RU2596011C2 - Датчик проводимости кожи - Google Patents
Датчик проводимости кожи Download PDFInfo
- Publication number
- RU2596011C2 RU2596011C2 RU2013144060/14A RU2013144060A RU2596011C2 RU 2596011 C2 RU2596011 C2 RU 2596011C2 RU 2013144060/14 A RU2013144060/14 A RU 2013144060/14A RU 2013144060 A RU2013144060 A RU 2013144060A RU 2596011 C2 RU2596011 C2 RU 2596011C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- skin
- skin conductivity
- electrode
- electrodes
- user
- Prior art date
Links
- YJLRJYXTJMOKRX-UHFFFAOYSA-N CC(CC1)CC1P Chemical compound CC(CC1)CC1P YJLRJYXTJMOKRX-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
- A61B5/0531—Measuring skin impedance
- A61B5/0533—Measuring galvanic skin response
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/6802—Sensor mounted on worn items
- A61B5/681—Wristwatch-type devices
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
- A61B2562/12—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements
- A61B2562/125—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements characterised by the manufacture of electrodes
Abstract
Группа изобретений относится к медицинской технике. Датчик проводимости кожи содержит, по меньшей мере, два сухих электрода и выполнен с возможностью восприятия проводимости кожи пользователя между, по меньшей мере, двумя сухими электродами, где, по меньшей мере, один из электродов представляет собой сухой накожный электропроводный электрод для обеспечения контакта с кожей пользователя. Для того чтобы выполнить сухой накожный электропроводный электрод для продолжительных измерений, которые не вызывают проблем у пользователя при обеспечении хорошего уровня сигнала, электрод содержит материал, выполненный из благородного металла, легированного, по меньшей мере, одной легирующей примесью, выбранной из группы, состоящей из водорода, лития, натрия, калия, рубидия, цезия и бериллия, где материал расположен на внешней поверхности электрода для обеспечения границ раздела с кожей. Группа изобретений также относится к браслету и системе обнаружения эмоционального события. 3 н. и 10 з.п. ф-лы, 7 ил.
Description
ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Настоящее изобретение относится к датчику проводимости кожи, содержащему, по меньшей мере, два сухих электрода, выполненному с возможностью восприятия проводимости кожи пользователя между, по меньшей мере, двумя сухими электродами. Настоящее изобретение также относится к браслету, содержащему такой датчик проводимости кожи, и к системе обнаружения эмоционального события, содержащей такой датчик проводимости кожи.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Известно, что проводимость кожи пользователя связана с уровнем активности центральной нервной системы пользователя. Все, что касается эмоций пользователя, активирует потовые железы в коже, что приводит к улучшению пути прохождения электрического тока через кожу человека. Например, в известном детекторе лжи или полиграфе используется датчик проводимости кожи, который присоединяется к ладони или к пальцам.
Как правило, для датчиков проводимости кожи используются гелевые электроды. Эти гелевые электроды обеспечивают высокий уровень сигнала. Однако длительное ношение гелевых электродов вызывает нежелательные побочные эффекты, такие как белый отек кожи, вызванный гидратацией.
При продолжительном периоде измерения датчик проводимости кожи должен быть удобным для пользователя. В статье Минг-Жера Поха, Николаса С. Свенсона и Розалинды W. Пикард “Носимый датчик для бесконтактной долговременной оценки электрокожной активности”, Труды ИИЭР по биомедицинской технике, т.57, №5 (2010) с.1243-1252 (“A Wearable Sensor for Unobtrusive, Long-Term Assessment of Electrodermal Activity”, Ming-Zher Poh, Nicholas C. Swenson, and Rosalind W. Picard, IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. 57, №5 (2010) 1243-1252) описан интегральный датчик, носимый на запястье. Этот датчик имеет Ag/AgCl электроды и проводящий гель не наносится на электроды. Однако длительное ношение этого устройства из Ag/AgCl материала вызывает коричневую окраску кожи за счет инжекции ионов серебра в кожу, что является нежелательным побочным эффектом.
Различные типы электродов для различных применений раскрыты в патентах US 3681136, US 2010/0049079 A1, EP 2172240 A1, US 2009/0069740 A1, US 4235241.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Задача настоящего изобретения состоит в обеспечении, в течение продолжительных измерений, датчика проводимости кожи, браслета и системы обнаружения эмоционального события, содержащей электроды, которые не вызывают проблем у пользователя, таких как раздражение кожи или окрашивание кожи, в то же время обеспечивая хороший уровень сигнала.
В первом аспекте настоящего изобретения представлен датчик проводимости кожи, содержащий, по меньшей мере, два сухих электрода, выполненный с возможностью восприятия проводимости кожи пользователя между, по меньшей мере, двумя сухими электродами, где, по меньшей мере, один из электродов представляет собой сухой накожный электропроводный электрод для обеспечения контакта с кожей пользователя, причем электрод содержит материал, выполненный из благородного материала, легированного, по меньшей мере, одним легирующим веществом, выбранным из группы, состоящей из водорода, лития, натрия, калия, рубидия, цезия и бериллия, где материал располагается на внешней поверхности электрода для обеспечения границы раздела с кожей.
В другом аспекте настоящего изобретения представлен браслет, который содержит такой датчик проводимости кожи.
В еще одном аспекте настоящего изобретения предложена система обнаружения эмоционального события для обнаружения эмоционального события пользователя, которая содержит такой датчик проводимости кожи, линию передачи данных, показывающих измеренную проводимость кожи, и блок обработки, выполненный с возможностью обработки переданных данных и обнаружения эмоционального события у пользователя на основании переданных данных.
Настоящее изобретение основано на идее обеспечения датчика проводимости кожи для продолжительных измерений (например, несколько часов или дней), содержащего сухие электроды с хорошей, неполяризуемой, электронной границей раздела “кожа-электрод”. Сухой накожный электропроводный электрод представляет собой электрод, который не требует использования электропроводного геля для измерений проводимости кожи, который также называется накожным электропроводным электродом, не содержащим гель. Сухой накожный электропроводный электрод, не содержащий гель, создает непосредственный контакт с кожей пользователя, таким образом, образуя границу раздела “кожа-электрод”. Граница раздела “кожа-электрод” представляет собой границу раздела между средой, где носителями заряда являются преимущественно электроны (электрод), и средой, где носителями заряда являются преимущественно ионы (кожа). Обычно такая граница раздела страдает от плохого переноса зарядов, что приводит к образованию объемного заряда. Неполяризуемая граница раздела “кожа-электрод” образуется тогда, когда на границе раздела происходит перенос зарядов. Совершенно неполяризуемая граница раздела не будет проявлять импеданса к переносу заряда, что, однако, невозможно на практике. В неполяризуемой границе раздела “кожа-электрод”, вследствие электрохимической реакции, ионы инжектируются в кожу из положительного электрода. Таким образом, электроны остаются на положительном электроде, в результате чего возникает электрический ток. На отрицательном электроде ионы поглощаются из кожи, в частности, протоны, ионы натрия или ионы калия, так как текучая среда, выделяемая потовыми железами, содержит в основном водород, натрий и калий. Ионы вводятся в металлическую матрицу материала отрицательного электрода в качестве атомов после принятия электрона.
Поскольку сухой накожный электропроводный электрод содержит благородный металл, легированный по меньшей мере одним легирующим веществом, выбранным из группы, состоящей из водорода, лития, натрия, калия, рубидия, цезия и бериллия, улучшается процесс переноса заряда (ионный обмен между кожей и материалом электрода) и, таким образом, граница раздела, что приводит к хорошей, неполяризуемой границе раздела. В этом случае, гель не нужен, и отсутствуют связанные с ним проблемы с кожей, такие как окрашивание кожи в результате введения ионов серебра в кожу.
Легирующее вещество представляет собой обычно примесный элемент, который вводится в основной материал в очень низких концентрациях, например, для того, чтобы изменить специфическое свойство основного материала. В заявленном материале благородный металл используется в качестве основного материала, поскольку эти металлы, весьма вероятно, не участвуют в электрохимической реакции с кожей. В общем, благородные металлы представляют собой группу из рутения (Ru), родия (Rh), палладия (Pd), серебра (Ag), осмия (Os), иридия (Ir), платины (Pt) и золота (Au). Благородный металл заявленного материала не должен вызывать дерматологические проблемы у пользователя. В общем, заявленный материал должен быть нетоксичным или с уровнем токсичности, который находится ниже значения, которое наносит вред пользователю. Например, даже притом, что бериллий (Ве) является токсичным, его можно использовать в качестве легирующей примеси, если концентрация легирующей примеси будет ниже значения, которое наносит вред пользователю.
Предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения определены в зависимых пунктах формулы изобретения. Следует понимать, что заявленный датчик проводимости кожи, браслет или система обнаружения эмоционального события имеет юаналогичные и/или идентичные предпочтительные варианты осуществления как заявленный накожный электропроводный электрод и как определено в зависимых пунктах формулы изобретения.
Согласно первому варианту осуществления благородный металл представляет собой, по меньшей мере, один элемент, выбранный из группы из золота, палладия и платины. Эти благородные металлы особенно пригодны в сочетании с легирующими веществами, упомянутыми выше.
Кроме того, во втором варианте осуществления легирующее вещество представляет собой литий, натрий или калий. Эти легирующие вещества особенно пригодны при использовании благородных металлов. В частности, атомы этих легирующих веществ имеют относительно высокую подвижность из-за их относительно малого атомного радиуса.
Возможна любая комбинация вышеупомянутых элементов первого варианта осуществления и элементов второго варианта осуществления. В одном варианте осуществления легирующее вещество представляет собой элемент из первой группы периодической таблицы или одновалентный элемент. Кроме того, в варианте осуществления легирующим веществом является щелочной металл. Щелочные металлы представляют собой группу из лития (Li), натрия (Na), калия (K), рубидия (Rb), цезия (Cs) и франция (Fr).
В предпочтительном варианте осуществления материал выполнен из золота, палладия или платины, и легирующее вещество представляет собой литий, таким образом: золото, легированное литием, палладий, легированный литием или платина, легированная литием. Поскольку атомы лития имеют малый атомный радиус и, таким образом, высокую подвижность, диффузионные процессы сводятся к минимуму.
В другом предпочтительном варианте осуществления материал выполнен из золота, и легирующее вещество представляет собой литий, натрий или калий.
В другом варианте осуществления разность потенциалов ионизации между благородным металлом и легирующим веществом находится на или выше уровня, на котором предотвращается участие благородного металла в электрохимической реакции с кожей. Таким образом, также предотвращается инжекция ионов благородных металлов в кожу в результате электрохимической реакции.
Согласно другому варианту осуществления концентрация легирующего вещества составляет от 0,1 до 5%, в частности от 0,5 до 3%, в частности, от 0,7 до 1,3%, в частности приблизительно 1%±0,2%. Это достигается тем, что концентрация легирующего вещества является достаточно высокой для предотвращения обеднения и достаточно низкой для изменения основных свойств благородного металла.
Согласно настоящему изобретению материал располагается на внешней поверхности электрода для сопряжения с кожей. Это позволяет заявленному материалу находиться в непосредственном контакте с кожей.
В другом варианте осуществления электрод содержит внешний слой, который сформирован из материала. Таким образом, требуется только тонкий внешний слой заявленного материала, что уменьшает стоимость, так как оставшуюся часть электрода можно выполнить из более дешевого материала.
В разновидности варианта осуществления, описанного выше, электрод дополнительно содержит внутренний слой под внешним слоем. Это позволяет обеспечить электроду большую стабильность и уменьшить производственные затраты.
В частности, в этой разновидности внутренний слой выполнен из никеля и/или латуни. Это позволяет уменьшить производственные затраты, так как эти материалы обычно дешевле благородных металлов.
В варианте осуществления датчика проводимости кожи, два сухих электрода содержат одинаковый материал, в частности заявленный материал. В альтернативном варианте осуществления датчика проводимости кожи два сухих электрода содержат различные материалы. В одном варианте осуществления, положительный электрод содержит заявленный материал. Альтернативно или в общем отрицательный электрод содержит заявленный материал.
В варианте осуществления браслета или датчика проводимости кожи, по меньшей мере, два сухих электрода размещаются с возможностью обеспечения контакта с ладонной стороной запястья пользователя. Следовательно, можно получить хорошее измерение, поскольку ладонная сторона запястья является областью, в которой проводимость кожи находится на одинаковом уровне. К тому же в этой области обычно отсутствуют волосы, которые могут повлиять на измерение.
В варианте осуществления системы обнаружения эмоционального события или датчика проводимости кожи, линия передачи данных представляет собой беспроводную линию связи между датчиком проводимости кожи и блоком обработки. Это позволяет обеспечить удобную мобильную систему.
В варианте осуществления системы обнаружения эмоционального события, блок обработки выполнен с возможностью обнаружения пика, имеющего крутой фронт и/или крутой спад в переданных данных проводимости кожи. Проводимость кожи связана с уровнем активности центральной нервной системы пользователя. Следовательно, обеспечен простой способ определения эмоциональных событий, исходя из данных проводимости кожи.
В еще одном варианте осуществления системы обнаружения эмоционального события, система содержит, по меньшей мере, один дополнительный датчик, такой как датчик частоты сердечных сокращений, например, для измерения изменений частоты сердечных сокращений, датчик дыхания, датчик крови, датчик температуры тела, датчик голоса, камеру для захвата изображения лица пользователя или т.п. Это позволяет объединить измерения, поступающие от датчика проводимости кожи, с измерениями других датчиков. Таким образом, повышается точность обнаружения эмоционального события.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Эти и другие аспекты настоящего изобретения будут очевидны из и объяснены со ссылкой на вариант(ы) осуществления описанный ниже. На следующих чертежах:
на фиг.1 показана граница раздела между кожей и двумя сухими электродами согласно варианту осуществления настоящего изобретения;
на фиг.2 показано поперечное сечение накожного электропроводного электрода согласно варианту осуществления настоящего изобретения;
на фиг.3 показана первая кривая проводимости кожи, полученная с помощью датчика проводимости кожи согласно варианту осуществления настоящего изобретения, и для сравнения - вторая кривая проводимости кожи;
на фиг.3а показаны две кривые проводимости кожи для сравнения;
на фиг.3b показана кривая проводимости кожи, полученная с помощью датчика проводимости кожи согласно варианту осуществления настоящего изобретения;
на фиг.4 показана схематичная блок-схема датчика проводимости кожи согласно варианту осуществления настоящего изобретения;
на фиг.5 показана иллюстрация браслета согласно варианту осуществления настоящего изобретения;
на фиг.6 показана иллюстрация системы обнаружения эмоционального события согласно варианту осуществления настоящего изобретения;
на фиг.7 показана кривая проводимости кожи, полученная с помощью датчика проводимости кожи согласно варианту осуществления настоящего изобретения, для определения эмоциональных событий.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
На фиг.1 показана граница раздела между кожей 10 пользователя и двумя сухими электродами 12, 13 согласно варианту осуществления настоящего изобретения. Например, когда пользователь носит датчик проводимости кожи, содержащий два сухих электрода 12, 13, два сухих электрода 12, 13 размещаются на коже пользователя. Напряжение 11 прикладывается между двумя сухими электродами 12, 13 таким образом, чтобы обеспечить положительный электрод 12 и отрицательный электрод 13. Положительный электрод 12 имеет внешнюю поверхность 15, которая граничит с кожей 10, и отрицательный электрод имеет внешнюю поверхность 19, которая граничит с кожей 10. Граница раздела “кожа-электрод” представляет собой границу раздела между средой, где носителями заряда являются преимущественно электроны (электроды 12, 13 на фиг.1), и средой, где носителями заряда являются преимущественно ионы (кожа 10 на фиг.1). Обычно такая граница раздела страдает от плохого переноса зарядов, что приводит к образованию объемного заряда.
Однако, как можно видеть на фиг.1, неполяризуемая граница раздела “кожа-электрод” образуется в случае, когда на границе раздела происходит перенос заряда. Сухие накожные электропроводные электроды 12, 13 содержат по отдельности материал, выполненный из благородного металла, помеченного буквой М, легированного, по меньшей мере, одним легирующим веществом, помеченным D1, выбранным из группы, состоящей из водорода, лития, натрия, калия, цезия и бериллия. В результате электрохимической реакции, ионы легирующего вещества, отмеченные D1+, инжектируются в кожу 10 из материала положительного электрода 12. Таким образом, электроны остаются на положительном электроде, вызывая протекание электрического тока. На отрицательном электроде 13, ионы, отмеченные D2+, поглощаются из кожи. Эти ионы D2+ представляют собой, в частности, водород, натрий или калий, так как текучая среда, выделяемая потовыми железами, содержит в основном водород, натрий и калий. Ионы D2+ входят в состав металлической матрицы материала отрицательного электрода 13 в качестве атомов D2, после принятия электрона. Поэтому улучшается процесс переноса заряда и, таким образом, граница раздела, что приводит к появлению хорошей неполяризуемой границы раздела. Облегчается ионный обмен между кожей 10 и материалом электрода 12, 13.
В варианте осуществления (фиг.1) два сухих электрода 12, 13 датчика проводимости кожи содержат различные материалы на их внешних поверхностях 15, 19. Положительный электрод 12 содержит материал, выполненный из благородного металла М1, легированного легирующим веществом D1, и отрицательный электрод 13 содержит материал, выполненный из благородного металла М2, легированного легирующим веществом D2. В альтернативном варианте осуществления два сухих электрода 12, 13 могут содержать одинаковый материал. Например, когда материал выполнен из палладия, легированного литием (Pd-Li), этот материал можно использовать для обоих электродов, положительного электрода 12 и отрицательного электрода 13, так как он является оптимальным для обоих электродов.
В первом варианте осуществления благородный металл представляет собой золото, палладий или платину или любую комбинацию, таким образом, любой сплав. Во втором варианте осуществления легирующее вещество представляет собой литий, натрий или калий. В другом варианте осуществления легирующее вещество представляет собой элемент из первой группы периодической таблицы или одновалентный элемент, в частности щелочной металл, таким образом, из группы из лития (Li), натрия (Na), калия (K), рубидия (Rb), цезия (Cs) и франция (Fr). В другом варианте осуществления в качестве легирующего вещества можно также использовать бериллий (Ве), хотя он является токсичным, если концентрация легирующего вещества ниже значения, которое наносит вред пользователю.
В предпочтительном варианте осуществления материал выполнен из золота, легированного литием (Au-Li), палладия, легированного литием (Pd-Li), или платины, легированной литием (Pt-Li). В другом предпочтительном варианте осуществления материал выполнен из золота, и легирующее вещество представляет собой литий, натрий или калий, таким образом: золота, легированного литием (Au-Li), золота, легированного натрием (Au-Na), или золота, легированного калием (Au-K). В наиболее предпочтительном варианте осуществления материал выполнен из золота, легированного литием (Au-Li), например, с концентрацией легирующего вещества от 0,1 до 5%, в частности от 0,5 до 3%, в частности от 0,7 до 1,3%, в частности 1%±0,2%. В этом случае, например, разность потенциалов ионизации между благородным металлом и легирующим веществом находится на или выше уровня, на котором предотвращается участие благородного металла в электрохимической реакции с кожей 10. Таким образом, предотвращается также инжекция ионов благородного металла в кожу 10 в результате электрохимической реакции.
На фиг.2 показано поперечное сечение накожного электропроводного электрода 12, 13 согласно варианту осуществления. Электрод 12, 13 имеет внешнюю поверхность 15, 19 для образования границы раздела с кожей 10. Материал, описанный выше, располагается на внешней поверхности 15, 19. На фиг.2 электрод 12, 13 содержит внешний слой 14, который сформирован из материала. Внешний слой 14 содержит внешнюю поверхность 15 для обеспечения границы раздела с кожей 10. Электрод 12, 13 дополнительно содержит первый внутренний слой 16, расположенный под внешним слоем 14. Электрод 12, 13 дополнительно содержит второй внутренний слой, или основной слой, 18, расположенный под первым внутренним слоем 16.
В наиболее предпочтительном варианте осуществления второй внутренний слой, или основной слой, 18 сформирован из латуни, первый внутренний слой 16 сформирован из никеля и внешний слой 14 сформирован из материала, выполненного из золота, легированного ионами одновалентного лития (Au-Li).
В примерном способе изготовления, материал второго внутреннего слоя 18, такой как латунь, в наиболее предпочтительном варианте осуществления, например, в форме пластины, полируется или наносится электрохимическое покрытие на первый внутренний слой 16, такой как никель, в наиболее предпочтительном варианте осуществления. Затем, внешний слой 14, такой как золото, легированное литием, в наиболее предпочтительном варианте осуществления наносится путем напыления. Если требуется, перед напылением внешнего слоя 14, материал можно расплавить, как, например, в закрытом кварцевом сосуде, затем охладить, потом расплющить, и можно вырезать распыляемые мишени, например, в виде круглой формы. Кроме того, если требуется, перед напылением внешнего слоя 14, поверхность первого внутреннего слоя 16 можно очистить, используя реактивное ионное травление, для того, чтобы улучшить соединение между первым внутренним слоем 16 и внешним слоем 14. Альтернативой нанесению внешнего слоя 14 с помощью напыления является совместное осаждение в вакууме с помощью испарения и/или электронно-лучевого осаждения. Например, золото можно нанести с помощью электронно-лучевого осаждения, и литий можно нанести с помощью осаждения в вакууме путем испарения из нагретого тигеля, благодаря низкой точке плавления лития. Если требуется, толщину слоя можно контролировать таким образом, чтобы можно было регулировать скорость осаждения. Хорошую стабильность внешнего слоя 14 можно, таким образом, реализовать на протяжении всего слоя. Например, внешний слой 14 может иметь толщину порядка нескольких микронов, в частности, менее чем 1 микрон.
На фиг.3 показаны кривые проводимости кожи. Измеренные значения проводимости кожи с течением времени образуют кривую проводимости кожи. По оси х отложено время, например, в минутах (мин), и по оси х отложена проводимость кожи, которая измеряется, например, в микросименсах (мкСм). Проводимость кожи, которая также называется кожно-гальванической реакцией (GSR), имеет единицу измерения электрической проводимости кожи, которая изменяется от уровня ее влажности, таким образом, активности потовых желез.
В частности, на фиг.3 показана первая кривая проводимости кожи, полученная с помощью датчика проводимости кожи согласно варианту осуществления, а именно наиболее предпочтительному варианту осуществления, описанному выше, использующего материал, выполненный из золота, легированного литием, на внешней поверхности электрода. Эта первая кривая проводимости кожи иллюстрирована обычной сплошной линией. Для сравнения, на фиг.3 также показана вторая кривая проводимости кожи, иллюстрированная сплошной линией с кружочками, причем в этом случае использовался традиционный электрод, имеющий никель на внешней поверхности. На фиг.3 можно четко увидеть улучшенный уровень сигнала первой кривой (Au-Li) проводимости кожи по сравнению со второй кривой (Ni) проводимости кожи. Если бы использовался нелегированный золотой материал (Au) на внешней поверхности материала электрода, уровень сигнала соответствующей кривой проводимости кожи (не показан на фиг.3) был бы даже ниже, чем с никелевым (Ni) электродом. Только в целях сравнения это проиллюстрировано на фиг.3а, на котором показана кривая проводимости кожи, полученная с помощью датчика проводимости кожи, имеющего традиционный никелевый (Ni) электрод, и кривая проводимости кожи, полученная с помощью датчика проводимости кожи, имеющего золотой (Au) электрод.
Используя электрод, содержащий материал, выполненный из золота, легированного калием (Au-K), или золота, легированного натрием (Au-Na), можно получить аналогичные результаты, как и в случае материала, выполненного из золота, легированного литием (Au-Li). Однако при использовании калия и натрия существует большой период увеличения сигнала, по сравнению с использованием лития после первого применения в результате процессов диффузии. Чтобы достигнуть стабильного уровня, для проводимости кожи требуется больше времени по сравнению с примером (Au-Li), показанным на фиг.3. Этот пример проиллюстрирован на фиг.3, на котором показана кривая проводимости кожи, полученная с помощью датчика проводимости кожи, содержащего электрод, содержащий золото, легированное натрием (Au-Na). На фиг.3b можно видеть медленный рост сигнала. Это можно объяснить разницей в радиусе между натрием, калием и литием: радиус калия составляет 138 мкм, радиус натрия 102 мкм и радиус лития 76 мкм. Чем меньше ион, тем легче он проникает в кожу благодаря своей повышенной подвижности.
Аналогичные результаты, которые показаны для золота, легированного литием, калием или натрием, можно также получить путем легирования платины литием, калием или натрием.
На фиг.4 показана схематичная блок-схема датчика 20 проводимости кожи согласно варианту осуществления. Датчик 20 проводимости кожи содержит два сухих электрода 12, 13. Датчик 20 проводимости кожи дополнительно содержит генератор 22 напряжения для прикладывания напряжения 11, в частности постоянного напряжения, между двумя электродами 12, 13. Обычно прикладывается маленькое напряжение, например, менее чем 1,2 В. Такое маленькое напряжение наводит маленький ток, например, порядка 1 мкА, протекающий через кожу. Датчик 20 проводимости кожи дополнительно содержит блок 24 измерения для измерения тока или падения напряжения между двумя электродами 12, 13. Аналого-цифровой преобразователь 25 датчика 20 проводимости кожи оцифровывает измеренный ток или падение напряжения. Датчик проводимости кожи дополнительно содержит блок 26 вычисления, такой как процессор, для вычисления проводимости кожи на основании измеренного тока или падения напряжения. Следует понимать, что можно также вычислить сопротивление кожи, которое обратно пропорционально проводимости кожи.
Измеренное значение проводимости кожи, или кривую проводимости кожи, можно, например, передать с помощью передатчика 28 по беспроводной линии передачи. Дополнительно или альтернативно, эти измеренные значения проводимости кожи можно сохранить в блоке 29 памяти.
Датчик 20 проводимости кожи содержит корпус 27. Все или только некоторые из компонентов, описанных выше, можно выполнить как одно целое в корпусе 27. Однако некоторые компоненты могут также представлять собой отдельные части. В частности, электроды 12, 13 могут быть отдельными частями.
На фиг.5 показан браслет согласно варианту осуществления. Браслет 30 содержит датчик 20 проводимости кожи, как описано выше, в частности, как проиллюстрировано на фиг.4. Браслет 30 содержит часть 31 материала браслета, например, выполненную из текстиля или пластмассы, которая образует петлю вокруг запястья пользователя. Даже в случае вызываемого браслета, браслет 30 можно также носить вокруг лодыжки или другой подходящей части тела. Два сухих электрода 12, 13 выполнены как одно целое с браслетом 30, в частности, как одно целое с частью 31 материала браслета. Два сухих электрода 12, 13 размещаются таким образом, чтобы они обеспечивали контакт с ладонной стороной запястья в случае, когда пользователь носит браслет 30. На фиг.5 электроды 12, 13 имеют круглую форму, однако можно использовать любую другую подходящую форму электродов. В частности, на фиг.5 электроды 12, 13 имеют форму пуговиц одежды. Корпус 27 содержит генератор 22 напряжения, блок 24 измерения и блок 26 вычисления. Два электрода 12, 13 представляют собой отдельные части и соединены с корпусом 27 посредством проводов, расположенных в пределах браслета. Альтернативно, два электрода 12, 13 можно также выполнить как одно целое с корпусом 24. На фиг.5 передатчик 28 для беспроводной передачи измеренных значений проводимости кожи выполнен как одно целое с корпусом 27.
На фиг.6 показана система обнаружения эмоционального события согласно варианту осуществления. Система обнаружения эмоционального события обнаруживает эмоциональное событие пользователя. Система содержит датчик 20 проводимости кожи, который выполнен как одно целое с браслетом 30, показанным на фиг.6. Браслет 30, показанный на фиг.6, может, например, представлять собой браслет варианта осуществления, показанного на фиг.5. Система дополнительно содержит блок 34 обработки, выполненный с возможностью обработки переданных данных и обнаружения эмоционального события у пользователя на основании переданных данных. Блок 34 обработки может представлять собой отдельную часть. Система также содержит линию 32 передачи между датчиком 20 проводимости кожи и блоком 34 обработки для передачи данных, показывающих измеренную проводимость кожи, например, измеренные значения проводимости кожи. Передатчик в браслете 30, такой как передатчик 28, показанный на фиг.5 или фиг.4, передает данные, показывающие измеренную проводимость кожи, в приемник блока 34 обработки по беспроводной линии 32 передачи. Линия 32 передачи, иллюстрированная на фиг.6, представляет собой беспроводную линию связи. Однако возможны также и другие каналы передачи, такие как передача с помощью загрузки данных из памяти или использование кабеля. Хотя это не проиллюстрировано на фиг.6, система может содержать, по меньшей мере, один дополнительный датчик, такой как датчик частоты сердечных сокращений, например, для измерения изменений частоты сердечных сокращений, датчик дыхания, датчик крови, датчик температуры тела, датчик голоса, камера для захвата изображения лица пользователя или т.п. Каждый из этих дополнительных датчиков можно выполнить с возможностью передачи измеренных данных в блок 34 обработки. Блок 34 обработки может затем объединить измерения, выполненные датчиком проводимости кожи, с измерениями других датчиков для того, чтобы повысить точность обнаружения эмоционального события.
На фиг.7 показана кривая проводимости кожи, полученная с помощью датчика проводимости кожи согласно варианту осуществления, в частности, измеренная с помощью датчика проводимости кожи или браслета, как описано ранее. Кривая проводимости кожи показывает несколько часов измерения. Блок 34 обработки, показанный на фиг.6, выполнен с возможностью обнаружения крутого фронта и/или крутого спада в переданных данных проводимости кожи, в частности, обнаружения пиков с очень крутым фронтом и более пологим спадом. Таким образом, можно обнаружить эмоциональное событие. Проводимость кожи связана с уровнем активности центральной нервной системы пользователя. Все, что касается эмоций пользователя, активирует потовые железы в коже, что приводит к улучшению пути прохождения электрического тока через кожу человека. Следовательно, создан простой способ определения эмоциональных событий, исходя из данных проводимости кожи.
Хотя настоящее изобретение было иллюстрировано и описано подробно на чертежах и в вышеизложенном описании, такую иллюстрацию и описание следует рассматривать как иллюстративные или приведенные в качестве примера и неограничивающие; при этом изобретение не ограничивается раскрытыми вариантами осуществления. Специалисты в данной области техники могут понять и выполнить другие изменения в раскрытых вариантах осуществления при практическом осуществлении заявленного изобретения, исходя из изучения чертежей, описания и прилагаемой формулы изобретения.
В формуле изобретения слово “содержащий” не исключает другие элементы или этапы, и существительные в форме единственного числа не исключают множественного числа. Один элемент или иной блок может выполнять функции нескольких элементов, указанных в формуле изобретения. Тот лишь факт, что определенные меры указаны во взаимно различных зависимых пунктах, не говорит о том, что нельзя выгодно использовать комбинацию этих мер.
Любые ссылочные позиции в формуле изобретения не следует рассматривать как ограничивающие объем настоящего изобретения.
Claims (13)
1. Датчик (20) проводимости кожи, содержащий, по меньшей мере, два сухих электрода, выполненный с возможностью восприятия проводимости кожи пользователя между, по меньшей мере, двумя сухими электродами, причем, по меньшей мере, один из электродов представляет собой сухой накожный электропроводный электрод (12, 13) для обеспечения контакта с кожей (10) пользователя, указанный электрод (12, 13) содержит материал, выполненный из благородного металла, легированного по меньшей мере одним легирующим веществом, выбранным из группы, содержащей водород, литий, натрий, калий, рубидий, цезий и бериллий, причем материал расположен на внешней поверхности (15) электрода (12, 13) для обеспечения границы раздела с кожей (10).
2. Датчик проводимости кожи по п. 1, в котором благородный металл представляет собой, по меньшей мере, один элемент, выбранный из группы, состоящей из золота, палладия и платины.
3. Датчик проводимости кожи по п. 1, в котором легирующее вещество представляет собой литий, натрий или калий.
4. Датчик проводимости кожи по п. 1, в котором благородный металл представляет собой золото, палладий или платину, и легирующее вещество представляет собой литий.
5. Датчик проводимости кожи по п. 1, в котором разность потенциалов ионизации между благородным металлом и легирующим веществом находится на или выше уровня, на котором предотвращается участие благородного металла в электрохимической реакции с кожей (10).
6. Датчик проводимости кожи по п. 1, в котором концентрация легирующего вещества составляет от 0,1 до 5%.
7. Датчик проводимости кожи по п. 1, в котором электрод (12, 13) содержит внешний слой (14), который сформирован из указанного материала, выполненного из благородного металла, легированного по меньшей мере одним легирующим веществом, выбранным из группы, содержащей водород, литий, натрий, калий, рубидий, цезий и бериллий.
8. Датчик проводимости кожи по п. 7, в котором электрод (12, 13) дополнительно содержит, по меньшей мере, один внутренний слой (16, 18) под внешним слоем (14).
9. Датчик проводимости кожи по п. 1, дополнительно содержащий:
- генератор (22) напряжения для приложения напряжения между, по меньшей мере, двумя электродами (12, 13),
- блок (24) измерения для измерения тока между, по меньшей мере, двумя электродами (12, 13), и
- блок (26) вычисления для вычисления проводимости кожи на основании измеренного тока.
- генератор (22) напряжения для приложения напряжения между, по меньшей мере, двумя электродами (12, 13),
- блок (24) измерения для измерения тока между, по меньшей мере, двумя электродами (12, 13), и
- блок (26) вычисления для вычисления проводимости кожи на основании измеренного тока.
10. Браслет (30), содержащий датчик (20) проводимости кожи по п. 1.
11. Браслет по п. 10, в котором, по меньшей мере, два электрода размещены с возможностью обеспечения контакта с ладонной стороной запястья пользователя.
12. Система обнаружения эмоционального события пользователя, содержащая:
- датчик (20) проводимости кожи по п. 1,
- линию (32) передачи для передачи данных, показывающих измеренную проводимость кожи, и
- блок (34) обработки, выполненный с возможностью обработки переданных данных и обнаружения эмоционального события пользователя на основании переданных данных.
- датчик (20) проводимости кожи по п. 1,
- линию (32) передачи для передачи данных, показывающих измеренную проводимость кожи, и
- блок (34) обработки, выполненный с возможностью обработки переданных данных и обнаружения эмоционального события пользователя на основании переданных данных.
13. Система обнаружения эмоционального события по п. 12, в которой линия (32) передачи представляет собой беспроводную линию связи между датчиком (20) проводимости кожи и блоком (34) обработки.
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
EP11156641 | 2011-03-02 | ||
EP11156641.0 | 2011-03-02 | ||
PCT/IB2012/050528 WO2012117304A1 (en) | 2011-03-02 | 2012-02-06 | Dry skin conductance electrode |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
RU2013144060A RU2013144060A (ru) | 2015-04-10 |
RU2596011C2 true RU2596011C2 (ru) | 2016-08-27 |
Family
ID=45607800
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
RU2013144060/14A RU2596011C2 (ru) | 2011-03-02 | 2012-02-06 | Датчик проводимости кожи |
Country Status (7)
Country | Link |
---|---|
US (2) | US20130338470A1 (ru) |
EP (1) | EP2680749B1 (ru) |
JP (1) | JP6159261B2 (ru) |
CN (1) | CN103501695B (ru) |
BR (1) | BR112013021979B1 (ru) |
RU (1) | RU2596011C2 (ru) |
WO (1) | WO2012117304A1 (ru) |
Families Citing this family (16)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US20130338470A1 (en) | 2011-03-02 | 2013-12-19 | Koninklijke Philips N.V. | Dry skin conductance electrode |
US10448874B2 (en) | 2013-03-12 | 2019-10-22 | Koninklijke Philips N.V. | Visit duration control system and method |
EP3136958A1 (en) * | 2014-04-30 | 2017-03-08 | Galvanic Limited | An electrodermal activity sensor |
US9833164B2 (en) | 2014-05-30 | 2017-12-05 | Microsoft Technology Licensing, Llc | Ring-shaped skin sensor |
US10123710B2 (en) | 2014-05-30 | 2018-11-13 | Microsoft Technology Licensing, Llc | Optical pulse-rate sensor pillow assembly |
EP3154426B1 (en) | 2014-06-12 | 2023-03-22 | Koninklijke Philips N.V. | Circadian phase detection system |
CN104107049B (zh) * | 2014-07-04 | 2016-04-27 | 深圳市宏电技术股份有限公司 | 一种基于皮肤电导率的运动状态监测方法及系统 |
WO2016050551A1 (en) * | 2014-09-30 | 2016-04-07 | Koninklijke Philips N.V. | Wearable device for skin conductance measurement |
US10076254B2 (en) * | 2014-12-16 | 2018-09-18 | Microsoft Technology Licensing, Llc | Optical communication with optical sensors |
KR101661902B1 (ko) * | 2015-06-24 | 2016-10-04 | 주식회사 웨이웨어러블 | 휴대용 피부상태 측정장치, 피부상태 분석방법 및 이를 이용한 프로그램 |
KR20170130370A (ko) * | 2016-04-14 | 2017-11-28 | 선전 구딕스 테크놀로지 컴퍼니, 리미티드 | 정서 감지 스마트 단말기 및 그 감지방법 |
CN109640811B (zh) * | 2016-07-18 | 2023-06-16 | 皇家飞利浦有限公司 | 用于评估心理生理反应性的设备 |
US11331019B2 (en) | 2017-08-07 | 2022-05-17 | The Research Foundation For The State University Of New York | Nanoparticle sensor having a nanofibrous membrane scaffold |
US11502545B2 (en) | 2020-05-29 | 2022-11-15 | Puthalath Koroth Raghuprasad | Watch charging assembly |
CN112057090B (zh) * | 2020-09-04 | 2021-10-29 | 浙江大学 | 基于体表极低频电势差特征的情绪判断穿戴式设备和方法 |
RU2763700C1 (ru) * | 2020-10-30 | 2021-12-30 | Самсунг Электроникс Ко., Лтд. | Способ мониторинга гидратации живого организма |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3681136A (en) * | 1970-03-02 | 1972-08-01 | Intern Biophysics Corp | Metal-metal salt electrodes and process |
US4235241A (en) * | 1977-09-08 | 1980-11-25 | Tdk Electronics Co., Ltd. | Electrodes for living body |
RU2320378C2 (ru) * | 2001-10-24 | 2008-03-27 | Пауэр Пэйпер Лтд. | Накожный аппликатор |
EP2172240A1 (en) * | 2008-09-09 | 2010-04-07 | Biosense Webster | Force-sensing catheter with bonded center strut |
Family Cites Families (29)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5003978A (en) * | 1985-08-21 | 1991-04-02 | Technology 21, Inc. | Non-polarizable dry biomedical electrode |
JPH04158835A (ja) * | 1990-10-22 | 1992-06-01 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 発汗センサおよび発汗センシング法 |
US5415176A (en) | 1991-11-29 | 1995-05-16 | Tanita Corporation | Apparatus for measuring body fat |
JP2716361B2 (ja) * | 1994-02-16 | 1998-02-18 | 株式会社アドバンス | 生体用プリント電極 |
JP3734350B2 (ja) | 1997-10-17 | 2006-01-11 | 株式会社タニタ | 体内脂肪量計および体内脂肪量計付き体重計 |
US6415176B1 (en) * | 1999-10-18 | 2002-07-02 | Massachusetts Institute Of Technology | Sensing and display of skin conductivity |
US7261690B2 (en) * | 2000-06-16 | 2007-08-28 | Bodymedia, Inc. | Apparatus for monitoring health, wellness and fitness |
TW505513B (en) * | 2000-11-30 | 2002-10-11 | Sanyo Electric Co | Massager and electronic machine with controller |
JP2005500116A (ja) * | 2001-08-24 | 2005-01-06 | グルコセンス、インコーポレイテッド | 生体信号センサと、そのセンサに関連したアプリケーションを組み入れた生体信号を記録するための装置 |
US7630759B2 (en) * | 2002-05-20 | 2009-12-08 | Epi-Sci, Llc | Method and system for detecting electrophysiological changes in pre-cancerous and cancerous breast tissue and epithelium |
US7052472B1 (en) * | 2002-12-18 | 2006-05-30 | Dsp Diabetes Sentry Products, Inc. | Systems and methods for detecting symptoms of hypoglycemia |
US20040158166A1 (en) * | 2003-02-10 | 2004-08-12 | Levengood William C. | Method and apparatus for detecting, recording and analyzing spontaneously generated transient electric charge pulses in living organisms |
US7479133B2 (en) * | 2003-06-30 | 2009-01-20 | Johnson & Johnson Consumer Companies, Inc. | Methods of treating acne and rosacea with galvanic generated electricity |
EP1681996B1 (en) * | 2003-11-12 | 2013-03-27 | Covidien LP | Biomedical snap electrode having adhesive conductive tape |
EP2035081A2 (en) | 2006-06-22 | 2009-03-18 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Iontophoretic electrotransport device |
US20080091089A1 (en) * | 2006-10-12 | 2008-04-17 | Kenneth Shane Guillory | Single use, self-contained surface physiological monitor |
EP1964512A3 (en) * | 2007-02-28 | 2008-10-29 | Sysmex Corporation | Method of measuring skin conductance, method of analyzing component concentration, skin conductive measuring apparatus, and component concentration analyzer |
US20080262376A1 (en) * | 2007-04-17 | 2008-10-23 | Proactive Health Devices, Inc. | Wireless sensor system for monitoring skin condition using the body as communication conduit |
CN100546538C (zh) * | 2007-06-13 | 2009-10-07 | 中国科学院半导体研究所 | 一种制作皮肤干电极的方法 |
FR2919923B1 (fr) | 2007-08-08 | 2009-10-30 | Astrium Sas Soc Par Actions Si | Dispositif passif a micro boucle fluide a pompage capillaire |
US20090069740A1 (en) * | 2007-09-07 | 2009-03-12 | Polyplus Battery Company | Protected donor electrodes for electro-transport drug delivery |
WO2009033181A1 (en) * | 2007-09-07 | 2009-03-12 | Emsense Corporation | Integrated sensor headset |
JP2009174948A (ja) * | 2008-01-23 | 2009-08-06 | National Institute For Environmental Studies | 電気化学測定装置の製造方法 |
DE102008013731B3 (de) * | 2008-03-11 | 2009-09-17 | Heike Schmidt | Leistungsindikator für Patienten mit ADS-Syndrom |
CN101998840A (zh) * | 2008-03-31 | 2011-03-30 | 奥纳波莱波公司 | 非侵入性的确定体液中物质浓度的方法和装置 |
US8140143B2 (en) * | 2009-04-16 | 2012-03-20 | Massachusetts Institute Of Technology | Washable wearable biosensor |
ES2617760T3 (es) * | 2009-11-13 | 2017-06-19 | Johnson & Johnson Consumer Inc. | Dispositivo galvánico para tratamiento de la piel |
TWI392479B (zh) * | 2010-08-20 | 2013-04-11 | Univ Nat Chiao Tung | 用於生理訊號量測感測器之乾式電極 |
US20130338470A1 (en) | 2011-03-02 | 2013-12-19 | Koninklijke Philips N.V. | Dry skin conductance electrode |
-
2012
- 2012-02-06 US US14/002,503 patent/US20130338470A1/en not_active Abandoned
- 2012-02-06 CN CN201280011229.4A patent/CN103501695B/zh active Active
- 2012-02-06 JP JP2013555952A patent/JP6159261B2/ja active Active
- 2012-02-06 RU RU2013144060/14A patent/RU2596011C2/ru active
- 2012-02-06 EP EP12704328.9A patent/EP2680749B1/en active Active
- 2012-02-06 WO PCT/IB2012/050528 patent/WO2012117304A1/en active Application Filing
- 2012-02-06 BR BR112013021979-3A patent/BR112013021979B1/pt active IP Right Grant
-
2017
- 2017-07-10 US US15/644,894 patent/US10694969B2/en active Active
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3681136A (en) * | 1970-03-02 | 1972-08-01 | Intern Biophysics Corp | Metal-metal salt electrodes and process |
US4235241A (en) * | 1977-09-08 | 1980-11-25 | Tdk Electronics Co., Ltd. | Electrodes for living body |
RU2320378C2 (ru) * | 2001-10-24 | 2008-03-27 | Пауэр Пэйпер Лтд. | Накожный аппликатор |
EP2172240A1 (en) * | 2008-09-09 | 2010-04-07 | Biosense Webster | Force-sensing catheter with bonded center strut |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
CN103501695B (zh) | 2016-09-28 |
US10694969B2 (en) | 2020-06-30 |
WO2012117304A1 (en) | 2012-09-07 |
JP2014514002A (ja) | 2014-06-19 |
BR112013021979B1 (pt) | 2021-09-08 |
CN103501695A (zh) | 2014-01-08 |
EP2680749A1 (en) | 2014-01-08 |
BR112013021979A2 (pt) | 2018-06-12 |
US20130338470A1 (en) | 2013-12-19 |
JP6159261B2 (ja) | 2017-07-05 |
EP2680749B1 (en) | 2017-04-12 |
US20170303812A1 (en) | 2017-10-26 |
RU2013144060A (ru) | 2015-04-10 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
RU2596011C2 (ru) | Датчик проводимости кожи | |
Ferrari et al. | Ultraconformable temporary tattoo electrodes for electrophysiology | |
Prohaska et al. | Thin-film multiple electrode probes: Possibilities and limitations | |
Yoo et al. | A wearable ECG acquisition system with compact planar-fashionable circuit board-based shirt | |
US5954685A (en) | Electrochemical sensor with dual purpose electrode | |
US3752151A (en) | Disposable medical electrode with laminate contact member | |
US20180116546A1 (en) | Dry electrode for bio-potential and skin impedance sensing and method of use | |
KR101851107B1 (ko) | 심전도(ecg) 파형 측정을 위한 전극 구조 | |
Muhlsteff et al. | Dry electrodes for monitoring of vital signs in functional textiles | |
US20220192568A1 (en) | Ring-shaped biometric signal sensing device | |
US20180117302A1 (en) | A wet/dry convertible electrode and method of use | |
JP6073745B2 (ja) | 生体電極および衣類 | |
JP2005521458A (ja) | 突起をもつ電極を有するモニタリングシステム | |
CN110179454A (zh) | 一种超薄、高信噪比的柔性运动健康监测系统 | |
Park et al. | Flexible galvanic skin response sensor based on vertically aligned silver nanowires | |
Anusha et al. | Dry electrode optimization for wrist-based electrodermal activity monitoring | |
JP6228086B2 (ja) | 生体信号取得装置および方法 | |
Yang et al. | Wearable Organic Electrochemical Transistor Array for Skin‐Surface Electrocardiogram Mapping Above a Human Heart | |
EP3570741A1 (fr) | Dispositif textile de mesure de l'activité électro-physiologique d'un sujet | |
Shen et al. | A fully flexible hydrogel electrode for daily EEG monitoring | |
JP3745469B2 (ja) | 皮膚抵抗の計測装置 | |
CN108836329A (zh) | 基于一体化电极模型和导电涂层的肌电干电极及其制法 | |
US20030055357A1 (en) | Method and apparatus for determining electrical parameters of a body | |
Kim et al. | Study on reusable electrodes for personal electrocardiography | |
JPH04158835A (ja) | 発汗センサおよび発汗センシング法 |