesives, such as graphite or silver, although it has been found that these materials degrade the adhesive properties. Another author also refers to the use of carbon nanotubes that penetrate the outer layer of the skin. Despite the good results that can be achieved, penetration into the skin brings some toxicological concerns. One of the main reasons for research on active electrodes is the choice of interface material. This part of the electrode is in direct contact with the skin and therefore is one of the first points of introduction of noise in the measuring system. The chosen material must be a good conductor, it must also be flexible and have a long signal stability. Flexibility is important as it allows the electrode to adapt to the contours of the human body.
Os documentos que foram encontrados relacionados com o design de eléctrodos secos e activos para a monitorização de bio-sinais são listados abaixo. Contudo nenhuma destas patentes usa o material de interface usado na presente patente que propomos. Título: Biosignal electrode Número de registo: US 5337748 4Documents that have been found related to the design of dry and active electrodes for bio-signal monitoring are listed below. However none of these patents use the interface material used in the present patent that we propose. Title: Biosignal electrode Registration number: US 5337748 4
Propriedades avaliadas Iirportantes propriedades de design para o nosso produto Substrato do material Substrato flexível Electrónica Nenhum presente Material de interface' Ag/AgCl ccm propriedades adesivas fc*. *3 :w\ ^'C*££rrr Impacto no nosso conceito e design Apesar do eléctrodo aqui descrito não usar electrónica a flexibilidade deste eléctrodo é muito interessante. Também o material de interface e suas propriedades adesivas é algo que poderia adaptar-se às nossas vantagens.Assessed properties Design properties for our product Substrate material Flexible substrate Electronics None present Interface material 'Ag / AgCl ccm adhesive properties fc *. * Impact on our concept and design Although the electrode described here does not use electronics the flexibility of this electrode is very interesting. Also the interface material and its adhesive properties is something that could adapt to our advantages.
Titulo: Skm Impedance matched Biopotential electrode Número de registo: US 2005177038 Propriedades avaliadas Importantes propriedades de design para o nosso produto Substrato Encapsulamento isolante não flexível Electrónica Pré-amplificador para transformação de impedância Material de interface Folha de borracha moldada, suspensão de carbono Iv /" X LJ· r *: V vt # Irrpacto no nosso conceito e design 0 eléctrodo apresentado é encapsulado num corpo não condutor com uma camada condutora num único lado. 0 material de interface pode ser uma folha moldada de borracha contendo uma suspensão de carbono. Além disso, a patente também foi testada com diferentes tipos de elastómeros, neoprenos e borrachas contendo sílica. A patente também se refere a substratos que possuem baixa condutividade em volume. Isto pode ser uma linha importante em relação à nossa patente. 5 Título: Biopotential sensor electrode Número de registo: US 6434421 Propriedades avaliadas Importantes propriedades de design para o nosso produto Substrato Um corpo fechado não flexível Electrónica Um circuito de transformação de impedância e sistema wireless para transmissão de sinal sem fio. Material de interface Uma solução híbrida de materiais secos e isoladores :¾ .-····---..................; !; 'ν' : υ'νΧν$·; · % l s s ^ v V* 1.,,,,,,-.___________ «WW-xçs ,v: ^x·: ·%<*>>$>: :·>χ·χν Impacto no nosso conceito e design Este sensor é uma combinação de dispositivos de captura e estimulação. 0 dispositivo aqui apresentado usa transmissão wireless para transferir o seu sinal para o sistema de aquisição de dados. 0 material de interface é uma mistura de material condutor e dieléctrico. Esta ccmbinação forma um condensador, tal como um elemento de sensor. 0 metal condutor pode ser ouro, platina, etc. Este design não tem a flexibilidade que o nosso produto apresenta. Além do mais este eléctrodo híbrido é chamado híbrido por causa da combinação de materiais condutores e dieléctricos, a qual o torna seco, bem como, um eléctrodo isolado. Título: A dry electrode system for detection of biopotentials Numero de registo: US 4669479 Propriedades avaliadas Importantes propriedades de design para o nosso produto Substrato Substrato rígido Electrónica Pré-amplificador para transformação de impedância. Bateria para funcionamento. Material de interface Espuma de poliuretano carregado com carbono 6Title: Skm Impedance matched Biopotential electrode Registration number: US 2005177038 Rated properties Important design properties for our product Substrate Non-Flexible Insulation Encapsulation Electronics Preamplifier for Impedance Transformation Interface Material Molded Rubber Sheet, Carbon Suspension Iv / " The electrode shown is encapsulated in a non-conductive body with a conductive layer on a single side. The interface material may be a molded rubber sheet containing a carbon suspension. In addition, the patent has also been tested with different types of elastomers, neopren and rubbers containing silica. The patent also relates to substrates having low volume conductivity. This can be an important line in relation to our patent. 5 Title: Biopotential sensor electrode Registration number: US 6434421 Rated properties Important design properties for our product Substrate A non-flexible closed body Electronics An impedance transformation circuit and wireless system for wireless signal transmission. Interface material A hybrid solution of dry materials and insulators: ¾ .- ···· --- ·;; !; 'ν': υ'νΧν $ ·; · Ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν ν Impact in our concept and design This sensor is a combination of capture and stimulation devices. The device shown here uses wireless transmission to transfer its signal to the data acquisition system. The interface material is a mixture of conductive and dielectric material. This configuration forms a capacitor, such as a sensor element. Conductive metal may be gold, platinum, etc. This design does not have the flexibility that our product presents. In addition this hybrid electrode is called hybrid because of the combination of conductive and dielectric materials, which makes it dry, as well as an isolated electrode. Title: A dry electrode system for detection of biopotentials Registration number: US 4669479 Rated properties Important design properties for our product Substrate Hard substrate Electronics Preamplifier for impedance transformation. Battery for operation. Interface material Polyurethane foam loaded with carbon 6
mimi
Impacto no nosso conceito e design 0 dispositivo aqui apresentado usa um material de interface elástico, que consiste em espuma de poliuretano carregado com carbono. 0 dispositivo funciona através de baterias, que estão localizadas no lado do conector, aumentando bastante o tamanho da invenção. Título: Electrode for measurement of weak bioelectrical signals Número de registo: US 6622035 Propriedades avaliadas Importantes propriedades de design para o nosso produto Substrato Substrato rígido Electrónica Circuito pré-amplificador para transformação de impedância. Bateria para funcionamento. Material de interface Micro agulhas de metal ou plástico condutor μ Iirpacto no nosso conceito e design - 'X . ' do ' \W r V· .v; ·, r >.vj ,.v · % \ L' \ ov.N > . i ,v s . .· ;Λ N V í N s vt ' v" \- x *; v SN ' Ν\Λ S S ^ S ' J iV, , , S'-ss.XvNS'.^ss'.^-.'>'" Este produto usa micro agulhas para penetrar o topo da camada da pele. Isto traz algumas preocupações toxicológicas. A forma do substrato e a integração da electrónica na parte de trás do substrato são similar ao design adoptado na presente patente. 7Impact on our concept and design The device shown here uses an elastic interface material, which consists of carbon-laden polyurethane foam. The device operates through batteries, which are located on the connector side, greatly increasing the size of the invention. Title: Electrode for measurement of weak bioelectrical signals Record number: US6622035 Rated properties Important design properties for our product Substrate Hard substrate Electronics Pre-amplifier circuit for impedance transformation. Battery for operation. Interface material Micro needles made of metal or conductive plastic μ In our concept and design - 'X. 'V' .v; ·, R > .vj, .v ·% \ L '\ ov.N > . i, v s. . '; Λ N V I N s vt' v " \ - x *; v SN 'Ν Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ Λ. This product uses micro needles to penetrate the top of the skin layer. This brings some toxicological concerns. The shape of the substrate and the integration of the electronics in the back of the substrate are similar to the design adopted in the present patent. 7
Titulo: Um eléctrodo de tipo seco e active para monitorização de biopotências Numero de registo: PT 102999 Propriedades avaliadas Irrportantes propriedades de design para o nosso produto Substrato Transportador rigido Electrónica Circuito amplificador para transformação de irnpedância e um circuito de processamento de sinal Material de interface Disco de aço inoxidável revestido com titânio Impacto no nosso conceito e design > O í f ··:·—— " -O .dO 0 produto aqui apresentado usa um disco de aço inoxidável revestido com uma camada de dióxido de titânio. 0 pré-amplificador também é similar ao do nosso produto. Apesar dos bons resultados obtidos com este sistema o produto não tem as propriedades flexíveis que o nosso possui. 8 Título: Non-polarizable dry biomedical electrode Número de registo: US 5003978 Propriedades avaliadas Importantes propriedades de design para o nosso produto Substrato Rígido, não polarizável Electrónica Não apresenta, ver US 4669479 Material de interface Borracha ou espuma condutora 1 4— r*,t r*>· 2 Irrpacto no nosso conceito e design 0 produto aqui apresentado pode usar vários tipos de materiais de interface, tais como espumas condutoras. Além do mais, este eléctrodo também apresenta propriedades flexíveis.Title: A dry-type active electrode for monitoring of biopotencies Registration number: PT 102999 Rated properties Irrportant design properties for our product Substrate Rigid transformer Electronics Circuit amplifier for transforming an impedance and a signal processing circuit Interface material Disc titanium-coated stainless steel Impact on our concept & design > The f ··: · - " The product shown here uses a stainless steel disc coated with a layer of titanium dioxide. The preamplifier is also similar to our product. Despite the good results obtained with this system the product does not have the flexible properties that ours has. 8 Title: Non-polarizable dry biomedical electrode Registration number: US 5003978 Rated properties Important design properties for our product Substrate Hard, non-polarizable Electronics Not present, see US 4669479 Interface material Rubber or conductive foam 1 4- r *, The product presented here may use various types of interface materials, such as conductive foams. What's more, this electrode also has flexible properties.
Apesar de muitas patentes apresentarem o mesmo objectivo, que é capturar sinais bioeléctricos de baixa amplitude, tais como, EEG, EMG ou EKG, as invenções diferem no uso do material associado à interface eléctrodo-pele. Muitas patentes adoptam um método similar para diminuir a impedância da interface eléctrodo-pele, através da utilização de electrónica com amplificadores operacionais específicos e a combinação com um bom material de interface, podendo a relação sinal-ruído (SNR) ser consideravelmente melhorada. Encontrámos igualmente diversas patentes que possuem algumas semelhanças em relação à flexibilidade, forma e ao uso de electrónica. Porém podemos concluir inequivocamente que não foram encontradas patentes que usem o material híbrido orgânico-inorgânico denominado di-ureasil unicamente como um material de interface, ou em combinação com electrónica como um eléctrodo seco e activo, o que confere um grau elevado de inovação à nossa proposta. 9While many patents have the same aim, which is to capture low amplitude bioelectrical signals such as EEG, EMG or EKG, the inventions differ in the use of the material associated with the electrode-skin interface. Many patents adopt a similar method for decreasing the impedance of the skin-electrode interface by using electronics with specific operating amplifiers and combining with a good interface material, the signal-to-noise ratio (SNR) being considerably improved. We have also found several patents that have some similarities with respect to the flexibility, form and use of electronics. However, we can unequivocally conclude that no patents were found that use the organic-inorganic hybrid material called di-ureasil solely as an interface material, or in combination with electronics as a dry and active electrode, which gives a high degree of innovation to our proposal. 9
Sumário da Invenção O método apresentado nesta proposta de patente descreve um eléctrodo seco e activo em combinação com o uso de um novo material de interface com caracteristicas inovadoras, sendo este um dos pontos requeridos. A invenção que apresentamos aqui é um eléctrodo que pode ser agregado à pele de forma a capturar sinais electrofisiológicos causados pelo actividade do coração, cérebro ou músculos. 0 eléctrodo é flexível e, portanto, pode adaptar-se aos contornos do corpo humano. 0 eléctrodo é especialmente apropriado para a detecção de sinais de um Electrocardiograma (ECG), embora possa ser facilmente ajustado para qualquer outro sinal bio-eléctrico, tais como sinais de Electroencefalograma (EEG) ou sinais de Electromiografia (EMG). Dependendo do sinal electrofisiológico, e portanto, para cada aplicação mencionada anteriormente, pode-se mudar a forma, o tamanho e as propriedades eléctricas do eléctrodo proposto. Como exemplo, podemos referir que em EEG uma grande quantidade de eléctrodos está presente numa pequena superfície e, portanto, um eléctrodo mais pequeno poderia ser preferível. Além disso, como um EEG é muito menor em amplitude a condutividade do material de interface pode ser melhorada, mudando consequentemente as propriedades eléctricas, de forma a adaptá-la às caracteristicas do sinal a medir. Quanto a estudos de EMG, o movimento dos músculos pode interferir com a interface eléctrodo-pele. Com o presente método podemos aumentar o eléctrodo e adicionar algumas propriedades 10 adesivas para manter um alto nível de qualidade do sinal. Além disso, o eléctrodo fabricado segundo o método aqui proposto pode ser usado em têxteis inteligentes ou mesmo integrado em tecidos. 0 eléctrodo proposto compõe-se dos seguintes elementos: um sensor consistindo de um PCB feito de substrato flexível com o material de interface depositado na sua superfície. No topo da pequena PCB flexível está o circuito electrónico e o botão em metal ou o tecido condutor de fácil conexão para um dispositivo de medição e integração em tecidos e em outros têxteis inteligentes, como por exemplo o "vital jacket", um produto desenvolvido pela Universidade de Aveiro. 0 sensor é feito a partir de um substrato flexível e revestido com um material híbrido orgânico-inorgânico preparado através do método sol-gel, que faz interface com a camada externa da pele. O sensor captura o sinal injectando-o no interior do circuito electrónico. 0 contacto eléctrico entre o híbrido orgânico-inorgânico e o PCB feito de substrato flexível é efectuado, mas não limitado, por têxteis condutores, fibras de tecido condutor ou fios de cobre. 0 material de interface - um híbrido orgânico-inorgânico preparado pelo método sol-gel - nunca foi usado anteriormente como um biosensor e, portanto, constitui uma das características inovadoras deste produto. O híbrido orgânico-inorgânico usado como material de interface tem desempenho semelhante ao de eléctrodos húmidos. Além do mais pode, também, ser agregado a tecidos e assim possibilitar o uso em sensores têxteis inteligentes. 0 sensor incorpora um circuito de adaptação de impedância e processamento de sinal. Como em todos os eléctrodos activos, o circuito apresenta elevada 11 impedância de entrada e baixa impedância de saída, mas também incorpora um filtro passa-alto para condicionamento do sinal. 0 circuito pode ser alimentado por uma pequena bateria de lítio de 3.6V, ou uma fonte de alimentação isolada para prevenir o risco de choque eléctrico. A voltagem pode ser tão baixa quanto 3,3V, 3,0V ou até 2.7V, até que o circuito deixe de funcionar.Summary of the Invention The method presented in this patent application describes a dry and active electrode in combination with the use of a novel interface material with novel features, this being one of the required points. The invention presented herein is an electrode which can be aggregated to the skin in order to capture electrophysiological signals caused by the activity of the heart, brain or muscles. The electrode is flexible and therefore can adapt to the contours of the human body. The electrode is especially suitable for the detection of signals from an electrocardiogram (ECG), although it can be readily adjusted for any other bioelectrical signals, such as EEG signals or EMG signals. Depending on the electrophysiological signal, and therefore, for each application mentioned above, the shape, size and electrical properties of the proposed electrode can be changed. As an example, it may be noted that in EEG a large amount of electrodes is present on a small surface and therefore a smaller electrode could be preferable. Furthermore, since an EEG is much smaller in amplitude the conductivity of the interface material can be improved, consequently changing the electrical properties, so as to adapt it to the characteristics of the signal to be measured. As for EMG studies, muscle movement may interfere with the electrode-skin interface. With the present method we can increase the electrode and add some adhesive properties to maintain a high level of signal quality. Further, the electrode manufactured according to the method proposed herein can be used in intelligent textiles or even integrated into fabrics. The proposed electrode consists of the following elements: a sensor consisting of a PCB made of flexible substrate with the interface material deposited on its surface. At the top of the small flexible PCB is the electronic circuit and metal knob or the easy-to-connect conductive fabric for a device for measuring and integrating into fabrics and other smart textiles, such as " vital jacket ", a developed product by the University of Aveiro. The sensor is made from a flexible substrate and coated with an organic-inorganic hybrid material prepared by the sol-gel method, which interfaces with the outer skin layer. The sensor captures the signal by injecting it into the electronic circuit. The electrical contact between the organic-inorganic hybrid and the PCB made of flexible substrate is effected, but not limited, by conductive textiles, conductive fabric fibers or copper wires. The interface material - an organic-inorganic hybrid prepared by the sol-gel method - has never been used previously as a biosensor and therefore constitutes one of the innovative features of this product. The organic-inorganic hybrid used as interface material performs similarly to wet electrodes. In addition, it can also be added to fabrics and thus enable the use of intelligent textile sensors. The sensor incorporates an impedance matching circuit and signal processing. As with all active electrodes, the circuit has high input impedance and low output impedance, but also incorporates a high-pass filter for signal conditioning. The circuit can be powered by a small 3.6V lithium battery, or an isolated power supply to prevent the risk of electric shock. The voltage can be as low as 3.3V, 3.0V or up to 2.7V until the circuit stops working.
BREVE DESCRIÇÃO DAS FIGURAS FIG 1: Vista superior do eléctrodo 1 - PCB feito de substrato flexível 2 - Amplificador operacional (op-amp) 3 - Botão de montagem 4 - Cabo conector 5 - Inversor de tensão FIG 2: Vista inferior do eléctrodo 1 - PCB feito de substrato flexível 6 - Eléctrodo seco e activo orgânico-inorgânicoFIG. 1: Top view of the electrode 1 - PCB made of flexible substrate 2 - Operational amplifier (op-amp) 3 - Mounting knob 4 - Connector cable 5 - Voltage inverter FIG 2: Electrode lower view 1 - PCB made of flexible substrate 6 - Dry organic and inorganic active electrode
agregado à PCB FIG 3: Desenho mecânico do eléctrodo de acordo com as FIG 2, 3 7 - Vista do Eléctrodo 8 - Vista lateral do eléctrodo 9 - Deposição de material 10 - Botão montado na parte superior 12 FIG 4: Diagrama de blocos e esquema eléctrico do eléctrodo seco e activo orgânico-inorgânico 4a) Diagrama de blocos 11- Material híbrido orgânico-inorgânico 12- Filtro passa-alto 13- Pré-amplificador de alta impedância 14- Inversor de tensão 15- Saída para aquisição de biosinais 4b) Circuito pré-amplificador 4c) Inversor de tensão 4d) Conector de sinal e alimentação FIG 5: Configuração Experimental 16 - Eléctrodo seco e activo RA (Ríght Arm - braço direito) 17 - Eléctrodo seco e activo LA (Left Arm - braço esquerdo) 18 - Eléctrodo húmido prata/cloreto de prata RA (braço direito) 19 - Eléctrodo húmido prata/cloreto de prata LA (braço esquerdo) 20 - Eléctrodo húmido de referência de cloreto de prata 21 - Sistema de aquisição de biosinais 22 - Computador FIG 6: Segmentos ECG para 6 a) Eléctrodo seco e activo 6 b) Eléctrodos Ag/AgCl 13 6 c) e 6 d) Estimativa da densidade espectral de potência (PSD) calculada para 5 horas completas de aquisição.attached to the PCB FIG 3: Mechanical drawing of the electrode according to FIG 2, 3 7 - Electrode view 8 - Electrode side view 9 - Material deposition 10 - Top mounted button 12 FIG 4: Block diagram and diagram electric element of the dry and organic-inorganic active electrode 4a) Block diagram 11- Organic-inorganic hybrid material 12- High-pass filter 13- High impedance pre-amplifier 14- Voltage inverter 15- Output for biosynthesis acquisition 4b) Circuit Preamplifier 4c) Voltage Inverter 4d) Signal and Power Connector FIG 5: Experimental Setup 16 - Dry and Active Electrode RA (Ríght Arm - right arm) 17 - Dry and Active Electrode LA (Left Arm) 18 - Silver humidifier / silver chloride RA (right arm) 19 - Silver wet / silver chloride LA (left arm) 20 - Silver chloride reference humid electrode 21 - Biosynthesis acquisition system 22 - Computad or FIG 6: ECG segments for 6 a) Dry and active electrode 6 b) Ag / AgCl electrodes 13 6 c) and 6 d) Estimated power spectral density (PSD) calculated for 5 complete hours of acquisition.
Frequência da amostragem é 150Hz.Sampling frequency is 150Hz.
DESCRIÇÃO DETALHADADETAILED DESCRIPTION
As figuras 1, 2 e 3 mostram as propriedades mecânicas do eléctrodo. De acordo com a figura 1 o eléctrodo é construído a partir de um substrato flexível (1) que lhe dá toda a resistência mecânica. Os componentes electrónicos (2, 4) estão montadas na parte superior do substrato. Optámos por um substrato flexível, possibilitando ao eléctrodo a capacidade de adaptação aos contornos do corpo humano. A figura 1 também mostra o botão (3) de tal modo que o eléctrodo pode ser agregado ao tecido. Um pequeno conector (5) liga o eléctrodo à sua fonte de alimentação e aquisição de sinal. Na figura 2 podemos ver o híbrido orgânico-inorgânico (6) agregado ao botão no substrato flexível (1). Inicialmente o material é vertido dentro de um molde, que é montado no eléctrodo de espessura típica de 2 a 5mm, podendo esta ser modificada de acordo com a aplicação final a que se destina. Após secagem entre 24 e 72 horas, o molde é removido e um material sólido e flexível é obtido. A figura 3 mostra as dimensões mecânicas típicas dum exemplar do nosso eléctrodo. 0 eléctrodo tem cerca de 10 a 50 mm de diâmetro e cerca de 2 a 5 mm de altura. O material apresenta cerca de 10 a 60 mm de diâmetro e cerca de 2 a 5 mm de altura. O botão tem cerca de 10 a 20 mm de diâmetro e cerca 14 de 5 a 10 mm de altura. Todas estas dimensões podem ser alteradas para diferentes finalidades no futuro.Figures 1, 2 and 3 show the mechanical properties of the electrode. According to Figure 1 the electrode is constructed from a flexible substrate (1) which gives it all the mechanical strength. The electronic components (2, 4) are mounted on the top of the substrate. We opted for a flexible substrate, allowing the electrode the ability to adapt to the contours of the human body. Figure 1 also shows the knob (3) such that the electrode can be attached to the fabric. A small connector (5) connects the electrode to its power supply and signal acquisition. In figure 2 we can see the organic-inorganic hybrid (6) added to the button on the flexible substrate (1). Initially the material is poured into a mold, which is mounted on the electrode of a typical thickness of 2 to 5mm, which can be modified according to the intended final application. After drying between 24 and 72 hours, the mold is removed and a solid and flexible material is obtained. Figure 3 shows the typical mechanical dimensions of a specimen of our electrode. The electrode is about 10 to 50 mm in diameter and about 2 to 5 mm in height. The material is about 10 to 60 mm in diameter and about 2 to 5 mm in height. The button is about 10 to 20 mm in diameter and about 14 in 5 to 10 mm in height. All of these dimensions can be changed for different purposes in the future.
Na figura 4 são apresentados os diagramas e esquemas eléctricos do eléctrodo. Na figura 4A podemos ver o diagrama esquemático, que descreve globalmente o eléctrodo seco e activo. Na figura 4B podemos ver o pré-amplificador, que consiste num amplificador operacional, numa resistência e num condensador. A resistência e o condensador formam um filtro passa-alto com frequência de corte de 0,03Hz eliminando assim flutuações DC. A configuração testada para sinais ECG usou uma resistência de 5G-ohm e um condensador de lOnF, mas pode facilmente ser modificada de acordo com os requisitos necessários. O amplificador operacional foi escolhido pelo seu baixo consumo de alimentação e pequeno tamanho. A fonte de alimentação usada pode diminuir de 5 a 2,7V e o consumo de corrente é 25μΑ a 5V. Além do mais este amplificador operacional tem uma impedância de entrada muito grande, tipicamente >10 ΤΩ. Para fazer o dispositivo o mais universal possível usámos um inversor de tensão de 4C para gerar uma fonte de tensão negativa para o amplificador operacional. A configuração de dupla alimentação dá ao amplificador operacional mais precisão e maior gama dinâmica. Escolhemos um inversor de voltagem para a nossa invenção. O inversor é um pequeno pacote e é perfeitamente apropriado para aplicações que funcionam através de bateria. Devido ao baixo consumo de alimentação a eficiência do inversor de tensão é >90%. A resistência de 50 ohm e o condensador de lOOnF formam um filtro passa-baixo com uma frequência de corte de 31 kHz para filtrar frequência de comutação do inversor. 15Figure 4 shows the electrical diagrams and diagrams of the electrode. In figure 4A we can see the schematic diagram, which describes the dry and active electrode globally. In figure 4B we can see the preamplifier, which consists of an operational amplifier, a resistor and a capacitor. The resistor and capacitor form a high-pass filter with a cutoff frequency of 0.03Hz thus eliminating DC fluctuations. The tested configuration for ECG signals used a 5G-ohm resistor and a 10nF capacitor, but can be easily modified according to the required requirements. The operational amplifier was chosen for its low power consumption and small size. The power supply used can decrease from 5 to 2.7V and the current consumption is 25μΑ to 5V. Moreover this operational amplifier has a very large input impedance, typically > 10 Ω. To make the device as universal as possible we used a 4C voltage inverter to generate a negative voltage source for the operational amplifier. The dual feed configuration gives the op amp more precision and greater dynamic range. We chose a voltage inverter for our invention. The inverter is a small package and is perfectly suited for applications that run on battery power. Due to the low power consumption the efficiency of the voltage inverter is > 90%. The 50 ohm resistor and the 100nF capacitor form a low-pass filter with a cutoff frequency of 31 kHz to filter the inverter switching frequency. 15
Para testar os nossos novos eléctrodos secos e activos e compará-los com eléctrodos de Ag/AgCl nós usamos um sistema de aquisição de bio-potenciais sem fios (21), Figura 5. O sistema de aquisição de dados pode aceitar e alimentar os novos eléctrodos secos e activos (16, 17) usando o eléctrodo convencional de Ag/AgCl (18, 19, 20) para comparação. Para cada canal um filtro passa-baixo análogo foi aplicado com a frequência de corte de 100Hz para eliminar ruído de alta frequência. Também um filtro passa-alto de 0.03Hz foi aplicado para eliminar flutuações DC. Ambos os canais foram testados a 150Hz e o conversor analógico-digital (ADC) usado tinha uma resolução de 8 bits. Tal como se pode observar na Figura 5, ambos os tipos de eléctrodos foram aplicados simultaneamente no corpo do voluntário. Antes de colocar os eléctrodos de Ag/AgCl em contacto coma pele, aplicou-se um gel electrolítico. Os nossos eléctrodos secos e activos foram usados sem recorrer a um qualquer gel electrolítico ou a uma preparação específica da pele. Ambos os sinais foram adquiridos durante 5 horas em condições de laboratório. Os resultados obtidos para ambos os tipos de eléctrodos estão representados nas figuras 6a e 6b. A figura 6a mostra um segmento de 10 segundos de aquisição de dados para os eléctrodos secos e activos e a figura 6b mostra a aquisição de dados para os eléctrodos de Ag/AgCl. Comparando os dados podemos ver que ambos os tipos de eléctrodos sofrem interferências mínimas das linhas de alimentação, as quais são visíveis nas figuras 6c e 6d no pico à frequência de 50Hz. Embora seja uma pequena diferença, podemos concluir que os eléctrodos secos e activos apresentam características similares relacionadas com as interferências da linha de 16 alimentação quando comparadas aos eléctrodos de Ag/AgCl. Além disso, observando a região de frequência de 0 a 10 Hz nas figuras 6c e 6d podemos concluir que o eléctrodo seco e activo tem menos amplitude do que o eléctrodo Ag/AgCl. Isto pode estar relacionado com a posição do eléctrodo no corpo, que pode apresentar diferenças na amplitude e forma do sinal. Também há algum artefacto de movimento presente na figura 6b, porém com menos intensidade comparado com a figura 6a. Os resultados aqui apresentados provam o conceito claro de funcionamento para aplicações práticas. A síntese para obtenção do material de interface é descrita abaixo. A matéria-prima usada nesta síntese pode ser alterada de acordo com a aplicação pretendida. O material usado como material de interface é um híbrido orgânico-inorgânico preparado através do processo sol-gel. Este processo envolve a transição de um material no estado líquido ("sol") para o estado sólido ("gel"). Os sóis são uma dispersão de partículas em líquido, designada de colóides. Estes colóides são partículas sólidas com um diâmetro de 1 -100 nm, dispersos num solvente. Um gel é uma rede rígida interconectada com poros de dimensões sub-micrométricas e cadeias poliméricas cujo comprimento médio ultrapassa um micrómetro. Um exemplo simples envolvendo o processo sol-gel é a gelatina. Inicialmente a gelatina é um pó, ao qual acrescenta-se um solvente, que neste caso é a água. A mistura é então aquecida a temperatura moderadas (<100°C) e o solvente evapora dos poros (através de reacções de hidrólise e policondensação) formando-se, então, a gelatina. Apesar dos 17 materiais propostos serem preparados através do processo sol-gel, o produto final é um material sólido flexível que pode ser produzido em qualquer forma e tamanho. Os híbridos orgânicos-inorgânicos descritos nesta patente são chamados "di-ureiasils".To test our new dry and active electrodes and compare them with Ag / AgCl electrodes we use a wireless biopotential acquisition system (21), Figure 5. The data acquisition system can accept and feed the new dry and active electrodes (16, 17) using the conventional Ag / AgCl electrode (18, 19, 20) for comparison. For each channel an analog low pass filter was applied with the cutoff frequency of 100Hz to eliminate high frequency noise. Also a 0.03Hz high pass filter was applied to eliminate DC fluctuations. Both channels were tested at 150Hz and the analog-to-digital converter (ADC) used had an 8-bit resolution. As can be seen in Figure 5, both types of electrodes were simultaneously applied to the volunteer's body. Prior to placing the Ag / AgCl electrodes in contact with the skin, an electrolytic gel was applied. Our dry and active electrodes were used without resorting to any electrolytic gel or to a specific preparation of the skin. Both signals were acquired for 5 hours under laboratory conditions. The results obtained for both types of electrodes are shown in Figures 6a and 6b. Figure 6a shows a 10 second segment of data acquisition for the dry and active electrodes and Figure 6b shows the acquisition of data for the Ag / AgCl electrodes. By comparing the data we can see that both types of electrodes suffer minimal interference from the power lines, which are visible in figures 6c and 6d in the peak at the frequency of 50Hz. Although it is a small difference, we can conclude that the dry and active electrodes have similar characteristics related to the interferences of the feed line when compared to the Ag / AgCl electrodes. Moreover, by looking at the 0 to 10 Hz frequency region in Figures 6c and 6d we can conclude that the dry and active electrode has less amplitude than the Ag / AgCl electrode. This may be related to the position of the electrode in the body, which may exhibit differences in signal amplitude and shape. There is also some movement artifact present in figure 6b, but with less intensity compared to figure 6a. The results presented here prove the clear concept of operation for practical applications. The synthesis for obtaining the interface material is described below. The raw material used in this synthesis can be altered according to the intended application. The material used as interface material is an organic-inorganic hybrid prepared by the sol-gel process. This process involves the transition from a liquid material (" sol ") to the solid state (" gel "). The suns are a dispersion of particles in liquid, termed colloids. These colloids are solid particles having a diameter of 1 -100 nm, dispersed in a solvent. A gel is a rigid network interconnected with pores of sub-micrometric dimensions and polymer chains whose average length exceeds one micrometer. A simple example involving the sol-gel process is gelatin. Initially gelatine is a powder, to which is added a solvent, which in this case is water. The mixture is then heated to moderate temperature (<100 ° C) and the solvent evaporates from the pores (through hydrolysis and polycondensation reactions), then gelatin forms. While the proposed materials are prepared by the sol-gel process, the final product is a flexible solid material that can be produced in any shape and size. The organic-inorganic hybrids described in this patent are called " di-ureiasils ".
Os di-ureiasils consistem em cadeias de óxido de polietileno (POE) de comprimento variável, enxertadas em ambas as extremidades, a domínios de siloxano através de pontes de ureia. Isto significa que o material tem uma componente orgânica, que no nosso casso consiste numa cadeia à base de carbono e a uma parte inorgânica, que consiste numa rede organosilícia. Estas duas componentes são conectadas através de ligações covalentes. A vantagem mais óbvia dos híbridos orgânicos-inorgânicos é que eles podem combinar, de maneira favorável, as propriedades de compostos orgânicos com as de sistemas inorgânicos num único material. Para além disso, o material usado neste caso como material de interface foi dopado com ferro, mas poderia também ter sido dopado com um metal alcalino (e.g. Li, K) ou qualquer outro metal de transição, como por exemplo Fe, Au ou Ag.Di-ureiasils consist of variable length polyethylene oxide (POE) chains, grafted at both ends, to siloxane domains through urea bridges. This means that the material has an organic component, which in our case consists of a carbon-based chain and an inorganic part, which consists of an organosilic network. These two components are connected through covalent bonds. The most obvious advantage of organic-inorganic hybrids is that they can favorably combine the properties of organic compounds with those of inorganic systems in a single material. Furthermore, the material used in this case as interface material was doped with iron, but could also have been doped with an alkali metal (e.g. Li, K) or any other transition metal, for example Fe, Au or Ag.
Um procedimento típico para a síntese da matriz di-ureiasil (neste caso foi usado o d-U(2000), o qual possui uma cadeia polimérica de alto peso molecular) dopada com Fe2+ abrange dois passos: No primeiro passo, 1,5 g (0,75 mmol) do precursor diamina ED-2001 foi dissolvido em 5 mL de tetrahidrofurano (THF) em banho ultra-sónico. Depois 0,39 ml (1,5 mmol) de 3-isocianatopropiltrietoxisilano (ICPTES) foi adicionado sob agitação, à razão molar ICPTES: ED-2001 de 18 2,0. As misturas foram adicionalmente agitadas durante 24 horas à temperatura ambiente em atmosfera de azoto (N2) . No segundo passo, 0,5956 g (1,52 mmol) de ( (NH4) 2Fe (SO4) 2) foi dissolvido em 1,0 mL de HC1 2,0 mol/L, à razão molar de n=[O]/[Fe2+]=20. Neste caso, [O] representa o número de unidades de OCH2CH2 na cadeia polimérica do ED-2001 por por catião Fe2+. Quando o ( (NH4) 2Fe (SO4) 2) foi totalmente dissolvido obteve-se uma solução verde-claro que foi posteriormente adicionada, gota-a-gota, sob agitação, à solução realizada no primeiro passo. Após um curto período de tempo, este sol mudou para uma solução viscosa, que foi vertida num molde. A gelificação ocorre entre 2 a 5 minutos e o híbrido orgânico-inorgânico resultante pode ser usado como um material de interface eléctrodo-pele no novo eléctrodo seco e activo proposto nesta patente.A typical procedure for the synthesis of the di-ureiasyl matrix (in this case dU (2000), which has a high molecular weight polymer chain) doped with Fe 2+ is used in two steps: In the first step, 1.5 g , 75 mmol) of precursor diamine ED-2001 was dissolved in 5 mL of tetrahydrofuran (THF) in an ultrasonic bath. Then 0.39 ml (1.5 mmol) of 3-isocyanatopropyltriethoxysilane (ICPTES) was added under stirring at the ICPTES: ED-2001 molar ratio of 18 2.0. The mixtures were further stirred for 24 hours at room temperature under nitrogen (N2) atmosphere. In the second step, 0.5956 g (1.52 mmol) of ((NH4) 2Fe (SO4) 2) was dissolved in 1.0 mL 2.0 mol / L HCl at the molar ratio of n = [O] / [Fe2 +] = 20. In this case, [O] represents the number of OCH2CH2 units in the ED-2001 polymer chain per Fe2 + cation. When the ((NH4) 2Fe (SO4) 2) was fully dissolved a clear green solution was obtained which was then added dropwise with stirring to the solution performed in the first step. After a short time, this sun shifted to a viscous solution, which was poured into a mold. Gelling occurs between 2 to 5 minutes and the resulting organic-inorganic hybrid can be used as an electrode-skin interface material in the new dry and active electrode proposed in this patent.
REFERENCIASREFERENCES
[1] · J. Malmivuo, R. Plonsey. Bioelectromagnetism, Principies and Applications of Bioelectric and Biomagnetic Fields. Oxford University Press, Nova Iorque, 1995.[1] · J. Malmivuo, R. Plonsey. Bioelectromagnetism, Principles and Applications of Bioelectric and Biomagnetic Fields. Oxford University Press, New York, 1995.
[2] · J.G.Webster. Medicai Instrumentation, Application and[2] J.G.Webster. Medical Instrumentation, Application and
Design. New York: Wiley 1998.Design. New York: Wiley 1998.
[3] . Karilainen, S. Hansen, J. Muller. Dry and capacitive electrodes for longtime ECG monitoring. SAFE2005, 8th[3]. Karilainen, S. Hansen, J. Muller. Dry and capacitive electrodes for longtime ECG monitoring. SAFE2005, 8th
Annual Workshop on Semiconductor Advances for Future 19Annual Workshop on Semiconductor Advances for Future 19
Electronics, 17-18 Novembro 2005, Veldhoven, Holanda, Pp. 155-161.Electronics, 17-18 November 2005, Veldhoven, The Netherlands, Pp. 155-161.
[4] . C Fonseca, F.Vaz, Μ.Ά. Barbosa. Electrochemical behavior of titanium coated stainless Steel by r.f sputterlng In synthetic sweat Solutions for electrode applícations. Corrosion Science 46 p3005-3018, 2004.[4]. C Fonseca, F.Vaz, Μ.Ά. Barbosa. Electrochemical behavior of titanium coated stainless steel by sputterlng In synthetic sweat Solutions for electrode applícations. Corrosion Science 46 p3005-3018, 2004.
[5] . C. Fonseca, J.P.S. Cunha, R. E. Martins, V. M. Ferreira, J. P. Marques de Sá, M.A. Barbosa, A. Martins Silva. A novel dry active electrode for EEG recording. IEEE Trans. on Biomed. Eng vol 54, pp.162-165, Janeiro 2007.[5]. C. Fonseca, J.P.S. Cunha, R. E. Martins, V. M. Ferreira, J. P. Marques de Sá, M.A. Barbosa, A. Martins Silva. A novel dry active electrode for EEG recording. IEEE Trans. on Biomed. Eng vol 54, pp.162-165, January 2007.
[6] , Searle, L. Kirkup. A direct comparison of wet, dry and insulating bioelectric recording electrodes. Physiological. Measurement, 21 271-283, 2001.[6], Searle, L. Kirkup. A direct comparison of wet, dry and insulating bioelectric recording electrodes. Physiological. Measurement, 21 271-283, 2001.
[7] , B.A. Taheri, R.T. Knight, R.L. Smith. A dry electrode for EEG recording. Electroencephalography and Clinicai Neurophysiology, 90, 376-383, 1994.[7], B.A. Taheri, R.T. Knight, R.L. Smith. A dry electrode for EEG recording. Electroencephalography and Clinical Neurophysiology, 90, 376-383, 1994.
[8] . W. Uter, H.J. Schwanitz. Contact dermatitis from propylene glycol in ECG electrode gel. Contact dermatitis vol 34 pp 108-115 1996.[8]. W. Uter, H.J. Schwanitz. Contact dermatitis from propylene glycol in ECG electrode gel. Contact dermatitis vol 34 pp 108-115 1996.
[9] . N. onclercq, P. Mathys. Reduction of Power Line[9]. N. onclercq, P. Mathys. Reduction of Power Line
Interference using Active Electrodes and a Driven-Right-Leg Circuit in Electroencephalographic Recording with a Minimum Number of Electrodes. Proceedings of the 26th Annual 20Interference using Active Electrodes and a Driven-Right-Leg Circuit in Electroencephalographic Recording with a Minimum Number of Electrodes. Proceedings of the 26th Annual 20
International Conference of the IEEE EMBS San Francisco, CA, USA · Setembro 1-5, 2004.International Conference of the IEEE EMBS San Francisco, CA, USA · September 1-5, 2004.
[10]. T. C. Ferreea, P. Luua, G. S. Russella, D. M. Tuckera. Scalp electrode impedance, infection risk, and EEG data quality. Clinicai Neurophysiology 112 p.536-544 2001.[10]. T. C. Ferreea, P. Luua, G. S. Russella, D. M. Tuckera. Scalp electrode impedance, infection risk, and EEG data quality. Clinical Neurophysiology 112 p.536-544 2001.
[11] . N.V.Thakor, J.G Webster. Ground free ECG recording with two electrodes. IEEE transactions on biomedical engineering. Vol, BME-27, No.12, Dezembro 1980.[11]. N.V.Thakor, J.G. Webster. Ground free ECG recording with two electrodes. IEEE transactions on biomedical engineering. Vol, BME-27, No.12, December 1980.
[12] . R. Pallas-Areny, J. Colominas, J. Roseli. An improved buffer for bioelectric signals. IEEE transactions on biomedical engineering. Vol, BME-36, No.4, Abril 1989.[12]. R. Pallas-Areny, J. Colominas, J. Roseli. An improved buffer for bioelectric signals. IEEE transactions on biomedical engineering. Vol, BME-36, No.4, April 1989.
[13] , United Aircraft Corporation (East Hartford, CT), Carbon- impregnated body electrode, Patente nos Estados Unidos n° 3566860, 20-12-1968.[13], United Aircraft Corporation (East Hartford, CT), Carbon-impregnated body electrode, U.S. Patent No. 3,566,860, December 20, 1968.
[14]. Survival Technology, Inc. (Bethesda, MD), Dry applied and operably dry electrode devlce, Patente nos Estados Unidos n° 3911906, 23-4-1974.[14]. Survival Technology, Inc. (Bethesda, MD), Dry applied and operably dry electrode devlce, U.S. Patent No. 3,911,906, June 23, 1974.
[15]. University of Aveiro, INESC, HGSA. Um Eléctrodo tipo seco e actlve para monitorização de bío-potências, Patente em Portugal 102999, 18-07-2003. 21 [16] . Saint-Gobain Vitrage International (Courbevoie, FR), Proton conducting polymer, and application thereof as electrolyte in electrochemical devices, Patente nos Estados Unidos n° 5283310, 11-09-1992.[15]. University of Aveiro, INESC, HGSA. A dry and active type electrode for monitoring bipolar powers, Patent in Portugal 102999, 18-07-2003. 21 [16]. Saint-Gobain Vitrage International (Courbevoie, FR), Proton conducting polymer, and application thereof to electrolyte in electrochemical devices, U.S. Patent No. 5,283,310, 11-09-1992.
[17] . T .Degen, H. Jâckel. A pseudo differential amplifier for bioelectric events with DC- offset compensation using two wired electrodes. IEEE transactions on biomedical engineering. Vol, BME-53, No.2, Fevereiro 2006 [18] . A .C. MettingVanRijn, A. Peper, C.A. Grimbergen. Amplifiers for bíoelectrical events: a design with minimal number of parts. Medicai & Biological Engineering & Computing. Vol 32. pp. 305-310 May 1994.[17]. T .Degen, H. Jckel. A pseudo differential amplifier for bioelectric events with DC-offset compensation using two wired electrodes. IEEE transactions on biomedical engineering. Vol, BME-53, No.2, February 2006 [18]. A .C. MettingVanRijn, A. Peper, C. A. Grimbergen. Amplifiers for bíoelectrical events: a design with minimal number of parts. Medical & Biological Engineering & Computing. Vol. 32. pp. 305-310 May 1994.
[19] . A. C MettingVanRi jn, A.P. Kuiper, T.E. Dankers, C.A[19]. A. C MettingVanRi, A.P. Kuiper, T.E. Dankers, C.A
Grimbergen. Low-cost electrodes improves resolution in biopotential recording. AMC Amsterdam.Grimbergen. Low-cost electrodes improves resolution in biopotential recording. AMC Amsterdam.
[20] . N. J. O. Silva, V. S. Amaral, L. D. Carlos, V. de Zea[20]. N. J. O. Silva, V. S. Amaral, L. D. Carlos, V. de Zea
Bermudez. Magnetic properties of Fe-doped organic-inorganic nanohybrids. Journal of Applied Physics. Volume 93, n° 10, 6978- 6980, 2003.Bermudez. Magnetic properties of Fe-doped organic-inorganic nanohybrids. Journal of Applied Physics. Volume 93, no. 10, 6978-6980, 2003.
[21] . N. J. O. Silva,V. S. Amaral, V. de Zea Bermudez, S. C.[21]. N. J. O. Silva, V. S. Amaral, V. de Zea Bermudez, S.C.
Nunes, D. Ostrovskii, J. Rocha, L. D. Carlos. Matrix assisted formation of ferrihydrite nanoparticles in a 22 siloxanepoly (oxyethylene) nanohybrids. Journal of Materials Chemistry. Volume 15, 484-490, 2005.Nunes, D. Ostrovskii, J. Rocha, L. D. Carlos. Matrix assisted formation of ferrihydrite nanoparticles in a 22 siloxanepoly (oxyethylene) nanohybrids. Journal of Materials Chemistry. Volume 15, 484-490, 2005.
[22] , L. L. Hench, J. K. West. The sol-gel process. Chemical[22], L. L. Hench, J. K. West. The sol-gel process. Chemical
Reviews. Volume 90, 33-72, 1990.Reviews. Volume 90, 33-72, 1990.
[23] . G. Ruffini, S Dunne, E, Farres, P.C.P Wats, E, Mendoza, S.[23]. G. Ruffini, S Dunne, E, Farres, P.C.P Wats, E, Mendoza, S.
Ravi, P. Silva, C. Grau, J. Marco-Pallares, L. Fuentemilla and B. Vandecasteele. Enobio - First tests of a dry electrophysiology electrode using carbon nanotubes. Proceedings of the 28th IEEE EMBS Annual International Conference, New York City, USA, Agosto 30-3 Setembro, 2006 .Ravi, P. Silva, C. Grau, J. Marco-Pallares, L. Fuentemilla and B. Vandecasteele. Enobio - First tests of a dry electrophysiology electrode using carbon nanotubes. Proceedings of the 28th IEEE EMBS Annual International Conference, New York City, USA, August 30-3 September, 2006.
[24] . G. Ruffini, S. Dunne, E, Farres, I. Cester, P.C.P Wats, S.[24]. G. Ruffini, S. Dunne, E, Farres, I. Cester, P.C.P Wats, S.
Ravi, P. Silva, C. Grau, J. Marco-Pallares, L. Fuentemilla and B. Vandecasteele. Enobio - Dry electrophysiology electrode; first human trial plus wireless electrode System. Proceedings of the 29th IEEE EMBS Annual International Conference, Cite International, Lyon, França Agosto 23 - 26 Setembro, 2007.Ravi, P. Silva, C. Grau, J. Marco-Pallares, L. Fuentemilla and B. Vandecasteele. Enobio - Dry electrophysiology electrode; first human trial plus wireless electrode System. Proceedings of the 29th IEEE EMBS Annual International Conference, Cite International, Lyon, France August 23 - 26 September, 2007.
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Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2019209098A1 (en) * | 2018-04-25 | 2019-10-31 | Instituto Tecnológico y de Estudios Superiores de Monterrey | System, method and apparatus for assessing and monitoring muscle performance with self-adjusting feedback |
Families Citing this family (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN102657524B (en) * | 2012-04-27 | 2013-11-20 | 东南大学 | Non-contact electrocardiogram sensor and application of non-contact electrocardiogram sensor |
CN102824168B (en) * | 2012-07-03 | 2015-01-07 | 上海交通大学 | Flexible physiological dry electrode and preparation method thereof |
CN103829937A (en) * | 2012-11-21 | 2014-06-04 | 深圳先进技术研究院 | Active electrode device and active amplification unit thereof |
CN103300845B (en) * | 2013-06-17 | 2014-10-29 | 无锡交大联云科技有限公司 | Flexible filmy dry electrocardio electrode and manufacturing process thereof |
CN104000574B (en) * | 2014-05-26 | 2016-09-07 | 深圳市新宇腾跃电子有限公司 | A kind of preparation method of single-use skin surface dry electrode based on Flexible PCB |
WO2018163881A1 (en) * | 2017-03-07 | 2018-09-13 | アルプス電気株式会社 | Electrode for biological information measurement and method for producing electrode for biological information measurement |
CN107582048A (en) * | 2017-10-16 | 2018-01-16 | 中国人民解放军海军总医院 | A kind of flexible electrocardioelectrode |
CN107951484A (en) * | 2017-12-01 | 2018-04-24 | 电子科技大学 | A kind of dismountable suppression active dry electrode of motion artifacts fabric electrocardio |
CN117224127A (en) * | 2022-06-08 | 2023-12-15 | 深圳先进技术研究院 | Conductive film and preparation method and application thereof |
Family Cites Families (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3566860A (en) | 1968-12-20 | 1971-03-02 | United Aircraft Corp | Carbon-impregnated body electrode |
US3911906A (en) | 1974-04-24 | 1975-10-14 | Survival Technology | Dry applied and operably dry electrode device |
US5197471A (en) * | 1990-05-24 | 1993-03-30 | Otero Servio T A | Dry medical electrode |
EP0532408A1 (en) | 1991-09-13 | 1993-03-17 | Saint-Gobain Vitrage International | Proton-conducting polymer and its use as electrolyte in electrochemical devices |
CA2379268A1 (en) * | 2002-03-26 | 2003-09-26 | Hans Kolpin | Skin impedance matched biopotential electrode |
PT102999A (en) | 2003-07-18 | 2005-01-31 | Univ Aveiro | A DRY AND ACTIVE TYPE ELECTRODE FOR BIO-POTENTIAL MONITORING |
WO2006064447A2 (en) * | 2004-12-14 | 2006-06-22 | Philips Intellectual Property & Standards Gmbh | Monitoring system for monitoring of a physiological parameter of a recipient |
-
2009
- 2009-12-11 PT PT104882A patent/PT104882A/en unknown
- 2009-12-15 WO PCT/IB2009/055758 patent/WO2011070403A1/en active Application Filing
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2019209098A1 (en) * | 2018-04-25 | 2019-10-31 | Instituto Tecnológico y de Estudios Superiores de Monterrey | System, method and apparatus for assessing and monitoring muscle performance with self-adjusting feedback |
US11633140B2 (en) | 2018-04-25 | 2023-04-25 | Instituto Tecnológico y de Estudios Superiores de Monterrey | System, method and apparatus for assessing and monitoring muscle performance with self-adjusting feedback |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
WO2011070403A1 (en) | 2011-06-16 |
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---|---|---|
PT104882A (en) | A DRY AND ACTIVE ELECTRODE FOR BIO-SIGNS USING AS AN INTERFACE MATERIAL AN ORGANIC-INORGANIC HYBRID | |
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Xu et al. | Textile-structured electrodes for electrocardiogram | |
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Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
BB1A | Laying open of patent application |
Effective date: 20100503 |
|
PC3A | Transfer or assignment |
Owner name: UNIVERSIDADE DE AVEIRO, PT Effective date: 20121004 |