JP6185638B1 - Biological electrode - Google Patents
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
【課題】体動が大きい状況など、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれやすい状況においても、生体電気信号を高い精度で取得できる生体電極を提供する。【解決手段】繊維編地により構成された電極層を備えており、前記繊維編地の表面粗さ（Ｒａ）が、４０μｍ以下である、生体電極。前記繊維編地が、導電性繊維と、熱融着繊維または熱合着繊維とを含んでおり、前記導電性繊維と前記熱融着繊維または熱合着繊維とが結合されている生体電極。【選択図】なしA biological electrode capable of acquiring a bioelectric signal with high accuracy even in a situation where artifacts are likely to be captured in the bioelectric signal, such as a situation where body motion is large. A biological electrode comprising an electrode layer composed of a fiber knitted fabric, wherein the fiber knitted fabric has a surface roughness (Ra) of 40 μm or less. The biological electrode in which the fiber knitted fabric includes conductive fibers and heat-bonding fibers or heat-bonding fibers, and the conductive fibers and the heat-bonding fibers or heat-bonding fibers are combined. [Selection figure] None
Description
本発明は、生体電極、及びこれを備える布地に関する。より具体的には、繊維編地により構成された電極層を備える生体電極、及び、当該生体電極が固定されている布地に関する。 The present invention relates to a bioelectrode and a fabric including the same. More specifically, the present invention relates to a bioelectrode provided with an electrode layer composed of a fiber knitted fabric, and a fabric on which the bioelectrode is fixed.
従来、心電図、筋電図、脳波、心拍変動などの生体電気信号の取得・記録や、生体に対して電気刺激を付与するために用いられる、生体電極が知られている。生体電極は、体表面に密着させて使用されている。 2. Description of the Related Art Conventionally, bioelectrodes used for acquiring and recording bioelectric signals such as electrocardiograms, electromyograms, electroencephalograms, heart rate variability, and applying electrical stimulation to the living body are known. The bioelectrode is used in close contact with the body surface.
生体電気信号は、生体を安静にした状態で取得されていたが、近年、日常生活の中で長時間、連続的に生体電気信号を取得し、健康管理などに役立てる試みがなされている。例えば、生体電極を衣類などに固定した、いわゆるウェアラブル電極とし、生体電極で取得した生体電気信号をスマートフォンやタブレット端末などの電子機器にリアルタイムで送信し、スポーツ、健康、医療、エンタテインメントなどの様々な分野に活用する試みがなされている。 Bioelectric signals have been acquired in a state where the living body is at rest, but in recent years, attempts have been made to acquire bioelectric signals continuously for a long time in daily life, and to make use for health management and the like. For example, it is a so-called wearable electrode in which the bioelectrode is fixed to clothing, etc., and bioelectric signals acquired with the bioelectrode are transmitted in real time to electronic devices such as smartphones and tablet terminals, and various sports, health, medical, entertainment, etc. Attempts have been made to use it in the field.
しかしながら、例えば運動中などの体動が大きい状況においては、生体電極による生体電気信号の取得時に、生体電気信号中にアーチファクト（ノイズ）が取り込まれやすくなり、生体電気信号を精度高く取得することが困難になるという問題がある。 However, in a situation where body movement is large, such as during exercise, artifacts (noise) are easily captured in the bioelectric signal when the bioelectric signal is acquired by the bioelectrode, and the bioelectric signal can be acquired with high accuracy. There is a problem that it becomes difficult.
以上の従来技術の問題点に鑑み、本発明は、体動が大きい状況など、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれやすい状況においても、生体電気信号を高い精度で取得できる生体電極を提供することを主な目的とする。 In view of the above-described problems of the prior art, the present invention provides a bioelectrode capable of acquiring a bioelectric signal with high accuracy even in a situation where artifacts are easily captured in the bioelectric signal, such as a situation where body motion is large. Is the main purpose.
本発明者らは、上記の課題に鑑み鋭意研究を重ねた結果、繊維編地により構成された電極層を備えており、繊維編地の表面粗さ（Ｒａ）が４０μｍ以下である生体電極は、体動が大きい状況など、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれやすい状況においても、生体電気信号を高い精度で取得できることを見出した。本発明は、これらの知見に基づいてさらに検討を重ねることにより完成したものである。 As a result of intensive studies in view of the above-mentioned problems, the present inventors have an electrode layer composed of a fiber knitted fabric, and a bioelectrode having a surface roughness (Ra) of the fiber knitted fabric of 40 μm or less is provided. The present inventors have also found that bioelectric signals can be obtained with high accuracy even in situations where artifacts are likely to be incorporated into bioelectric signals, such as situations where body motion is large. The present invention has been completed by further studies based on these findings.
すなわち、本発明は、下記に掲げる態様の発明を提供する。
項１． 繊維編地により構成された電極層を備えており、
前記繊維編地の表面粗さ（Ｒａ）が、４０μｍ以下である、生体電極。
項２． 前記繊維編地が、導電性繊維と、熱融着繊維または熱合着繊維とを含んでおり、
前記導電性繊維と前記熱融着繊維または熱合着繊維とが結合されている、項１に記載の生体電極。
項３． 前記電極層が、基材層の上に設けられている、項１または２に記載の生体電極。
項４． 前記電極層と前記基材層との間に、水分透過抑制層を有する、項３に記載の生体電極。
項５． 項１〜４のいずれかに記載の生体電極が固定されている、布地。
That is, this invention provides the invention of the aspect hung up below.
Item 1. It has an electrode layer composed of fiber knitted fabric,
The biological electrode whose surface roughness (Ra) of the said fiber knitted fabric is 40 micrometers or less.
Item 2. The fiber knitted fabric includes conductive fibers, heat-fusible fibers or heat-bonding fibers,
Item 2. The bioelectrode according to Item 1, wherein the conductive fiber and the heat-fusible fiber or the heat-bonding fiber are combined.
Item 3. Item 3. The biological electrode according to Item 1 or 2, wherein the electrode layer is provided on the base material layer.
Item 4. Item 4. The biological electrode according to Item 3, comprising a moisture permeation suppression layer between the electrode layer and the base material layer.
Item 5. Item 5. A fabric in which the bioelectrode according to any one of Items 1 to 4 is fixed.
本発明によれば、体動が大きい状況など、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれやすい状況においても、心電図、筋電図、脳波、心拍変動などの様々な生体電気信号を高い精度で取得できる生体電極を提供することができる。本発明の生体電極は、生体電気信号の取得・記録だけでなく、生体に対して効果的に電気刺激を付与するために用いることもできる。また、本発明は、当該生体電極を備える布地を提供することもできる。当該布地は、衣類などに加工することによって、生体電極をウェアラブル電極として利用することもできる。 According to the present invention, various bioelectric signals such as an electrocardiogram, an electromyogram, an electroencephalogram, and a heart rate variability can be obtained with high accuracy even in a situation where artifacts are likely to be captured in a bioelectric signal such as a situation where body movement is large. A bioelectrode can be provided. The bioelectrode of the present invention can be used not only to acquire and record bioelectric signals but also to effectively apply electrical stimulation to the living body. Moreover, this invention can also provide the fabric provided with the said bioelectrode. The fabric can be used as a wearable electrode by processing it into clothing or the like.
本発明の生体電極は、繊維編地により構成された電極層を備えており、繊維編地の表面粗さ（Ｒａ）が４０μｍ以下であることを特徴とする。以下、本発明の生体電極、及びこれを備える布地について、詳述する。 The bioelectrode of the present invention includes an electrode layer composed of a fiber knitted fabric, and the surface roughness (Ra) of the fiber knitted fabric is 40 μm or less. Hereinafter, the bioelectrode of the present invention and the fabric including the same will be described in detail.
本発明の生体電極１０は、例えば図１に示されるように、電極層１を備えている。電極層は、繊維編地により構成されている。 The biological electrode 10 of the present invention includes an electrode layer 1 as shown in FIG. The electrode layer is composed of a fiber knitted fabric.
電極層を構成する繊維編地は、導電性を備えている。繊維編地に導電性を付与する観点から、繊維編地は、導電性繊維を含んでいることが好ましい。導電性繊維としては、特に限定されず、導電性を備える公知の繊維を用いることができる。導電性繊維の具体例としては、金属めっき繊維、導電性高分子繊維、金属繊維、炭素繊維、スリット繊維、導電材含有繊維などが挙げられる。導電性繊維は、１種類単独で使用してもよいし、２種類以上を組み合わせて使用してもよい。 The fiber knitted fabric constituting the electrode layer has electrical conductivity. From the viewpoint of imparting conductivity to the fiber knitted fabric, the fiber knitted fabric preferably contains conductive fibers. It does not specifically limit as a conductive fiber, A well-known fiber provided with electroconductivity can be used. Specific examples of the conductive fiber include metal plating fiber, conductive polymer fiber, metal fiber, carbon fiber, slit fiber, conductive material-containing fiber, and the like. A conductive fiber may be used individually by 1 type, and may be used in combination of 2 or more types.
金属めっき繊維としては、特に制限されず、公知のものが使用でき、例えば、銀、銅、金、ステンレスなどの金属、またはこれらのうち少なくとも１種を含む合金などにより、合成繊維の表面が被覆された繊維が挙げられる。金属めっきが施される合成繊維としては、好ましくはナイロン繊維、ポリエステル繊維などが挙げられる。 The metal-plated fiber is not particularly limited, and a known one can be used. For example, the surface of the synthetic fiber is covered with a metal such as silver, copper, gold, or stainless steel, or an alloy containing at least one of them. Fibers that have been removed. The synthetic fiber to which metal plating is applied is preferably nylon fiber or polyester fiber.
導電性高分子繊維としては、特に制限されず、公知のものが使用でき、例えば、ポリ３、４−エチレンジオキシチオフェン（ＰＥＤＯＴ）にポリスチレンスルホン酸（ポリ４−スチレンサルフォネート；ＰＳＳ）をドープしたＰＥＤＯＴ／ＰＳＳを用いたＰＥＤＯＴ／ＰＳＳ繊維、また、ＰＥＤＯＴ／ＰＳＳとマトリックス樹脂を複合化した繊維などが挙げられる。マトリックス樹脂としては、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）などが挙げられる。また、導電性高分子を合成繊維に含浸させたものであってもよい。合成繊維としては、ポリエステル繊維、ナイロン繊維などが挙げられる。 The conductive polymer fiber is not particularly limited, and known ones can be used. For example, poly3,4-ethylenedioxythiophene (PEDOT) and polystyrenesulfonic acid (poly-4-styrenesulfonate; PSS) are used. Examples thereof include PEDOT / PSS fibers using doped PEDOT / PSS, and fibers obtained by combining PEDOT / PSS and a matrix resin. Examples of the matrix resin include polyvinyl alcohol (PVA). Alternatively, a synthetic fiber impregnated with a conductive polymer may be used. Examples of the synthetic fiber include polyester fiber and nylon fiber.
金属繊維としては、特に制限されず、銀、ニッケル、銅、鉄、錫などの金属、またはこれらの金属のうち少なくとも１種を含む合金などにより構成された繊維が挙げられる。 The metal fiber is not particularly limited, and examples thereof include fibers composed of metals such as silver, nickel, copper, iron, and tin, or alloys containing at least one of these metals.
導電材含有繊維としては、ポリエステル系ポリマーやポリアミド系ポリマーなどの繊維形成性ポリマーに導電性物質を均一分散したもの（つまり、導電性ポリマー）を用いて構成されるものが有用である。導電性物質としては、例えば、ファーネスブラック、ケッチェンブラック、アセチレンブラック、チャネルブラックなどの導電性カーボンブラック；銀、ニッケル、銅、鉄、錫などの金属単体；硫化銅、硫化亜鉛、ヨウ化銅などの金属化合物などが挙げられる。 As the conductive material-containing fiber, a fiber composed of a fiber-forming polymer such as a polyester-based polymer or a polyamide-based polymer in which a conductive substance is uniformly dispersed (that is, a conductive polymer) is useful. Examples of conductive materials include conductive carbon blacks such as furnace black, ketjen black, acetylene black, and channel black; simple metals such as silver, nickel, copper, iron, and tin; copper sulfide, zinc sulfide, and copper iodide And metal compounds.
導電性繊維の中でも、銀めっきナイロン繊維、銀めっきポリエステル繊維、ＰＥＤＯＴ／ＰＳＳにＰＶＡ等のマトリックス樹脂と複合化した繊維が好ましい。 Among the conductive fibers, silver-plated nylon fibers, silver-plated polyester fibers, and fibers that are combined with PEDOT / PSS and a matrix resin such as PVA are preferable.
導電性繊維の電気抵抗値としては、特に制限されないが、例えば、０．１〜１００,０００Ω／１０ｃｍ程度が挙げられる。 Although it does not restrict | limit especially as an electrical resistance value of an electroconductive fiber, For example, about 0.1-100,000 (ohm) / 10cm is mentioned.
電極層を構成する繊維編地は、導電性繊維のみにより構成されていてもよいし、他の繊維をさらに含んでいてもよい。他の繊維としては、好ましくは熱融着繊維または熱合着繊維（以下、熱融着繊維等という。）が挙げられる。熱融着繊維と熱合着繊維との差異は、半溶融または軟化状態からの冷却により生じる結合力の強弱によって区別すればよく、結合力が強いものは熱融着繊維とし、これよりも結合力が弱いものは熱合着繊維とする。この区別は明確とは言えず曖昧模糊とした部分を含むが、要は、熱処理によって繊維同士の交差部を結合できる繊維であればよいものとする。たとえば熱融着繊維としてのポリウレタン繊維の例としては日清紡テキスタイル株式会社製のモビロンＲ、モビロンＲ−Ｌ等が例示でき、熱融着繊維とも熱合着繊維ともされるポリウレタン繊維の例としては旭化成株式会社製のロイカＳＦ等が例示できる。繊維編地が熱融着繊維等をさらに含んでいる場合、導電性繊維と熱融着繊維等とを含む電極層を熱プレス処理することにより、電極層の表面平滑性を向上（すなわち、表面粗さ（Ｒａ）を小さく）させて、皮膚（体表面）への密着性を向上することができる。生体電極の皮膚への密着性が高められることにより、生体電気信号をより一層精度高く取得し得る。 The fiber knitted fabric constituting the electrode layer may be composed only of conductive fibers, or may further include other fibers. The other fiber is preferably a heat-bonded fiber or a heat-bonded fiber (hereinafter referred to as a heat-bonded fiber or the like). The difference between the heat-bonded fiber and the heat-bonded fiber may be distinguished by the strength of the bonding force generated by cooling from the semi-molten or softened state. Those with weak strength are heat-bonded fibers. Although this distinction is not clear and includes an ambiguous paste, the point is that any fiber that can bond the intersections of the fibers by heat treatment may be used. For example, examples of polyurethane fibers as heat-sealing fibers include Mobilon R and Mobilon RL manufactured by Nisshinbo Textile Co., Ltd. As examples of polyurethane fibers used as heat-sealing fibers and heat-sealing fibers, Asahi Kasei Examples include Roika SF manufactured by Co., Ltd. When the fiber knitted fabric further includes heat-bonding fibers and the like, the surface smoothness of the electrode layer is improved by performing a heat press treatment on the electrode layer including the conductive fibers and the heat-bonding fibers (that is, the surface The roughness (Ra) can be reduced) and the adhesion to the skin (body surface) can be improved. By improving the adhesion of the bioelectrode to the skin, bioelectric signals can be obtained with higher accuracy.
熱融着繊維等としては、例えば８０℃以上程度の熱プレスによって、繊維同士が結合するものであれば、特に制限されないが、好ましくはポリウレタン繊維、ナイロン繊維、ポリエステル繊維などが挙げられる。熱融着繊維等は、１種類単独で使用してもよいし、２種類以上を組み合わせて使用してもよい。 The heat-sealable fiber is not particularly limited as long as the fibers are bonded to each other by, for example, hot pressing at about 80 ° C. or higher, and preferably, a polyurethane fiber, a nylon fiber, a polyester fiber, and the like are used. One type of heat-sealing fiber or the like may be used alone, or two or more types may be used in combination.
繊維編地が熱融着繊維等をさらに含んでいる場合、生体電気信号をより一層精度高く取得する観点から、繊維編地中の導電性繊維と熱融着繊維等との質量比（導電性繊維：熱融着繊維等）としては、好ましくは５０：５０〜９８：２程度、より好ましくは６０：４０〜９０：１０程度が挙げられる。 In the case where the fiber knitted fabric further includes a heat-bonded fiber or the like, from the viewpoint of obtaining a bioelectric signal with higher accuracy, the mass ratio of the conductive fiber and the heat-bonded fiber or the like in the fiber knitted fabric (conductive (Fiber: heat fusion fiber etc.) is preferably about 50:50 to 98: 2, more preferably about 60:40 to 90:10.
繊維編地を構成している導電性繊維の繊度としては、特に制限されず、例えば１〜３００ｄｔｅｘ程度が挙げられる。導電性繊維はモノフィラメントでもよいし、マルチフィラメントでもよい。熱融着繊維等の繊度としては、特に制限されず、例えば１〜３００ｄｔｅｘ程度が挙げられる。熱融着繊維等はモノフィラメントでもよいし、マルチフィラメントでもよい。繊維編地の編立方法としては、特に制限されず、例えば、シングル編（平編、天竺編ともいう。）、フライス編（ゴム編ともいう。）、パール編、スムース編など緯編のほか、経編や編組も含めた公知の編立方法が挙げられる。 It does not restrict | limit especially as the fineness of the electroconductive fiber which comprises the fiber knitted fabric, For example, about 1-300 dtex is mentioned. The conductive fiber may be a monofilament or a multifilament. The fineness of the heat-fusible fiber or the like is not particularly limited, and examples thereof include about 1 to 300 dtex. The heat fusion fiber or the like may be a monofilament or a multifilament. The knitting method of the fiber knitted fabric is not particularly limited. For example, in addition to weft knitting such as single knitting (also referred to as flat knitting or tengu knitting), milling knitting (also referred to as rubber knitting), pearl knitting, and smooth knitting. Well-known knitting methods including warp knitting and braiding can be mentioned.
本発明の生体電極においては、繊維編地の表面粗さ（Ｒａ）が４０μｍ以下である。本発明においては、電極層を構成している繊維編地表面の表面粗さ（Ｒａ）が、このような小さな値を有しており、表面平滑性が非常に高いことから、体動が大きい状況など、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれやすい状況においても、生体電気信号を高い精度で取得することが可能となる。より具体的には、本発明の生体電極は、電極層表面の表面平滑性が非常に高いことから、皮膚に対する密着性が高い。これにより、皮膚と電極層との間の接触インピーダンスが低減し、結果として、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれにくくなり、生体電気信号を精度高く取得することが可能となる。また、体動が大きくなくとも、例えば汗をかきにくい状況においても、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれやすいが、本発明の生体電極は、皮膚に対する密着性が高いことから、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれにくくなり、生体電気信号を精度高く取得することが可能となる。 In the bioelectrode of the present invention, the surface roughness (Ra) of the fiber knitted fabric is 40 μm or less. In the present invention, the surface roughness (Ra) of the surface of the fiber knitted fabric constituting the electrode layer has such a small value, and since the surface smoothness is very high, the body movement is large. Even in a situation where artifacts are likely to be captured in the bioelectric signal, such as the situation, the bioelectric signal can be acquired with high accuracy. More specifically, the bioelectrode of the present invention has very high surface smoothness on the surface of the electrode layer, and therefore has high adhesion to the skin. As a result, the contact impedance between the skin and the electrode layer is reduced, and as a result, artifacts are hardly taken into the bioelectric signal, and the bioelectric signal can be obtained with high accuracy. Further, even if the body movement is not large, for example, even in a situation where it is difficult to sweat, artifacts are easily taken into the bioelectric signal, but the bioelectrode of the present invention has high adhesion to the skin, so Artifacts are less likely to be captured, and bioelectric signals can be acquired with high accuracy.
また、従来の生体電極では、電気刺激を付与する場合にも、生体電極の感度が悪くなり、電気刺激を付与しにくくなる場合があったが、本発明の生体電極は、皮膚と電極層との間の接触インピーダンスが低減しているため、感度が高く、生体に対して効果的に電気刺激を付与することもできる。 In addition, in the conventional bioelectrode, even when an electrical stimulus is applied, the sensitivity of the bioelectrode is deteriorated and it may be difficult to apply the electrical stimulus. However, the bioelectrode of the present invention includes a skin and an electrode layer. Since the contact impedance between them is reduced, the sensitivity is high, and electrical stimulation can be effectively applied to the living body.
生体電気信号をより一層精度高く取得する観点から、繊維編地の表面における表面粗さ（Ｒａ）としては、好ましくは３５μｍ以下、より好ましくは３０μｍ以下、さらに好ましくは２６μｍ以下が挙げられる。同様の観点から、表面粗さ（Ｒａ）としては、好ましくは１０μｍ以上が挙げられる。 From the viewpoint of obtaining bioelectric signals with higher accuracy, the surface roughness (Ra) on the surface of the fiber knitted fabric is preferably 35 μm or less, more preferably 30 μm or less, and even more preferably 26 μm or less. From the same viewpoint, the surface roughness (Ra) is preferably 10 μm or more.
繊維編地の表面における表面粗さ（Ｒａ）は、ＪＩＳ Ｂ０６０１−２００１の規定に準拠した方法により測定した値であり、より具体的には、実施例に記載の方法により測定した値である。 The surface roughness (Ra) on the surface of the fiber knitted fabric is a value measured by a method in accordance with the provisions of JIS B0601-2001, and more specifically, a value measured by the method described in the examples.
繊維編地の表面における表面粗さ（Ｒａ）を４０μｍ以下に設定する方法としては、特に制限されず、例えば、繊維編地を熱プレスに供し、導電性繊維と熱融着繊維等とを結合させる方法が挙げられる。前述の通り、繊維編地が導電性繊維及び熱融着繊維等を含む場合、熱プレスによって、繊維編地の表面平滑性を効果的に高めることができ、表面粗さ（Ｒａ）を好適に４０μｍ以下に設定することができる。 The method for setting the surface roughness (Ra) on the surface of the fiber knitted fabric to 40 μm or less is not particularly limited. For example, the fiber knitted fabric is subjected to a hot press, and the conductive fibers and the heat-bonded fibers are combined. The method of letting it be mentioned. As described above, when the fiber knitted fabric includes conductive fibers, heat-bonded fibers, and the like, the surface smoothness of the fiber knitted fabric can be effectively increased by hot pressing, and the surface roughness (Ra) is suitably set. It can be set to 40 μm or less.
さらに、生体電気信号をより一層精度高く取得する観点から、繊維編地の表面が疎水性表面または親水性表面のいずれかを有していることが好ましい。より具体的には、繊維編地の表面における水接触角が、１１５°以上であるか、または、８５°以下であることが好ましい。 Furthermore, from the viewpoint of obtaining bioelectric signals with higher accuracy, it is preferable that the surface of the fiber knitted fabric has either a hydrophobic surface or a hydrophilic surface. More specifically, the water contact angle on the surface of the fiber knitted fabric is preferably 115 ° or more or 85 ° or less.
例えば、電極層を構成している繊維編地表面の水接触角が、１１５°以上という高い疎水性を備えていることにより、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれやすい状況においても、より一層高い精度で生体電気信号を取得することが可能となる。より具体的には、電極層表面の疎水性が非常に高い場合、皮膚から放出された水分を、皮膚と電極層表面との間に、効率的に留めることが可能となる。これにより、皮膚と電極層との間の接触インピーダンスが低減し、結果として、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれにくくなり、生体電気信号を取得制度が向上する。 For example, the water contact angle on the surface of the fiber knitted fabric constituting the electrode layer has a high hydrophobicity of 115 ° or more, so that even in a situation where artifacts are easily taken into the bioelectric signal, it is even higher. A bioelectric signal can be acquired with high accuracy. More specifically, when the hydrophobicity of the electrode layer surface is very high, moisture released from the skin can be efficiently retained between the skin and the electrode layer surface. Thereby, the contact impedance between skin and an electrode layer reduces, As a result, it becomes difficult to take in an artifact in a bioelectric signal, and the system which acquires a bioelectric signal improves.
一方、電極層を構成している繊維編地表面の水接触角が、８５°以下という高い親水性を備えている場合にも、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれやすい状況において、より一層高い精度で生体電気信号を取得することが可能となる。より具体的には、電極層表面の親水性が非常に高い場合、皮膚から放出された水分を、電極層に効率的に留めることが可能となる。これにより、電極自体の水分率が向上し、結果として、生体電気信号中にアーチファクトが取り込まれにくくなり、生体電気信号を取得制度が向上する。 On the other hand, even when the water contact angle on the surface of the fiber knitted fabric constituting the electrode layer has a high hydrophilicity of 85 ° or less, it is even higher in a situation where artifacts are easily taken into the bioelectric signal. A bioelectric signal can be acquired with high accuracy. More specifically, when the hydrophilicity of the electrode layer surface is very high, the moisture released from the skin can be efficiently retained in the electrode layer. As a result, the moisture content of the electrode itself is improved, and as a result, artifacts are less likely to be captured in the bioelectric signal, and the bioelectric signal acquisition system is improved.
繊維編地を疎水性表面とする場合、生体電気信号をより精度高く取得する観点から、繊維編地表面の水接触角としては、好ましくは１２０°以上、より好ましくは１３０°以上が挙げられる。同様の観点から、水接触角としては、好ましくは１５０°以下が挙げられる。一方、繊維編地の表面を親水性表面とする場合、生体電気信号をより精度高く取得する観点から、繊維編地の表面における水接触角としては、好ましくは８０°以下、より好ましくは７５°以下が挙げられる。同様の観点から、水接触角としては、好ましくは５０°以上が挙げられる。なお、当該水接触角の測定方法は、ＪＩＳ Ｒ３２５７の規定に準拠し、自動接触角計を用いて測定した値である。 When the fiber knitted fabric has a hydrophobic surface, the water contact angle on the surface of the fiber knitted fabric is preferably 120 ° or more, more preferably 130 ° or more, from the viewpoint of obtaining a bioelectric signal with higher accuracy. From the same viewpoint, the water contact angle is preferably 150 ° or less. On the other hand, when the surface of the fiber knitted fabric is a hydrophilic surface, the water contact angle on the surface of the fiber knitted fabric is preferably 80 ° or less, more preferably 75 ° from the viewpoint of obtaining a bioelectric signal with higher accuracy. The following are mentioned. From the same viewpoint, the water contact angle is preferably 50 ° or more. In addition, the measurement method of the said water contact angle is the value measured using the automatic contact angle meter based on prescription | regulation of JISR3257.
繊維編地の表面における水接触角を１１５°以上に設定する方法としては、特に制限されず、例えば、前述の導電性繊維や熱融着繊維等として、疎水性の高いものを用いる手法や、繊維編地の表面に疎水処理層を設ける方法が挙げられる。これらの中でも、生体電気信号をより一層精度高く取得する観点から、繊維編地の表面に疎水処理層を設ける方法が好ましい。 The method for setting the water contact angle on the surface of the fiber knitted fabric to 115 ° or more is not particularly limited, for example, a method using a highly hydrophobic material such as the above-described conductive fiber or heat-sealed fiber, The method of providing a hydrophobic treatment layer on the surface of a fiber knitted fabric is mentioned. Among these, the method of providing a hydrophobic treatment layer on the surface of the fiber knitted fabric is preferable from the viewpoint of obtaining bioelectric signals with higher accuracy.
繊維編地の表面に疎水処理層を設ける方法としては、特に制限されないが、例えば、繊維編地を疎水性表面処理液中に浸漬する方法が挙げられる。この方法により、繊維編地を構成している繊維表面に均一に疎水処理層を形成することが可能となり、効率的に疎水性を高めることができる。また、浸漬の後、乾燥や熱処理を行ってもよく、そうすることにより疎水処理層の耐久性をより優れたものにすることができる。 The method of providing the hydrophobic treatment layer on the surface of the fiber knitted fabric is not particularly limited, and examples thereof include a method of immersing the fiber knitted fabric in the hydrophobic surface treatment liquid. By this method, it becomes possible to form a hydrophobic treatment layer uniformly on the fiber surface constituting the fiber knitted fabric, and the hydrophobicity can be efficiently increased. Moreover, you may perform drying and heat processing after immersion, and can make the durability of a hydrophobic treatment layer more excellent by doing so.
疎水性表面処理液としては、特に制限されず、公知の疎水性表面処理液を使用することができる。疎水性表面処理液としては、例えば、フッ素系疎水性表面処理液、シリコーン系表面処理液、ワックス系表面処理液などが挙げられる。これらの疎水性表面処理液は、市販品が容易に入手可能である。 It does not restrict | limit especially as a hydrophobic surface treatment liquid, A well-known hydrophobic surface treatment liquid can be used. Examples of the hydrophobic surface treatment liquid include a fluorine-based hydrophobic surface treatment liquid, a silicone-based surface treatment liquid, and a wax-based surface treatment liquid. Commercially available products of these hydrophobic surface treatment solutions are readily available.
一方、繊維編地の表面における水接触角を８５°以下に設定する方法としては、特に制限されず、例えば、前述の導電性繊維や熱融着繊維等として、親水性の高いものを用いる手法や、繊維編地の表面に親水処理層を設ける方法が挙げられる。これらの中でも、生体電気信号をより一層精度高く取得する観点から、繊維編地の表面に親水処理層を設ける方法が好ましい。 On the other hand, the method for setting the water contact angle on the surface of the fiber knitted fabric to 85 ° or less is not particularly limited. For example, a method using a highly hydrophilic material such as the above-described conductive fiber or heat-sealed fiber. And a method of providing a hydrophilic treatment layer on the surface of the fiber knitted fabric. Among these, a method of providing a hydrophilic treatment layer on the surface of the fiber knitted fabric is preferable from the viewpoint of obtaining a bioelectric signal with higher accuracy.
繊維編地の表面に親水処理層を設ける方法としては、特に制限されないが、例えば、繊維編地を親水性表面処理液中に浸漬する方法が挙げられる。この方法により、繊維編地を構成している繊維表面に均一に親水処理層を形成することが可能となり、効率的に親水性を高めることができる。また、浸漬の後、乾燥や熱処理を行ってもよく、そうすることにより親水処理層の耐久性をより優れたものにすることができる。 The method for providing the hydrophilic treatment layer on the surface of the fiber knitted fabric is not particularly limited, and examples thereof include a method of immersing the fiber knitted fabric in the hydrophilic surface treatment liquid. By this method, it becomes possible to form a hydrophilic treatment layer uniformly on the surface of the fiber constituting the fiber knitted fabric, and the hydrophilicity can be efficiently increased. Moreover, you may perform drying and heat processing after immersion, and can make the durability of a hydrophilic treatment layer more excellent by doing so.
親水性表面処理液としては、特に制限されず、公知の親水性表面処理液を使用することができる。親水性表面処理液としては、例えば、ポリウレタン系親水性表面処理液、ポリエーテル系表面処理液、ポリエステル系表面処理液などが挙げられる。これらの親水性表面処理液は、市販品が容易に入手可能である。 It does not restrict | limit especially as a hydrophilic surface treatment liquid, A well-known hydrophilic surface treatment liquid can be used. Examples of the hydrophilic surface treatment liquid include a polyurethane-based hydrophilic surface treatment liquid, a polyether-based surface treatment liquid, and a polyester-based surface treatment liquid. Commercially available products of these hydrophilic surface treatment solutions are readily available.
電極層の厚みとしては、特に制限されず、例えば１０〜１,０００μｍ程度、より好ましくは３０〜８００μｍ程度が挙げられる。 The thickness of the electrode layer is not particularly limited, and for example, about 10 to 1,000 μm, and more preferably about 30 to 800 μm.
本発明の生体電極において、例えば図１に示されるように、電極層１は、基材層２の上に設けられていることが好ましい。これにより、本発明の生体電極の形状安定性、機械的強度を高めることが可能となる。 In the bioelectrode of the present invention, for example, as shown in FIG. 1, the electrode layer 1 is preferably provided on the base material layer 2. Thereby, the shape stability and mechanical strength of the bioelectrode of the present invention can be increased.
基材層２を構成する素材としては、特に制限されないが、生体電極の皮膚への密着性を向上させる観点からは、柔軟性に優れた素材が好ましい。基材層２を構成する素材としては、好ましくは、クロロプレンゴムなどのゴムなどや、ポリエステル、ポリウレタン、ポリエチレンなどの樹脂が挙げられる。基材層を構成する素材は、１種類であってもよいし、２種類以上であってもよい。生体電極の皮膚への密着性を向上させる観点から、基材層が樹脂により構成されている場合、樹脂はスポンジ状であることが好ましい。 Although it does not restrict | limit especially as a raw material which comprises the base material layer 2, From the viewpoint of improving the adhesiveness to the skin of a bioelectrode, the raw material excellent in the flexibility is preferable. As a material which comprises the base material layer 2, Preferably, rubbers, such as chloroprene rubber, etc., and resin, such as polyester, a polyurethane, and polyethylene, are mentioned. There may be one kind of material constituting the base material layer, or two or more kinds. From the viewpoint of improving the adhesion of the bioelectrode to the skin, when the base material layer is made of resin, the resin is preferably sponge-like.
基材層は、単層であってもよいし、複層であってもよい。また、基材層が複層である場合、各層を構成する素材は、同一であってもよいし、異なっていてもよい。 The base material layer may be a single layer or a multilayer. Moreover, when a base material layer is a multilayer, the raw material which comprises each layer may be the same, and may differ.
基材層の厚みとしては、特に制限されないが、生体電極の形状安定性、機械的強度を高めつつ、生体電極の皮膚への密着性を向上させる観点からは、好ましくは０．１〜１０ｍｍ程度、より好ましくは１〜８ｍｍ程度が挙げられる。 Although it does not restrict | limit especially as thickness of a base material layer, From a viewpoint of improving the adhesiveness to the skin of a bioelectrode, improving the shape stability and mechanical strength of a bioelectrode, Preferably it is about 0.1-10 mm. More preferably, about 1-8 mm is mentioned.
本発明の生体電極において、例えば図１に示されるように、電極層１と基材層２との間に、水分透過抑制層３をさらに有することが好ましい。本発明の生体電極においては、水分透過抑制層が設けられていることにより、皮膚から放出された水分を、皮膚と電極層表面との間に、より効率的に留めることが可能となり、生体電気信号をより一層精度高く取得し得る。 In the bioelectrode of the present invention, for example, as shown in FIG. 1, it is preferable to further include a moisture permeation suppression layer 3 between the electrode layer 1 and the base material layer 2. In the biological electrode of the present invention, the provision of the moisture permeation suppression layer makes it possible to more efficiently retain moisture released from the skin between the skin and the electrode layer surface. The signal can be acquired with higher accuracy.
水分透過抑制層は、生体電極の水分透過を抑制できるものであれば、特に制限されず、樹脂フィルム、不織布などにより構成することができる。水分透過抑制層を構成する素材としては、ポリウレタン、ポリエチレンテレフタレート、アクリル樹脂、ポリエチレン、ポリプロピレン、ナイロンなどが挙げられる。また、水分透過抑制層を不織布により構成することができる。水分透過抑制層は、単層であってもよいし、複層であってもよい。また、水分透過抑制層が複層である場合、各層を構成する素材は、同一であってもよいし、異なっていてもよい。 The moisture permeation suppression layer is not particularly limited as long as it can suppress the moisture permeation of the bioelectrode, and can be composed of a resin film, a nonwoven fabric, or the like. Examples of the material constituting the moisture permeation suppression layer include polyurethane, polyethylene terephthalate, acrylic resin, polyethylene, polypropylene, and nylon. Moreover, a moisture permeation suppression layer can be comprised with a nonwoven fabric. The moisture permeation suppression layer may be a single layer or a multilayer. Moreover, when the moisture permeation suppression layer is a multilayer, the materials constituting each layer may be the same or different.
水分透過抑制層の水分透過率としては、特に制限されないが、好ましくは２００ｇ／ｍ2／ｈ以下、より好ましくは１５０ｇ／ｍ2／ｈ以下が挙げられる。なお、水分透過抑制層の水分透過率は、ＪＩＳ Ｌ１０９９（Ａ−１法）の方法により測定した値である。 The moisture permeability of the moisture permeation suppression layer is not particularly limited, but is preferably 200 g / m 2 / h or less, more preferably 150 g / m 2 / h or less. The moisture permeability of the moisture permeation suppression layer is a value measured by the method of JIS L1099 (A-1 method).
水分透過抑制層の厚みとしては、特に制限されず、例えば１〜５００μｍ程度、より好ましくは１０〜２００μｍ程度が挙げられる。 The thickness of the moisture permeation suppression layer is not particularly limited, and is, for example, about 1 to 500 μm, more preferably about 10 to 200 μm.
電極層と、基材層や水分透過抑制層とを積層する方法としては、特に制限されず、熱プレスや、接着層を設ける方法などが挙げられる。例えば、電極層と基材層とを熱プレスにより接着する場合、温度８０〜２００℃程度、圧力０．０５〜２０ＭＰａ程度、１〜６０秒程度の条件で熱プレスすることが好ましい。また、電極層と水分透過抑制層とを熱プレスにより接着する場合、温度８０〜２００℃程度、圧力０．０１〜１０ＭＰａ程度、５〜１２０秒程度の条件で熱プレスすることが好ましい。また、基材層と水分透過抑制層とを熱プレスにより接着する場合、温度８０〜２００℃程度、圧力０．０１〜１０ＭＰａ程度、５〜１２０秒秒程度の条件で熱プレスすることが好ましい。 The method for laminating the electrode layer, the base material layer, and the moisture permeation suppression layer is not particularly limited, and examples thereof include hot pressing and a method of providing an adhesive layer. For example, when the electrode layer and the base material layer are bonded by hot pressing, it is preferable to perform hot pressing under conditions of a temperature of about 80 to 200 ° C., a pressure of about 0.05 to 20 MPa, and about 1 to 60 seconds. When the electrode layer and the moisture permeation suppression layer are bonded by hot pressing, it is preferable to perform hot pressing under conditions of a temperature of about 80 to 200 ° C., a pressure of about 0.01 to 10 MPa, and a time of about 5 to 120 seconds. Moreover, when bonding a base material layer and a moisture permeation | transmission suppression layer by hot press, it is preferable to heat-press on the conditions of about 80-200 degreeC of temperature, about 0.01-10 MPa of pressure, and about 5 to 120 second second.
また、接着層を設ける方法としては、例えば、ウレタン不織布、ナイロン不織布などを各層の間に配置して、熱圧着させる方法や、変性シリコーンポリマーなどの接着剤を用いる方法が挙げられる。接着層を設ける場合、接着層の厚みとしては、特に制限されず、例えば１〜３００μｍ程度、より好ましくは１０〜２００μｍ程度が挙げられる。 Examples of the method for providing the adhesive layer include a method in which a urethane nonwoven fabric, a nylon nonwoven fabric or the like is disposed between the layers and thermocompression bonded, or a method using an adhesive such as a modified silicone polymer. When providing an adhesive layer, the thickness of the adhesive layer is not particularly limited, and for example, about 1 to 300 μm, and more preferably about 10 to 200 μm.
本発明の生体電極には、必要に応じて、これらの層以外の層をさらに設けてもよい。本発明の生体電極の総厚みとしては、特に制限されず、例えば０．１〜１２ｍｍ程度、より好ましくは１〜１０ｍｍ程度が挙げられる。 The bioelectrode of the present invention may be further provided with a layer other than these layers as necessary. The total thickness of the biological electrode of the present invention is not particularly limited, and for example, about 0.1 to 12 mm, and more preferably about 1 to 10 mm.
本発明の生体電極と、生体電気信号を記録する機器とを、配線などで接続することにより、心電図、筋電図、脳波、心拍変動などの生体電気信号の取得・記録が可能となる。また、本発明の生体電極を低周波治療器などの電極とすることにより、生体に対して電気刺激を付与するために用いることもできる。 By connecting the bioelectrode of the present invention and a device for recording a bioelectric signal by wiring or the like, it is possible to acquire and record bioelectric signals such as an electrocardiogram, an electromyogram, an electroencephalogram, and a heartbeat fluctuation. Moreover, it can also be used in order to give an electrical stimulus with respect to a biological body by using the biological electrode of this invention as electrodes, such as a low frequency therapeutic device.
本発明の生体電極は、例えば、布地に固定して利用することができる。具体的には、例えば、本発明の生体電極と布地を複合化して衣類とし、電極層表面を皮膚に密着させて生体電気信号を取得することができる。例えば、このような衣類を着衣した状態で、生体電極から取得した生体電気信号をリアルタイムに記録・解析することにより、スポーツ、健康、医療、エンタテインメントなどの様々な分野に利用することができる。 The bioelectrode of the present invention can be used by being fixed to a cloth, for example. Specifically, for example, a bioelectric signal can be obtained by combining the bioelectrode and the fabric of the present invention into clothing, and bringing the electrode layer surface into close contact with the skin. For example, by recording and analyzing a bioelectric signal acquired from a bioelectrode in real time while wearing such clothing, it can be used in various fields such as sports, health, medical care, and entertainment.
本発明の生体電極は、電極層が繊維編地により構成されているため、例えば導電性の粘着性層を電極とした従来の生体電極と異なり、繰り返し洗濯して使用することもできる。なお、本発明の生体電極を布地に固定する方法としては、特に制限されず、例えばウレタン不織布、ナイロン不織布などを間に配置して、熱圧着させる方法でもよいし、接着剤を用いてもよいし、布地に縫い付けてもよい。 Since the electrode layer of the bioelectrode of the present invention is constituted by a fiber knitted fabric, for example, unlike a conventional bioelectrode using an electroconductive adhesive layer as an electrode, it can be repeatedly washed and used. In addition, the method for fixing the bioelectrode of the present invention to the fabric is not particularly limited, and for example, a urethane non-woven fabric, a nylon non-woven fabric or the like may be placed between them and thermocompression bonded, or an adhesive may be used. And may be sewn to the fabric.
布地の素材としては、通常の衣類に使用されるものを用いることができ、例えば、綿、羊毛などの天然繊維素材、ポリエステル、ナイロンなどの合成繊維素材など、特に制限なく用いることができる。 As the material of the fabric, those used in ordinary clothing can be used, and for example, natural fiber materials such as cotton and wool, synthetic fiber materials such as polyester and nylon can be used without particular limitation.
布地は、衣類などの形態に加工されていてもよく、その形態は、取得対象とする生体電気信号の種類に応じて適宜設計することができる。例えば、心電図を取得する場合であれば、生体の心臓に近い胸部に生体電極が配置される下着などの形態が好ましい。 The fabric may be processed into a form such as clothing, and the form can be appropriately designed according to the type of bioelectric signal to be acquired. For example, in the case of acquiring an electrocardiogram, a form such as underwear in which a bioelectrode is arranged on the chest close to the heart of the living body is preferable.
以下に、実施例を挙げて本発明をさらに詳しく説明するが、本発明は下記の実施例に何ら限定されるものではない。 Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to examples. However, the present invention is not limited to the following examples.
（実施例１）
銀メッキ繊維（三ツ冨士繊維工業株式会社製のナイロンマルチフィラメント［商品名：ＡＧｐｏｓｓ］）７８ｄｔｅｘ／３４ｆ及びポリウレタン繊維（４４ｄｔｅｘ、モビロン（登録商標、日清紡テキスタイル株式会社製）Ｒ）を用いて、丸編機でフライス編立を行った。このときの繊維の混率は、銀メッキ繊維を８０．７質量％、ポリウレタン繊維を１９．３質量％とした。また、度目は、４０コース／０．５インチ、３０ウェール／０．５インチとした。得られた繊維編地を、精練剤１ｇ／Ｌの処理液を用いて精練（６０℃下で１０分間）、水洗（５分間）、脱水（脱水機で３分間）、乾燥（８０℃で１時間）、生地仕上げ（型枠に固定し、１３０℃（湿熱）で１０分間）に供して、繊維編地により構成された電極層（厚み７００μｍ）を製造した。
Example 1
Using silver-plated fiber (Nylon multifilament [trade name: AGposs] manufactured by Mitsuji Fuji Textile Co., Ltd.) 78 dtex / 34f and polyurethane fiber (44 dtex, Mobilon (registered trademark, manufactured by Nisshinbo Textile Co., Ltd.) R), Milling was performed with a knitting machine. The mixing ratio of the fibers was 80.7% by mass for silver-plated fibers and 19.3% by mass for polyurethane fibers. The degree was 40 courses / 0.5 inches and 30 wales / 0.5 inches. The obtained fiber knitted fabric is scoured (treated at 60 ° C. for 10 minutes), washed with water (5 minutes), dehydrated (3 minutes with a dehydrator), and dried (1 at 80 ° C.) using a treatment solution of 1 g / L of a scouring agent. Time) and fabric finishing (fixed to a mold and subjected to 130 ° C. (wet heat) for 10 minutes) to produce an electrode layer (thickness 700 μm) constituted by a fiber knitted fabric.
次に、得られた電極層の一方面に、ウレタンフィルム（エスマー（登録商標、日本マタイ株式会社製）＃５、５０μｍ）を積層し、表１に記載の各温度で熱プレス（１ＭＰａで３０秒間）して、水分透過抑制層を形成した。得られた積層体を、フッ素系の疎水性表面処理液中に浸漬し、熱処理（１５０℃、２分間）を行い、電極層の表面に疎水処理層を形成した。次に、積層体のウレタンフィルム側に、接着層としてのウレタン不織布（エスパンシオーネ（登録商標、ＫＢセーレン株式会社製） ＵＥＯ−５０、厚み１２０μｍ）と、基材層としてのネオプレンゴム（厚み４ｍｍ）を積層し、熱圧着（１４０℃、０．５ＭＰａで１分間）を行い、生体電極を得た。なお、得られた生体電極の各層の厚みは、電極層が５５０μｍ、水分透過抑制層が４５μｍ、基材層が４ｍｍであった。また、電極層表面の水接触角を後述の方法により測定したところ、１３８．５°であった。 Next, a urethane film (Esmer (registered trademark, manufactured by Nihon Matai Co., Ltd.) # 5, 50 μm) is laminated on one surface of the obtained electrode layer, and hot pressing is performed at each temperature shown in Table 1 (30 at 1 MPa). Second) to form a moisture permeation suppressing layer. The obtained laminate was immersed in a fluorine-based hydrophobic surface treatment solution and subjected to heat treatment (150 ° C., 2 minutes) to form a hydrophobic treatment layer on the surface of the electrode layer. Next, on the urethane film side of the laminate, a urethane nonwoven fabric (Espancione (registered trademark, manufactured by KB Selen Co., Ltd.) UEO-50, thickness 120 μm) as an adhesive layer and neoprene rubber (thickness 4 mm) as a base material layer ) Were laminated and thermocompression bonded (140 ° C., 0.5 MPa for 1 minute) to obtain a bioelectrode. In addition, the thickness of each layer of the obtained bioelectrode was 550 μm for the electrode layer, 45 μm for the moisture permeation suppression layer, and 4 mm for the base material layer. Moreover, it was 138.5 degrees when the water contact angle of the electrode layer surface was measured by the method of the below-mentioned.
（実施例２）
実施例１の電極層の形成において、繊維の混率を、銀メッキ繊維８５．２質量％、ポリウレタン１４．８質量％とし、度目を５０コース／０．５インチ、２６ウェール／０．５インチとしたこと以外は、実施例１と同様にして、生体電極を得た。
(Example 2)
In the formation of the electrode layer of Example 1, the mixing ratio of fibers was 85.2% by mass of silver-plated fibers and 14.8% by mass of polyurethane, and the course was 50 course / 0.5 inch, 26 wales / 0.5 inch. A bioelectrode was obtained in the same manner as in Example 1 except that.
（実施例３）
実施例１の電極層の形成において、繊維の混率を、銀メッキ繊維６１．５質量％、ポリウレタン３８．５質量％とし、度目を３６コース／０．５インチ、２５ウェール／０．５インチとしたこと以外は、実施例１と同様にして、生体電極を得た。
(Example 3)
In the formation of the electrode layer of Example 1, the mixing ratio of the fibers was 61.5% by mass of silver-plated fibers and 38.5% by mass of polyurethane, and the degree was 36 courses / 0.5 inches and 25 wales / 0.5 inches. A bioelectrode was obtained in the same manner as in Example 1 except that.
（実施例４）
実施例１の電極層の形成において、繊維の混率を、銀メッキ繊維６７．７質量％、ポリウレタン３２．３質量％とし、度目を４０コース／０．５インチ、２５ウェール／０．５インチとしたこと以外は、実施例１と同様にして、生体電極を得た。
Example 4
In the formation of the electrode layer of Example 1, the mixing ratio of the fibers was 67.7% by mass of silver-plated fibers and 32.3% by mass of polyurethane, and the degree was 40 courses / 0.5 inches and 25 wales / 0.5 inches. A bioelectrode was obtained in the same manner as in Example 1 except that.
（比較例１）
実施例１において、熱プレス無しにしたこと以外は、実施例１と同様にして、生体電極を得た。なお、表２において、熱プレス無しは、電極層と水分透過抑制層との積層において、熱プレスを行わずに、接着剤（主成分：変性シリコーンポリマー、厚み：６０μｍ）を用いたことを意味する。
(Comparative Example 1)
In Example 1, a bioelectrode was obtained in the same manner as Example 1 except that no heat pressing was performed. In Table 2, “no hot pressing” means that an adhesive (main component: modified silicone polymer, thickness: 60 μm) was used in the lamination of the electrode layer and the moisture permeation suppression layer without performing hot pressing. To do.
（比較例２）
実施例２において、熱プレス無しにしたこと以外は、実施例２と同様にして、生体電極を得た。
(Comparative Example 2)
In Example 2, a bioelectrode was obtained in the same manner as Example 2 except that no heat pressing was performed.
（比較例３）
実施例３において、熱プレス無しにしたこと以外は、実施例３と同様にして、生体電極を得た。
(Comparative Example 3)
In Example 3, a bioelectrode was obtained in the same manner as in Example 3 except that no heat pressing was performed.
（比較例４）
実施例４において、熱プレス無しにしたこと以外は、実施例４と同様にして、生体電極を得た。
(Comparative Example 4)
In Example 4, a bioelectrode was obtained in the same manner as Example 4 except that no heat pressing was performed.
＜表面粗さ（Ｒａ）の測定＞
実施例１〜４及び比較例１〜４で得られた各生体電極の電極層表面の表面粗さ（Ｒａ）を、それぞれ、ＪＩＳ Ｂ０６０１−２００１の規定に準拠して測定した。なお、測定には、レーザー顕微鏡としてキーエンス社製のＶＫ−９７００（対物レンズ１０倍）を用いた。結果を表１，２に示す。
<Measurement of surface roughness (Ra)>
The surface roughness (Ra) of the electrode layer surface of each bioelectrode obtained in Examples 1 to 4 and Comparative Examples 1 to 4 was measured according to the provisions of JIS B0601-2001, respectively. For measurement, a VK-9700 (objective lens 10 times) manufactured by Keyence Corporation was used as a laser microscope. The results are shown in Tables 1 and 2.
＜水接触角の測定＞
実施例１〜４及び比較例１〜４で得られた各生体電極の電極層表面の水接触角は、それぞれ、ＪＩＳ Ｒ３２５７の規定に準拠し、自動接触角計（ＫＲＵＳＳ社製のＤＳＡ２０Ｅ）を用いて測定した。結果を表１に示す。
<Measurement of water contact angle>
The water contact angle of the electrode layer surface of each bioelectrode obtained in Examples 1 to 4 and Comparative Examples 1 to 4 is based on the provisions of JIS R3257, and an automatic contact angle meter (DSA20E manufactured by KRUSS) is used. And measured. The results are shown in Table 1.
＜心電測定＞
被験者の体表面（心臓の上部）に、上記で得られた各生体電極を、それぞれ、着圧が１ｋＰａとなるように貼り付けた。なお、生体電極は、配線を介して、心電計に接続されている。次に、室温１５℃、湿度４０％ＲＨの環境下、トレッドミルを用いて、歩行時（速度５ｋｍ／ｈ、測定期間１分間）またはジョギング時（速度８ｋｍ／ｈ、測定期間１分間）の心電波形（心電図）を取得した。測定期間中における心電波形の取得精度を、以下の基準により評価した。結果を表１，２に示す。なお、実施例１の熱プレス温度１８０℃及び比較例１の熱プレス無しの生体電極を用いた場合に得られた心電波形を、それぞれ、図２〜５に示す。図２は、実施例１の歩行時の心電波形であり、図３は、実施例１のジョギング時の心電波形であり、図４は、比較例１の歩行時の心電波形であり、図５は、比較例１のジョギング時の心電波形である。
（評価基準）
Ａ．心電波形が明瞭であり、心電波形を精度高く取得できる。
Ｂ．心電波形に僅かにアーチファクトが混入しているが、心電波形を取得できる。
Ｃ．心電波形にアーチファクトが多く混入しており、取得される心電波形の精度が低い。
Ｄ．心電波形にアーチファクトが非常に多く混入しており、心電波形が取得できない。
<Electrocardiogram measurement>
Each biological electrode obtained as described above was attached to the body surface (upper part of the heart) of the subject so that the applied pressure was 1 kPa. The bioelectrode is connected to the electrocardiograph via wiring. Next, in the environment of room temperature 15 ° C, humidity 40% RH, using a treadmill, walking (speed 5 km / h, measurement period 1 minute) or jogging (speed 8 km / h, measurement period 1 minute) Radio wave form (electrocardiogram) was acquired. The acquisition accuracy of the electrocardiographic waveform during the measurement period was evaluated according to the following criteria. The results are shown in Tables 1 and 2. In addition, the electrocardiogram waveform obtained when using the biopress electrode of Example 1 with a hot press temperature of 180 ° C. and Comparative Example 1 without hot press is shown in FIGS. 2 is an electrocardiogram waveform during walking in Example 1, FIG. 3 is an electrocardiogram waveform during jogging in Example 1, and FIG. 4 is an electrocardiogram waveform during walking in Comparative Example 1. FIG. 5 is an electrocardiographic waveform during jogging in Comparative Example 1.
(Evaluation criteria)
A. The electrocardiogram waveform is clear and the electrocardiogram waveform can be acquired with high accuracy.
B. Although an artifact is slightly mixed in the electrocardiogram waveform, the electrocardiogram waveform can be acquired.
C. Many artifacts are mixed in the electrocardiogram waveform, and the accuracy of the acquired electrocardiogram waveform is low.
D. There are so many artifacts in the ECG waveform that the ECG waveform cannot be acquired.
１ 電極層
２ 基材層
３ 水分透過抑制層
４ 接着層
１０ 生体電極
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Electrode layer 2 Base material layer 3 Water permeation suppression layer 4 Adhesive layer 10 Bioelectrode
Claims (5)
前記繊維編地の表面粗さ（Ｒａ）が、４０μｍ以下である、生体電極。 It has an electrode layer composed of fiber knitted fabric,
The biological electrode whose surface roughness (Ra) of the said fiber knitted fabric is 40 micrometers or less.
前記導電性繊維と前記熱融着繊維または熱合着繊維とが結合されている、請求項１に記載の生体電極。 The fiber knitted fabric includes conductive fibers, heat-fusible fibers or heat-bonding fibers,
The bioelectrode according to claim 1, wherein the conductive fiber and the heat-fusible fiber or the heat-bonding fiber are combined.
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Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2020534067A (en) * | 2017-09-15 | 2020-11-26 | ザ トラスティーズ オブ ザ ユニバーシティ オブ ペンシルバニア | Embedded equipment using 2D metal carbides and nitrides (MXENES) |
| CN114947865A (en) * | 2022-05-23 | 2022-08-30 | 华南理工大学 | Flexible bioelectricity dry electrode and preparation method and application thereof |
| JP2023004110A (en) * | 2021-06-25 | 2023-01-17 | 住友ベークライト株式会社 | Flexibility sheet electrode, wearable bio electrode, and bio sensor |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000000221A (en) * | 1998-06-15 | 2000-01-07 | Gunze Ltd | Sheet for electrode |
| US20040102116A1 (en) * | 2002-11-25 | 2004-05-27 | Milliken & Company | Electrostatic dissipating fabric and garments formed therefrom |
| JP2007191811A (en) * | 2006-01-17 | 2007-08-02 | Seiren Co Ltd | Elastic electroconductive fiber material |
| WO2015115440A1 (en) * | 2014-01-28 | 2015-08-06 | 日本電信電話株式会社 | Electrode member and device |
| JP2016106877A (en) * | 2014-12-08 | 2016-06-20 | 日本電信電話株式会社 | Bioelectrode and clothing |
-
2016
- 2016-09-14 JP JP2016179462A patent/JP6185638B1/en active Active
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000000221A (en) * | 1998-06-15 | 2000-01-07 | Gunze Ltd | Sheet for electrode |
| US20040102116A1 (en) * | 2002-11-25 | 2004-05-27 | Milliken & Company | Electrostatic dissipating fabric and garments formed therefrom |
| JP2007191811A (en) * | 2006-01-17 | 2007-08-02 | Seiren Co Ltd | Elastic electroconductive fiber material |
| WO2015115440A1 (en) * | 2014-01-28 | 2015-08-06 | 日本電信電話株式会社 | Electrode member and device |
| JP2016106877A (en) * | 2014-12-08 | 2016-06-20 | 日本電信電話株式会社 | Bioelectrode and clothing |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2020534067A (en) * | 2017-09-15 | 2020-11-26 | ザ トラスティーズ オブ ザ ユニバーシティ オブ ペンシルバニア | Embedded equipment using 2D metal carbides and nitrides (MXENES) |
| US11925466B2 (en) | 2017-09-15 | 2024-03-12 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Implantable devices using 2D metal carbides and nitrides (MXenes) |
| JP2023004110A (en) * | 2021-06-25 | 2023-01-17 | 住友ベークライト株式会社 | Flexibility sheet electrode, wearable bio electrode, and bio sensor |
| CN114947865A (en) * | 2022-05-23 | 2022-08-30 | 华南理工大学 | Flexible bioelectricity dry electrode and preparation method and application thereof |
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