RU2612508C2 - Носимое устройство и способ его изготовления - Google Patents

Носимое устройство и способ его изготовления Download PDF

Info

Publication number
RU2612508C2
RU2612508C2 RU2014106218A RU2014106218A RU2612508C2 RU 2612508 C2 RU2612508 C2 RU 2612508C2 RU 2014106218 A RU2014106218 A RU 2014106218A RU 2014106218 A RU2014106218 A RU 2014106218A RU 2612508 C2 RU2612508 C2 RU 2612508C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
skin
electrical conductivity
wearable device
electrodes
user
Prior art date
Application number
RU2014106218A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2014106218A (ru
Inventor
Мартин АУВЕРКЕРК
Йоанне Хенриэтта Дезире Моник ВЕСТЕРИНК
Original Assignee
Конинклейке Филипс Н.В.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Н.В.
Publication of RU2014106218A publication Critical patent/RU2014106218A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2612508C2 publication Critical patent/RU2612508C2/ru

Links

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
    • A61B5/0531—Measuring skin impedance
    • 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 
    • 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
    • A61B5/68—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
    • 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
    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6814—Head
    • 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
    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6829—Foot or ankle
    • 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
    • A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
    • A61B5/6834—Means for maintaining contact with the body using vacuum
    • 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
    • A61B2562/16—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors
    • A61B2562/164—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors the sensor is mounted in or on a conformable substrate or carrier
    • 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
    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6824—Arm or wrist
    • 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
    • A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
    • A61B5/6831—Straps, bands or harnesses

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Gloves (AREA)
  • Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)

Abstract

Изобретения относятся к медицине. Носимое устройство, надеваемое на пользователя для измерения электропроводности кожи, содержит два электрода электропроводности кожи для контакта с кожей пользователя и участок эластичного материала, который окружает электроды, формирует поверхность материала и не пропускает газообразные и жидкие вещества. Способ изготовления носимого устройства, надеваемого на пользователя для измерения электропроводности кожи, заключается в обеспечении двух электродов электропроводности кожи для контакта с кожей пользователя и формировании участка эластичного материала, который окружает электроды, формирует поверхность материала и не пропускает газообразные и жидкие вещества. Достигается усовершенствованное измерение электропроводности для пользователей с разнотипной кожей и в различных окружающих условиях за счет стабильного микроклимата вблизи электродов, обеспечиваемого воздухонепроницаемым и водонепроницаемым эластичным материалом посредством формирования потом пользователя из потовых желез жидкостной пленки между кожей пользователя и электродами благодаря тому, что потери текучей среды из-за повторного впитывания в кожу и испарения текучей среды во внешнюю среду оказываются меньше, чем образование текучей среды потовыми железами. 2 н. и 14 з.п. ф-лы, 10 ил.

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Изобретение относится к носимому устройству, надеваемому на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя, при этом носимое устройство содержит, по меньшей мере, два электрода электропроводности кожи, в частности сухих электродов, для контакта с кожей пользователя (и измерения электропроводности кожи между упомянутыми электродами). Изобретение дополнительно относится к способу изготовления упомянутого носимого устройства.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
Как известно, электропроводность кожи пользователя зависит от уровня возбуждения пользователя. Все, что эмоционально трогает пользователя, активизирует потовые железы в коже и тем самым существеннее поддерживает путь тока через кожу. Например, в известном детекторе лжи или полиграфе применяют датчик электропроводности кожи, присоединенный к ладонной стороне руке или пальцев.
Однако электропроводность кожи можно также измерять на других частях тела пользователя. Действительно, электропроводность кожи может быть измерена во многих местах, даже с менее тонкой структурой и со сниженным отношением сигнала к шуму. Например, электропроводность кожи можно измерять на запястье пользователя с использованием запястного браслета (для измерения электропроводности кожи).
Применение запястного браслета для измерения электропроводности кожи отличается от традиционных способов измерения электропроводности кожи тем, что период измерения может быть намного продолжительнее. Упомянутый период может продолжаться больше нескольких недель. При этом требуется применение устройства сопряжения между запястным браслетом и кожей, которое не создает никаких проблем для пользователя, носящего запястный браслет, например не вызывает раздражения кожи или изменения цвета кожи.
В заявке США 2010/0268056 A1 раскрыт гибкий ремешок на запястье/кисти с датчиком для обнаружения электродермальной активности (EDA-датчика). Цепь для EDA-датчика вставлена и закреплена в гидрофобном пакете на ремешке. Для формирования пакета для цепи и формирования частей носимого ремешка применен гидрофобный воздухопроницаемый материал. Электроды размещены в гибком воздухопроницаемом материале. В некоторых вариантах осуществления материал, применяемый для упомянутого гибкого воздухопроницаемого материала, может быть таким же, как воздухопроницаемый гидрофобный материал, применяемый для формирования пакета. Запястье не является стандартным местом для измерения EDA, так как потовые железы в данном месте обычно менее чувствительны, чем потовые железы на ладонной стороне пальцев, где обычно измеряют EDA. Данная проблема в сочетании с применением сухих электродов означает, что обычно проходит, по меньшей мере, 15 минут (в зависимости от влажности и индивидуальной температуры) прежде, чем между кожей и электродами накопится достаточно влаги, чтобы продемонстрировать диапазон чувствительности на запястье.
В документе США 7052472 B1 раскрыта система для обнаружения симптомов гипогликемии в форме запястного браслета с системой измерения электропроводности. Эластометрический запястный ремешок содержит растягиваемую выемку для фиксации электронного модуля. Электроды для контакта с кожей пользователя с целью измерения электропроводности кожи расположены сверху электронного модуля на части, которая приклеена снаружи растягиваемой выемки и не окружена последней.
В заявке США 2008/0214901 A1 раскрыта носимая система контроля, содержащая, по меньшей мере, одну пару измерительных электродов, опорный электрод и электронный модуль. Множество электродов и электронный модуль закрыты одной адгезивной мембраной. Адгезивная мембрана может быть гибкой водонепроницаемой воздухопроницаемой и/или биосовместимой мембраной для поддержки адгезии узла к телу.
Проблема с упомянутыми приспособлениями может быть в том, что для некоторой процентной составляющей пользователей сигнал измерения электропроводности кожи слишком слаб для регистрации. Таким образом, для некоторых пользователей можно получить очень неудовлетворительное измерение электропроводности кожи или совсем ничего не получить. В качестве решения в заявке США 2008/0214901 A1 предлагается применить усилитель с очень высоким импедансом.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Целью изобретения является создание, в частности, для долговременного использования или измерения носимого устройства, надеваемого на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя, которое обеспечивает усовершенствованное измерение электропроводности кожи, в частности, для множества разных пользователей, имеющих разнотипную кожу, или, по существу, для каждого пользователя, и/или в различных окружающих средах. Дополнительной целью изобретения является создание способа изготовления упомянутого носимого устройства.
В соответствии с первым аспектом изобретения предлагается носимое устройство, надеваемое на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя, которое содержит, по меньшей мере, два электрода электропроводности кожи для контакта с кожей пользователя и участок эластичного материала, который окружает электроды электропроводности кожи и формирует поверхность материала. Эластичный материал участка эластичного материала не пропускает газообразные и жидкие вещества.
В соответствии с дополнительным аспектом изобретения предлагается способ изготовления носимого устройства, надеваемого на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя, при этом способ содержит этап обеспечения, по меньшей мере, два электрода электропроводности кожи для контакта с кожей пользователя и этап формирования участка эластичного материала, который окружает электроды электропроводности кожи и формирует поверхность материала. Эластичный материал участка эластичного материала не пропускает газообразные и жидкие вещества.
Основная идея изобретения заключается в обеспечении носимого устройства, в частности запястного браслета, наручного браслета, лодыжечного браслета или чего-то подобного, содержащего участок эластичного материала, окружающий (в частности, охватывающий по окружности) электроды электропроводности кожи, который выполнен из эластичного материала, который не пропускает газообразные и жидкие вещества, чтобы между кожей и электродами формировалась жидкостная пленка, когда носимое устройство надето на пользователя. В частности, эластичный материал не пропускает любые газообразные и жидкие вещества, например, и в том числе, воду, водяной пар и/или воздух. Так как эластичный материал не пропускает воздух, то эластичный материал является, в частности, воздухонепроницаемым. Так как эластичный материал не пропускает воду, то эластичный материал является, в частности, водонепроницаемым. Жидкостная пленка образуется потом пользователя из потовых желез. Благодаря применению эластичного материала, который не пропускает газообразные и жидкие вещества, обеспечивается, что потери текучей среды из-за повторного впитывания в кожу и испарения текучей среды во внешнюю среду оказываются меньше, чем образование текучей среды потовыми железами. Тем самым обеспечивается надежное измерение электропроводности кожи, по существу, для каждого пользователя и во многих различных внешних условиях. Значения электропроводности кожи всегда находятся в пределах измеримого диапазона. Таким образом, можно значительно сократить число или избавиться от так называемых «не-респондеров» при измерении электропроводности кожи. Стабильная жидкостная пленка создает стабильный микроклимат в непосредственном окружении или вблизи электродов электропроводности кожи (в частности, между электродами). Следовательно, применение участка эластичного материала, окружающего электроды для измерения электропроводности кожи, создает влажный микроклимат, приводящий к тому, что данные измерения электропроводности кожи или датчика остаются в пределах измеримого диапазона для, по существу, всех пользователей все время. Тем самым можно обеспечить высокий уровень электропроводности кожи для кожи всех типов и всех окружающих сред.
Предпочтительные варианты осуществления изобретения определены в зависимых пунктах формулы изобретения. Следует понимать, что заявленный способ изготовления имеет сходные и/или идентичные предпочтительные варианты осуществления, как заявленное носимое устройство, и определенные в зависимых пунктах формулы изобретения.
В одном варианте осуществления участок эластичного материала расположен так, что вблизи электродов электропроводности кожи герметизируется воздушная полость, когда электроды электропроводности кожи контактируют с кожей пользователя. Благодаря герметизации воздушной полости обеспечивается герметичное уплотнение небольшой зоны, окружающей электроды для измерения электропроводности кожи, относительно внешней атмосферы. Данное уплотнение дополнительно повышает качество измерения электропроводности кожи.
В одном варианте осуществления эластичный материал является полимером или резиной. Данные материалы особенно пригодны для применения в качестве эластичного материала.
В другом варианте осуществления эластичный материал является смесью полиуретановой смолы с особым соотношением компонентов смеси. Как оказалось, применение именно особого соотношения компонентов смеси полиуретановой смолы влияет на характеристики материала, в частности на проницаемость для газообразных и жидких веществ.
В модификации данного варианта осуществления смесь полиуретановой смолы изготавливают из полиэфирполиола на основе простого эфира и 4,4’-дифенилметандиизоцианата (известного также как CAS 101-68-8) в соотношении приблизительно 100:40. Данная особая смесь полиуретановых смол оказалась особенно подходящей. В частности, данный материал известен как материал типа 6120, изготавливаемый, например, компанией MTT Technologies Group.
В другом варианте осуществления электроды электропроводности кожи выступают из поверхности материала. Выступ электродов электропроводности кожи позволяет создавать герметизированную воздушную полость.
В модификации данного варианта осуществления электроды электропроводности кожи выступают на 50-1000 мкм от поверхности материала, в частности на 100-700 мкм. Приведенные расстояния выступания оказались особенно подходящими для герметизации воздушной полости.
В другом варианте осуществления носимое устройство дополнительно содержит корпусной участок, выполненный из неэластичного материала. Применение неэластичного материала для корпусного участка обеспечивает более надежное устройство.
В модификации данного варианта осуществления эластичный материал участка эластичного материала является смесью полиуретановой смолы с особым соотношении компонентов смеси, и при этом корпусной участок выполнен из такой же смеси полиуретановой смолы с отличающимся соотношением компонентов смеси. Благодаря применению такой же смеси полиуретановой смолы с отличающимися соотношениями компонентов смеси упрощают способ изготовления и/или улучшают соединение между участком эластичного материала и корпусным участком.
В другом варианте осуществления носимое устройство дополнительно содержит блок измерения электропроводности кожи, выполненный с возможностью измерения электропроводности кожи пользователя между электродами для измерения электропроводности кожи. Тем самым обеспечен датчик электропроводности кожи. Датчик электропроводности кожи встроен в носимое устройство, например запястный браслет, наручный браслет, лодыжечный браслет или подобное устройство. В частности, блок измерения или датчик электропроводности кожи может содержать генератор напряжения для подачи напряжения между, по меньшей мере, двумя электродами для измерения электропроводности кожи, чувствительный блок для измерения тока между, по меньшей мере, двумя электродами и/или вычислительный блок для вычисления электропроводности кожи по измеренному току. Измеренная электропроводность кожи формирует с течением времени данные электропроводности кожи.
В модификации данного варианта осуществления носимое устройство дополнительно выполнено с возможностью определения стрессового периода или события по измеренной электропроводности кожи (данным электропроводности кожи) пользователя. Тем самым можно распознавать стрессовые периоды в жизни пользователя. Стрессовый(ое) период или событие можно определить, например, по конкретной крутизне нарастания и/или конкретной крутизне снижения электропроводности кожи (данных электропроводности кожи). Например, стрессовый(ое) период или событие можно определить посредством определения максимума электропроводности кожи (данных электропроводности кожи), в частности максимума с более крутой крутизной нарастания и более отлогой крутизной снижения. В одной модификации само носимое устройство содержит процессорный блок, сконфигурированный с возможностью определения стрессового периода или события. В альтернативной модификации процессорный блок является отдельной частью, и носимое устройство содержит (беспроводной) передатчик для передачи данных электропроводности кожи в отдельную часть.
В модификации данного варианта осуществления блок измерения электропроводности кожи расположен, по меньшей мере, частично в корпусе. Таким образом, можно защитить электрическую цепь блока измерения электропроводности кожи.
В дополнительном варианте осуществления эластичный материал имеет эластичность, которая достаточна для следования форме запястья пользователя. Тем самым носимое устройство можно надеть на запястье пользователя. Таким образом, носимое устройство является запястным браслетом, выполненным с возможностью надевания на запястье пользователя. Измерение электропроводности кожи на запястье с использованием запястного браслета является малозаметным способом измерения.
В дополнительном варианте осуществления электроды электропроводности кожи расположены так, чтобы контактировать с ладонной стороной запястья. На ладонной стороне запястья присутствует обычно немного волос. Следовательно, можно обеспечить более надежное измерение электропроводности кожи.
В дополнительном варианте осуществления способ дополнительно содержит этап формирования корпусного участка, выполненного из неэластичного материала. Тем самым можно обеспечить более надежное устройство.
В дополнительном варианте осуществления участок эластичного материала формируют методом литьевого прессования. Данный метод представляет особенно удобный способ формирования участка эластичного материала, в частности, когда эластичный материал является полимером или резиной.
В дополнительном варианте осуществления на первом этапе литьевого прессования формируют корпусной участок, и на втором этапе литьевого прессования формируют участок эластичного материала. Данный подход обеспечивает двухэтапный процесс литьевого прессования, который особенно выгоден.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Приведенные и другие аспекты изобретения наглядно поясняются на примере нижеописанного(ых) варианта(ов) осуществления. На нижеприведенных чертежах
Фиг.1 – первый пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной блоком измерения или датчиком электропроводности кожи;
Фиг.2 – второй пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной блоком измерения или датчиком электропроводности кожи, не соответствующим изобретению;
Фиг.3 – сечение носимого устройства в соответствии с вариантом осуществления;
Фиг.4 – вид в перспективе носимого устройства в соответствии с первым вариантом осуществления;
Фиг.5 – вид в перспективе носимого устройства в соответствии со вторым вариантом осуществления;
Фиг.6 – схема способа изготовления в соответствии с вариантом осуществления;
Фиг.7 – вид в перспективе части носимого устройства, при выполнении способа, показанного на фиг.6;
Фиг.8 – первый пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной носимым устройством в соответствии с вариантом осуществления;
Фиг.9 – второй пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной носимым устройством в соответствии с вариантом осуществления; и
Фиг.10 – третий пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной носимым устройством в соответствии с вариантом осуществления.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
На фиг.1 приведен первый пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной блоком измерения или датчиком электропроводности кожи, например, встроенным в носимое устройство, раскрытое в настоящей заявке или измеренной упомянутым устройством. Ось x обозначает время t за период длительностью несколько часов, в настоящем случае, от приблизительно 16 часов (4 часов дня) до 22:30 часов (10:30 часов вечера). Таким образом, записанная кривая электропроводности кожи формируется в течение нескольких часов. На фиг.1 ось y обозначает измеренные значения электропроводности кожи, называемые также кожно-гальванической реакцией (GSR) или электродермальной активностью (EDA), измеренные в мкСм. Каждая точка фазы электропроводности кожи отражает значение электропроводности кожи, измеренное блоком измерения или датчиком электропроводности кожи в данный конкретный момент времени t. Электропроводность кожи (или значения GSR или EDA) является мерой электрической проводимости кожи, которая изменяется с изменением ее уровня влажности, следовательно, активности потовых желез. Эмоциональные события представляются как максимумы с более крутой крутизной нарастания и более отлогой крутизной снижения. На фиг.1 каждый максимум соответствует реакции симпатической нервной системы на эмоционально возбуждающее событие (передаваемой блуждающим нервом в потовые железы кожи).
Электропроводность кожи обратно пропорциональна электрическому сопротивлению кожи. Роговой слой кожи формирует электрический барьер, обуславливающий высокое сопротивление кожи. Таким образом, сопротивление кожи состоит, в основном, из сопротивления рогового слоя. Потовые железы функционируют как токопроводящие каналы в данном барьере из рогового слоя. Между числом потовых желез и значением электропроводности кожи существует связь или зависимость.
Однако для некоторой процентной составляющей пользователей значение или сигнал измерения электропроводности кожи может быть слишком низким для регистрации. На фиг.2 приведен данный пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной блоком измерения или датчиком электропроводности кожи, не соответствующим изобретению. Значения или сигнал электропроводности кожи, показанный на фиг.2 являются слишком низкими для регистрации в течение большей части времени. На записанной кривой электропроводности кожи, показанной на фиг.2, записаны только эффекты сильных эмоциональных событий или стресс-факторов.
Диапазон электропроводностей кожи среди всего народонаселения оказывается очень большим. Например, пользователь с сухой кожей обычно характеризуется такой низкой электропроводностью кожи, что при измерении электропроводности кожи пользователя сигнал оказывается ниже диапазона блока измерения или датчика электропроводности кожи. Эффект сухой кожи, очевидно, состоит в том, что активность потовых желез является настолько слабой, что только сильные эмоциональные события или стресс-факторы вызывают реакцию электропроводности кожи. В холодных и/или сухих окружающих средах кожа обычно высыхает, что аналогичным образом приводит к ухудшению реакции электропроводности кожи на эмоциональные события или стресс-факторы.
На фиг.3 показано сечение носимого устройства 10, надеваемого на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя в соответствии с вариантом осуществления. Носимое устройство 10 содержит два электрода 12 электропроводности кожи для контакта с кожей 2 пользователя. В варианте осуществления, показанном на фиг.3, применено как раз два электрода 12 для измерения электропроводности кожи. Как можно видеть на фиг.3, кожа 2 содержит роговой слой в качестве верхнего слоя кожи. Кроме того, кожа 2 содержит нижерасположенные слои 6 кожи. Потовые железы 8 продолжаются от нижерасположенных слоев 6 кожи через роговой слой 4 к верхней поверхности кожи 2. Таким образом, потовые железы 8 функционируют как токопроводящие каналы в роговом слое 4.
Носимое устройство 10 содержит участок 14 эластичного материала, который окружает электроды 12 электропроводности кожи и формирует поверхность 16 материала. В частности, участок 14 эластичного материала охватывает электроды 12 по окружности. Эластичный материал участка 14 эластичного материала не пропускает газообразные и жидкие вещества. Например, эластичный материал не пропускает воду, водяной пар и/или воздух. При этом между кожей 2 и электродами 12 формируется жидкостная пленка 21, когда носимое устройство 10 надето на пользователя. Жидкостная пленка 21 образуется потом пользователя из потовых желез 8. Тем самым обеспечивается, что потери текучей среды из-за повторного впитывания в кожу 2 (или рогового слоя 4) и испарения текучей среды во внешнюю среду 19 оказываются меньше, чем образование текучей среды потовыми железами 8. В частности, так как эластичный материал не пропускает воздух, то эластичный материал является, в частности, воздухонепроницаемым. В частности, так как эластичный материал не пропускает воду, то эластичный материал является, в частности, водонепроницаемым. Тем самым можно обеспечить стабильный микроклимат в непосредственной окрестности или близости электродов 12 для измерения электропроводности кожи. Таким образом, применение участка 14 эластичного материала, окружающего электроды 12 для измерения электропроводности кожи, создает влажный микроклимат, приводящий к тому, что данные измерения или датчика электропроводности кожи остаются в пределах измеримого диапазона для, по существу, всех пользователей все время. Тем самым можно обеспечить высокий уровень электропроводности кожи для кожи всех типов и всех окружающих сред. Жидкостная пленка 21 сформирована, в частности, в зоне между двумя электродами 12. Таким образом, эластичный материал (например, полимер или резина) может находиться между электродами 12.
Участок 14 эластичного материала расположен так, что вблизи электродов 12 электропроводности кожи герметизируется воздушная полость 18, когда электроды 12 электропроводности кожи контактируют с кожей 2 пользователя, как показано на фиг.3. Благодаря герметизации воздушной полости 18 обеспечивается герметичное уплотнение небольшой зоны, окружающей электроды 12 для измерения электропроводности кожи, относительно внешней атмосферы 19. Воздушная полость 18 формируется, в частности, в зоне между двумя электродами 12.
Эластичный материал может быть, в частности, полимером или резиной. В частности, эластичный материал может быть смесью полиуретановой смолы с особым соотношением компонентов смеси, например смесью полиуретановой смолы, изготовленной из полиэфирполиола на основе простого эфира и 4,4’-дифенилметандиизоцианата (известного также как CAS 101-68-8) в соотношении приблизительно 100:40. Данный материал известен также как материал типа 6120, изготавливаемый, например, компанией MTT Technologies Group. Эластичный материал, в частности, имеет эластичность, которая достаточна для следования форме запястья пользователя. При этом носимое устройство 10 может быть обеспечено в форме запястного браслета, выполненного с возможностью надеваемого на запястье пользователя.
Как можно видеть на фиг.3, носимое устройство 10 при надевании на пользователя прижимается к коже 2 пользователя таким образом, что к коже 2 прижимаются края носимого устройства 10 или участка 14 эластичного материала. Кроме того, как показано на фиг.3, электроды 12 электропроводности кожи выступают из поверхности 16 материала на расстояние d. В частности, электроды 12 электропроводности кожи могут выступать на 50-1000 мкм из поверхности 16 материала. В частности, расстояние может быть 100-700 мкм. Электроды 12 электропроводности кожи могут быть двумя отдельными элементами, разделенными некоторым расстоянием, как показано на фиг.3. В альтернативном варианте два электрода электропроводности кожи могут быть объединены в одном элементе, если данные электроды изолированы между собой.
Как можно видеть в варианте осуществления на фиг.3, носимое устройство 10 дополнительно содержит корпусной участок 20, выполненный из неэластичного материала. В частности, если эластичный материал участка 14 эластичного материала является смесью полиуретановой смолы с особым соотношением компонентов смеси, как пояснялось выше, то корпусной участок 20 может быть выполнен из такой же смеси полиуретановой смолы, но с другим соотношением компонентов смеси.
На фиг.4 приведен вид в перспективе носимого устройства 10 в соответствии с первым вариантом осуществления. На фиг.5 приведен вид в перспективе носимого устройства в соответствии со вторым вариантом осуществления. Каждое из носимых устройств 10, показанных на фиг.4 и 5, может быть носимым устройством 10, описанным со ссылкой на фиг.3. В каждом из вариантов осуществления, показанных на фиг.4 и 5, носимое устройство является запястным браслетом, содержащим встроенный в него блок измерения или датчик электропроводности кожи. Носимое устройство 10 содержит блок измерения электропроводности кожи, при этом блок измерения электропроводности кожи выполнен с возможностью измерения электропроводности кожи пользователя между двумя электродами 12 для измерения электропроводности кожи.
В каждом из вариантов осуществления, показанных на фиг.4 и 5, носимое устройство 10 в форме запястного браслета содержит часть 22 материала запястного браслета и корпусной участок 20. Часть 22 материала запястного браслета может быть обмотана вокруг запястья пользователя. Следует понимать, что носимое устройство 10 может быть также надето на любую другую подходящую часть тела, например лодыжку, ногу или руку. В каждом из вариантов осуществления, показанных на фиг.4 и 5, два электрода 12 электропроводности кожи встроены в часть 22 материала запястного браслета. Как уже пояснялось со ссылкой на фиг.3, носимое устройство 10 содержит участок 14 эластичного материала, который окружает электроды 12 электропроводности кожи и формирует поверхность материала. Эластичный материал участка 14 эластичного материала не пропускает газообразные и жидкие вещества, когда электроды 12 электропроводности кожи контактируют с кожей (на запястье) пользователя. При этом между кожей и электродами 12 формируется жидкостная пленка, когда носимое устройство 10 надето на пользователя. Жидкостная пленка образуется потом пользователя из потовых желез. Обеспечивается условие, что потери текучей среды из-за повторного впитывания в кожу и испарения текучей среды во внешнюю среду оказываются меньше, чем образование текучей среды потовыми железами. Кроме того, участок эластичного материала расположен так, что вблизи электродов 12 электропроводности кожи герметизируется воздушная полость, когда электроды 12 электропроводности кожи контактируют с кожей (на запястье) пользователя.
В каждом из вариантов осуществления, показанных на фиг.4 и 5, участок 14 эластичного материала входит в состав части 22 материала запястного браслета или формирует упомянутую часть. Часть 22 материала запястного браслета может также содержать, по меньшей мере, один дополнительный участок материала, например участок текстильного материала. Дополнительный участок материала может пропускать газообразные и/или жидкие вещества, в частности может быть проницаемым. Участок 14 эластичного материала может быть включен в состав упомянутого дополнительного участка материала. Электроды 12 электропроводности кожи могут быть расположены так, чтобы контактировать с ладонной стороной запястью, на которой находится обычно немного волос, когда носимое устройство 10 надето или применяется пользователем. Следовательно, можно обеспечить более надежное измерение электропроводности кожи. Кроме того, на ладонной стороне запястья плотность потовых желез меньше, чем, например, на ладони руки. Вследствие образования стабильной жидкостной пленки, устройство, описанное в настоящей заявке, обеспечивает удовлетворительный баланс между образованием текучей среды и потерями текучей среды, например, на ладонной стороне запястья.
Носимое устройство 10 дополнительно содержит блок измерения электропроводности кожи, выполненный с возможностью измерения электропроводности кожи пользователя между электродами 12 для измерения электропроводности кожи. Следовательно, носимое устройство 10 содержит датчик электропроводности кожи. В частности, блок измерения или датчик электропроводности кожи может содержать генератор напряжения для подачи напряжения между, по меньшей мере, двумя электродами для измерения электропроводности кожи, чувствительный блок для измерения тока между, по меньшей мере, двумя электродами и/или вычислительный блок для вычисления электропроводности кожи по измеренному току. Блок измерения электропроводности кожи в варианте осуществления, показанном на фиг.4 или 5, расположен в корпусном участке 20, выполненном из неэластичного материала. Таким образом, можно защитить электрическую цепь блока измерения электропроводности кожи. Электроды 12 электропроводности кожи подсоединены к блоку измерения электропроводности кожи проводами, вмонтированными в часть 22 материала запястного браслета в варианте осуществления, показанном на фиг.4 или 5.
Измеренная электропроводность кожи формирует с течением времени данные электропроводности кожи. Данные электропроводности кожи могут сохраняться, например, в памяти носимого устройства 10 или могут передаваться (беспроводным способом) во внешний блок с использованием (беспроводного) передатчика. В одном примере носимое устройство 10 дополнительно выполнено с возможностью определения стрессового периода или события по измеренным данным электропроводности кожи пользователя. Тем самым можно распознавать стрессовые периоды в жизни пользователя. Стрессовый(ое) период или событие можно определить, например, по конкретной крутизне нарастания и/или конкретной крутизне снижения данных о коже. Например, стрессовый(ое) период или событие можно определить посредством определения максимума данных электропроводности кожи, в частности максимума с более крутой крутизной нарастания и более отлогой крутизной снижения. В одном примере носимое устройство 10 содержит процессорный блок, сконфигурированный с возможностью определения стрессового периода или события. В другом примере процессорный блок является отдельной частью, и носимое устройство 10 передает данные электропроводности кожи в отдельную часть посредством (беспроводного) передатчика.
В варианте осуществления, показанном на фиг.4 или 5, часть 22 материала запястного браслета формирует замкнутую петлю с использованием крепежного участка 24. В варианте осуществления, показанном на фиг.4, крепежный участок имеет форму застежки-липучки, известной также как застежка Velcro®. В варианте осуществления, показанном на фиг.5, крепежный участок 24 имеет форму штифтовой застежки, например, обычно применяемой для наручных часов. Следует понимать, что возможно применение любого другого подходящего крепежного участка 24. Как показано на фиг.5, носимое устройство 10 может дополнительно содержать кнопку 26 на внешней поверхности. Кнопку 26 можно, например, использовать для включения и/или выключения носимого устройства 10 или, в частности, для включения и/или выключения блока измерения или датчика электропроводности кожи.
На фиг.6 приведена схема способа изготовления в соответствии с вариантом осуществления. Способ предназначен, в частности, для изготовления носимого устройства, описанного выше в связи с фиг.3, 4 или 5, надеваемого на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя. На первом этапе S101 формируют корпусной участок 20, выполняемый из неэластичного материала, например, с использованием первого этапа литьевого прессования. В примере, данный неэластичный материал может быть смесью полиуретановой смолы, как пояснялось выше. Затем, на втором этапе S102 литьевого прессования формируют участок 14 эластичного материала. В примере, данный эластичный материал может быть смесью полиуретановой смолы, в частности, типа 6120, как пояснялось выше.
Пример данного корпусного участка 20 показан на фиг.7. На фиг.7 приведен вид в перспективе части носимого устройства 10, а именно корпусного участка 20 при выполнении способа, показанного на фиг.6. Корпусной участок 20 может быть, например, корпусным участком носимого устройства, показанного на фиг.5. Корпусной участок 20 может также содержать присоединительный участок, на котором расположен крепежный участок 24, в частности штифтовая застежка, как поясняется со ссылкой на фиг.5. Как можно видеть на фиг.7, сформированный корпусной участок 20 расположен в пресс-форме 30 для литьевого прессования, которая сформирована так, чтобы участок 14 эластичного материала можно было формировать на втором этапе литьевого прессования.
На третьем этапе S103, по меньшей мере, два электрода электропроводности кожи для контакта с кожей пользователя можно обеспечить или расположить в участке 14 эластичного материала. Таким образом, электроды 12 электропроводности кожи окружают участок 14 эластичного материала. Этап S103 обеспечения электродов 12 электропроводности кожи можно также выполнять перед вторым этапом S102 литьевого прессования.
Затем, на конечном этапе S104 в носимом устройстве размещают блок измерения электропроводности кожи. Как можно видеть на фиг.7, блок измерения электропроводности кожи (электронная цепь) можно размещать в свободном пространстве 31, сформированном в корпусном участке 20. Часть 22 материала запястного браслета или участок 14 эластичного материала может быть надежно и разъемно прикреплена к корпусному участку 20.
Когда носимое устройство 10, описанное в настоящей заявке, контактирует с кожей пользователя, в частности запястный браслет контактирует с ладонной стороной запястья пользователя, после надевания носимого устройства требуется период стабилизации длительностью несколько минут, например, по меньшей мере, 10 минут или, по меньшей мере, 15 минут. После данного периода стабилизации значения или данные электропроводности кожи становятся достаточно значительными и стабильными для измерения.
На фиг.8 приведен первый пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной носимым устройством в соответствии с вариантом осуществления, в частности носимым устройством 10, описанным в связи с вышеупомянутыми фигурами. Как можно видеть на фиг.8, значения или данные электропроводности кожи (сигнал электропроводности кожи) увеличиваются приблизительно десятикратно через приблизительно 10 минут. После данного первоначального нарастания колебания сигнала вызываются активизацией потовых желез пользователя, носящим только носимое устройство. Формирования жидкостной пленки заметно в первые приблизительно 20 минут измерения электропроводности кожи носимым устройством. Значение электропроводности кожи резко увеличивается в начале и выравнивается, когда жидкостная пленка окончательно сформируется. Поэтому заметна небольшая крутизна снижения измеренного значения электропроводности кожи (сигнала электропроводности кожи), как можно видеть на фиг.8, вследствие ограниченного испарения текучей среды. Например, после стрессового периода жидкостная пленка обуславливает высокую электропроводность кожи в течение намного большего времени (например, до приблизительно 30 минут), чем электродермальная реакция (например, приблизительно 10-20 секунд). Медленное уменьшение значения электропроводности кожи происходит в результате повторного впитывания роговым слоем кожи. Однако благодаря непроницаемости эластичного материала (например, резины) для газообразных и жидких веществ потери текучей среды на испарение снижаются или исключаются (или минимизируются), и остается только повторное впитывание кожей.
На фиг.9 приведен второй пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной носимым устройством в соответствии с вариантом осуществления, в частности носимым устройством 10, описанным в связи с вышеупомянутыми фигурами. Как показано на фиг.9, носимое устройство (или запястный браслет) снимали приблизительно на 30 секунд (на время приблизительно от 16:03 до 16:05 часов). Однако данный короткий перерыв не влияет на измеренный уровень электропроводности кожи после того, как носимое устройство снова надевают. Как можно видеть на фиг.9, сигнал остается стабильным после кратковременного интервала, в течение которого было снято носимое устройство. Приведенные результаты обусловлены тем, что сформирован стабильный микроклимат, как поясняется выше. Данный микроклимат обусловлен увлажнением кожи вследствие герметичного уплотнения. Таким образом, короткий период, например, до 30 секунд, снятия носимого устройства никак не сказывается на уровне электропроводности кожи.
На фиг.10 приведен третий пример записанной кривой электропроводности кожи, измеренной носимым устройством в соответствии с вариантом осуществления, в частности носимым устройством, описанным в связи с вышеупомянутыми фигурами. Как показано на фиг.10, носимое устройство (или запястный браслет) приблизительно от 7:05 до 7:10 часов пользователь снимал носимое устройство, принимал душ и после этого вытер насухо кожу. Затем пользователь снова надел носимое устройство. Как можно видеть на фиг.10, эффект обезвоживания кожи, обусловленный принятием душа и затем вытиранием насухо кожи, приводит к падению уровня электропроводности кожи до первоначального уровня перед увлажнением кожи благодаря герметичному уплотнению.
Профиль нарастания электропроводности кожи после надевания носимого устройства можно смоделировать. Затем сигнал электропроводности кожи можно скорректировать с учетом упомянутого эффекта нарастания, чтобы получить надежное(ый) значение или сигнал электропроводности кожи также в первые минуты после надевания носимого устройства.
Хотя изобретение подробно представлено на чертежах и охарактеризовано в вышеприведенном описании, упомянутые чертежи и описание следует считать наглядными или примерными, а не ограничивающими; изобретение не ограничено раскрытыми вариантами осуществления. Специалистами в данной области техники, в процессе практического применения изобретения, на основании изучения чертежей, описания и прилагаемой формулы изобретения, могут быть разработаны и реализованы другие модификации раскрытых вариантов осуществления.
В формуле изобретения выражение «содержащий» не исключает других элементов или этапов, и единственное число не исключает множества. Единственный элемент или другой блок может выполнять функции нескольких компонентов, упомянутых в формуле изобретения. Очевидное обстоятельство то, что некоторые средства упомянуты во взаимно различающихся зависимых пунктах формулы изобретения, не означает невозможность выгодного применения комбинации упомянутых средств.
Никакие позиции в формуле изобретения нельзя истолковывать как ограничивающие объем изобретения.

Claims (20)

1. Носимое устройство (10), надеваемое на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя (1), при этом носимое устройство содержит:
- по меньшей мере, два электрода (12) электропроводности кожи для контакта с кожей (2) пользователя, и
- участок (14) эластичного материала, который окружает электроды (12) электропроводности кожи и формирует поверхность (16) материала, причем эластичный материал участка (14) эластичного материала не пропускает газообразные и жидкие вещества.
2. Носимое устройство по п. 1, в котором участок (14) эластичного материала расположен так, что вблизи электродов (12) электропроводности кожи герметизируется воздушная полость (18), когда электроды (12) электропроводности кожи контактируют с кожей (2) пользователя.
3. Носимое устройство по п. 1, в котором эластичный материал является полимером или резиной.
4. Носимое устройство по п. 1, в котором эластичный материал является смесью полиуретановой смолы с определенным соотношением компонентов смеси.
5. Носимое устройство по п. 4, в котором смесь полиуретановой смолы изготавливают из полиэфирполиола на основе простого эфира и 4,4'-дифенилметандиизоцианата в соотношении приблизительно 100:40.
6. Носимое устройство по п. 1, в котором электроды (12) электропроводности кожи выступают из поверхности (16) материала.
7. Носимое устройство по п. 6, в котором электроды (12) электропроводности кожи выступают на 50-1000 мкм от поверхности (16) материала, в частности на 100-700 мкм.
8. Носимое устройство по п. 1, дополнительно содержащее корпусной участок (20), выполненный из неэластичного материала.
9. Носимое устройство по п. 8, в котором эластичный материал участка (14) эластичного материала является смесью полиуретановой смолы с определенным соотношением компонентов смеси, и при этом корпусной участок (20) выполнен из такой же смеси полиуретановой смолы с отличающимся соотношением компонентов смеси.
10. Носимое устройство по п. 1, дополнительно содержащее блок измерения электропроводности кожи, выполненный с возможностью измерения электропроводности кожи пользователя между электродами (12) для измерения электропроводности кожи.
11. Носимое устройство по 10, в котором блок измерения электропроводности кожи расположен, по меньшей мере частично, в корпусном участке (20).
12. Носимое устройство по п. 8, дополнительно содержащее блок измерения электропроводности кожи, причем блок измерения электропроводности кожи расположен, по меньшей мере частично, в корпусном участке (20).
13. Носимое устройство по п. 1, в котором эластичный материал имеет эластичность, которая достаточна для следования форме запястья пользователя.
14. Способ изготовления носимого устройства (10), надеваемого на пользователя для измерения электропроводности кожи пользователя, при этом способ содержит следующие этапы:
- обеспечивают, по меньшей мере, два электрода (12) электропроводности кожи для контакта с кожей (2) пользователя (1) и
- формируют участок (14) эластичного материала, который окружает электроды (12) электропроводности кожи и формирует поверхность (16) материала, причем эластичный материал участка (14) эластичного материала не пропускает газообразные и жидкие вещества.
15. Способ по п. 14, дополнительно содержащий этап формирования корпусного участка (20), выполненного из неэластичного материала.
16. Способ по п. 14, в котором участок (14) эластичного материала формируют литьевым прессованием.
RU2014106218A 2011-07-20 2012-07-10 Носимое устройство и способ его изготовления RU2612508C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201161509599P 2011-07-20 2011-07-20
US61/509,599 2011-07-20
PCT/IB2012/053514 WO2013011416A1 (en) 2011-07-20 2012-07-10 Wearable device and a method of manufacturing the same

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2014106218A RU2014106218A (ru) 2015-08-27
RU2612508C2 true RU2612508C2 (ru) 2017-03-09

Family

ID=46750378

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2014106218A RU2612508C2 (ru) 2011-07-20 2012-07-10 Носимое устройство и способ его изготовления

Country Status (8)

Country Link
US (1) US9706942B2 (ru)
EP (1) EP2734109B1 (ru)
JP (1) JP2014523782A (ru)
CN (1) CN103687539B (ru)
BR (1) BR112014001020B1 (ru)
IN (1) IN2014CN00673A (ru)
RU (1) RU2612508C2 (ru)
WO (1) WO2013011416A1 (ru)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU216562U1 (ru) * 2022-07-11 2023-02-14 Акционерное общество "Научно-производственный центр автоматики и приборостроения имени академика Н.А. Пилюгина" (АО "НПЦАП") Индикатор потоотделения пальцев рук

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
IN2014CN00673A (ru) 2011-07-20 2015-04-03 Koninkl Philips Nv
CA2932284C (en) * 2013-12-05 2023-03-28 Koninklijke Philips N.V. Processor for processing skin conductance data and device for detecting at least one stage of burnout and/or chronic fatigue syndrome of a living being
US10524727B2 (en) 2014-06-12 2020-01-07 Koninklijke Philips N.V. Circadian phase detection system
US9770185B2 (en) 2014-08-06 2017-09-26 Verily Life Sciences Llc Sharing a single electrode between skin resistance and capacitance measurements
CN106137191A (zh) * 2015-04-07 2016-11-23 联想(北京)有限公司 一种电子设备及信息处理方法
EP3389472B1 (en) * 2015-12-14 2019-05-08 Koninklijke Philips N.V. Wearable device and method for determining electro-dermal activity of a subject
US20190282152A1 (en) 2016-07-18 2019-09-19 Koninklijke Philips N.V. Device for assessing psychophysiological responsiveness
WO2019050274A1 (en) * 2017-09-06 2019-03-14 Samsung Electronics Co., Ltd. SEMANTIC DIMENSIONS IN A USER INTERFACE
CN108903941A (zh) * 2018-05-18 2018-11-30 南京航空航天大学 一种用于电阻抗检测的便携式手环
EP3594963A1 (en) 2018-07-11 2020-01-15 Koninklijke Philips N.V. Device, system and method for determining a stress level of a user
EP3714778A1 (en) 2019-03-29 2020-09-30 Koninklijke Philips N.V. Wearable sensor device
KR20230031238A (ko) * 2021-08-23 2023-03-07 피트비트 엘엘씨 연속 피부 전기 활동 전극이 손목쪽에 배열된 스트레스 이벤트 검출용 웨어러블 디바이스

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4082087A (en) * 1977-02-07 1978-04-04 Isis Medical Instruments Body contact electrode structure for deriving electrical signals due to physiological activity
US4365637A (en) * 1979-07-05 1982-12-28 Dia-Med, Inc. Perspiration indicating alarm for diabetics
RU2233617C1 (ru) * 2003-07-17 2004-08-10 Капитанов Евгений Николаевич Электродное устройство для измерения импеданса головы
US20060084855A1 (en) * 2004-10-20 2006-04-20 Drager Medical Ag & Co. Kgaa Electrode belt for carrying out electrodiagnostic procedures on the human body
US7052472B1 (en) * 2002-12-18 2006-05-30 Dsp Diabetes Sentry Products, Inc. Systems and methods for detecting symptoms of hypoglycemia
US20080214901A1 (en) * 2004-02-27 2008-09-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. Wearable Wireless Device for Monitoring, Analyzing and Communicating Physiological Status
US20090137892A1 (en) * 2007-11-23 2009-05-28 Sentrix Technology Limited Skin sensor device
JP2010222396A (ja) * 2009-03-19 2010-10-07 Ube Ind Ltd ポリエーテルアミドエラストマー組成物

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3870034A (en) 1973-03-26 1975-03-11 Cyborg Corp Personal galvanic skin response monitoring instrument
US3954100A (en) * 1974-12-10 1976-05-04 International Defense Consultant Services, Inc. Flexible sensor pad for non-attached monitoring EKG signals of human subjects
JPH0651032B2 (ja) * 1989-10-02 1994-07-06 日本電装株式会社 皮膚電位検出用電極および該電極を用いた装置
US5050604A (en) * 1989-10-16 1991-09-24 Israel Reshef Apparatus and method for monitoring the health condition of a subject
IL124964A (en) * 1998-06-17 2002-02-10 Nimeda Ltd A method for detecting physiological signs and a non-invasive diagnostic physiological monitoring system for the use of this method
JP3396677B2 (ja) 2001-04-13 2003-04-14 花王株式会社 体脂肪測定装置
CN100403978C (zh) 2001-02-22 2008-07-23 花王株式会社 测量人体脂肪用的设备
CN100482296C (zh) * 2002-12-19 2009-04-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有阻抗控制电极组件和系统
JP4503318B2 (ja) * 2004-03-16 2010-07-14 株式会社エー・アンド・デイ 健康測定具
US7308294B2 (en) * 2005-03-16 2007-12-11 Textronics Inc. Textile-based electrode system
JP4987527B2 (ja) 2007-03-26 2012-07-25 シスメックス株式会社 皮膚透過率測定方法、成分濃度分析方法、皮膚透過率測定装置および成分濃度分析装置
US8131355B2 (en) 2007-08-01 2012-03-06 James Hoyt Clark Automated skin electrical resistance measurement device and method
US20090076362A1 (en) * 2007-09-19 2009-03-19 Jukka Jaatinen Electrode Structure
US8140143B2 (en) 2009-04-16 2012-03-20 Massachusetts Institute Of Technology Washable wearable biosensor
US20110319786A1 (en) * 2009-11-20 2011-12-29 Rebello Keith J Apparatus and Method for Measuring Physiological Functions
IN2014CN00673A (ru) 2011-07-20 2015-04-03 Koninkl Philips Nv

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4082087A (en) * 1977-02-07 1978-04-04 Isis Medical Instruments Body contact electrode structure for deriving electrical signals due to physiological activity
US4365637A (en) * 1979-07-05 1982-12-28 Dia-Med, Inc. Perspiration indicating alarm for diabetics
US7052472B1 (en) * 2002-12-18 2006-05-30 Dsp Diabetes Sentry Products, Inc. Systems and methods for detecting symptoms of hypoglycemia
RU2233617C1 (ru) * 2003-07-17 2004-08-10 Капитанов Евгений Николаевич Электродное устройство для измерения импеданса головы
US20080214901A1 (en) * 2004-02-27 2008-09-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. Wearable Wireless Device for Monitoring, Analyzing and Communicating Physiological Status
US20060084855A1 (en) * 2004-10-20 2006-04-20 Drager Medical Ag & Co. Kgaa Electrode belt for carrying out electrodiagnostic procedures on the human body
US20090137892A1 (en) * 2007-11-23 2009-05-28 Sentrix Technology Limited Skin sensor device
JP2010222396A (ja) * 2009-03-19 2010-10-07 Ube Ind Ltd ポリエーテルアミドエラストマー組成物

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU216562U1 (ru) * 2022-07-11 2023-02-14 Акционерное общество "Научно-производственный центр автоматики и приборостроения имени академика Н.А. Пилюгина" (АО "НПЦАП") Индикатор потоотделения пальцев рук

Also Published As

Publication number Publication date
BR112014001020A2 (pt) 2017-02-14
CN103687539A (zh) 2014-03-26
CN103687539B (zh) 2018-02-16
IN2014CN00673A (ru) 2015-04-03
RU2014106218A (ru) 2015-08-27
WO2013011416A1 (en) 2013-01-24
JP2014523782A (ja) 2014-09-18
EP2734109B1 (en) 2022-09-07
US9706942B2 (en) 2017-07-18
US20140155724A1 (en) 2014-06-05
EP2734109A1 (en) 2014-05-28
BR112014001020B1 (pt) 2022-01-11

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2612508C2 (ru) Носимое устройство и способ его изготовления
US9155505B2 (en) Wearable sensor device
US10398343B2 (en) Perspiration sensor
US20180028072A1 (en) Wearable thermometer patch capable of measuring human skin temperature at high duty cycle
US6195921B1 (en) Virtual intelligence shoe with a podiatric analysis system
US6814706B2 (en) Skin patch including a temperature sensor
KR101857638B1 (ko) 통합된 생체인식 모니터링을 위한 양말
CN108871609B (zh) 一种长工作周期的可穿戴温度测量贴片
US20140323826A1 (en) Biosensor with electrodes and pressure compensation
US8396530B1 (en) Method for biosensor usage with pressure compensation
JP5831809B2 (ja) 心拍測定装置及びその装着方法
WO2006009585A8 (en) Medical body core thermometer
JP6616069B2 (ja) バイタルセンサモジュール
CN107669260A (zh) 一种贴片式动态心电记录仪
GB2516259A (en) An apparatus, method and computer program for detecting physiological parameters
JPH053857A (ja) 発汗センサ
JP2012005640A (ja) 脳波計測用電極装置
CN220089466U (zh) 一种便携式电子额温贴
JP2014033871A (ja) 生体情報検出装置
CN215811315U (zh) 一种蓝牙双系统测温手环
JPH04158835A (ja) 発汗センサおよび発汗センシング法
US20220280101A1 (en) Wireless pressure-sensor integrated smart bandage
WO2020201152A1 (en) Wearable sensor device
CN113465753A (zh) 一种蓝牙双系统手环测温方法
CN114145736A (zh) 血氧检测仪