JP7568370B2 - 生体センサ - Google Patents

Description

本発明は、生体センサに関する。

心電（ＥＣＧ：electrocardiography）波形、脈波、脳波、筋電信号等の生体信号を検知するセンサに乾式電極を用いる場合、センサの表面に電極を露出させ、皮膚に直接、電極を接触させて生体電位を計測する。このとき、電極と皮膚が安定して接触していることが望ましい。生体適合性のあるポリマー基板の表面に電極を配置し、皮膚に貼り付けてデータを検出する構成が知られている（たとえば、特許文献１参照）。

生体センサの電極を直接皮膚に接触させて測定する場合、装着位置によっては、体動の影響により電極に伸縮、歪み等が生じることがある。電極に伸縮、歪み等が生じると皮膚からはがれやすくなり、接触インピーダンスが増大する。電極と皮膚との接触状態は、汗や分泌物に含まれる水分によっても悪化し、ノイズの一因となる。長期間にわたって生体センサを装着するときは、電極と皮膚の間に汗等が蓄積されて、皮膚に痒みを生じることもある。生体センサは、通気性とノイズ抑制効果の両方を備えていることが望ましい。

本発明は、通気性とノイズ抑制効果を備え、安定して生体信号を検出することのできる生体センサを提供することを目的とする。

本発明のひとつの側面では、生体センサは、皮膚の表面から生体情報を検知する電極アセンブリを有し、
前記電極アセンブリは、前記皮膚との接触面から順に、電極、親水性の基材、及び、剛性のカバー、がこの順で配置されており、
前記親水性の基材と前記剛性のカバーの間に空間が設けられている。

上記の構成により、通気性とノイズ抑制効果を実現し、安定して生体信号を検出することができる。

実施形態の生体センサの上面図である。 実施形態の生体センサの底面図である。 生体センサのセンサユニットの模式図である。 センサユニットの変形例である。 生体センサで用いられる電子部品の組み立て工程図である。 電極アセンブリの模式図であり、（Ａ）は上面図、（Ｂ）はＡ－Ａ'断面図である。 電極アセンブリをトップカバーとケーシングで覆った状態の断面図である。 電極アセンブリをトップカバーとケーシングで覆った別の構成の断面図である。 電極の設計例を示す図である。 図７の電極構成を用いた測定の評価結果である。 剛性のカバーを評価するシステムの模式図である。 図９の評価システムの底面図と上面図である。 非伸縮性フィルムを配置しないときのＥＣＧ波形とそのＦＦＴである。 一対の電極をカバーするワンピース型の非伸縮性フィルムを設けたときのＥＣＧ波形とそのＦＦＴである。 一対の電極の各々を個別にカバーするセパレート型の非伸縮性フィルムを設けたときのＥＣＧ波形とそのＦＦＴである。 電極と同じ大きさの開口を持つ非伸縮性フィルムを設けたときのＥＣＧ波形とそのＦＦＴである。 電極よりも大きい開口を持つ非伸縮性フィルムを設けたときのＥＣＧ波形とそのＦＦＴである。 電極サンプルに非伸縮性の支持層を用いたときと、伸縮性の支持層を用いたときのＥＣＧ波形を比較する図である。

発明者は、体動などに起因する電極の歪や伸縮を抑制するとともに、皮膚と接触する電極まわりの通気性を改善することで、生体センサのノイズが低減され、安定した信号測定が可能になることを見いだした。通気性の改善は、装着感の改善と、連続使用可能な期間の延長にもつながる。以下で、生体センサの具体的な構成を説明する。

＜生体センサの構成＞
図１は、実施形態の生体センサ１の上面図である。生体センサ１が装着される面、すなわち皮膚と接触する面をＸ－Ｙ面とし、Ｘ－Ｙ面と直交する方向をＺ方向とする。便宜上、＋Ｚ方向にある生体センサ１の上面側を「上側」、－Ｚ方向を「下側」とする。上面図で、全体を収容するケーシング１２０の形状は実線で描かれ、ケーシング１２０の内部に収容される実質的なセンサユニットは、破線で描かれている。

図１の構成例では、生体センサ１の主要部はケーシング１２０の内部に収容されているが、ケーシング１２０は必須ではなく、省略可能である。ケーシング１２０を用いる場合は、ケーシング１２０の端部に通気孔１２５が設けられる。ケーシング付きの状態で生体センサ１を装着する時間が長くなっても、汗、湿気、熱などを通気孔１２５から外に逃がすことができる。

生体センサ１は、電子部品１５０と、電子部品１５０に電気的に接続される一対の電極アセンブリ３０を有する。電極アセンブリ３０が配置される面が皮膚との接触面になる。

電極アセンブリ３０は、後述するように、皮膚との接触面から順に、電極１０、親水性の基材２５、及び、電極１０とその周辺領域を覆う剛性のカバー３１が、この順で配置されている。親水性の基材２５と剛性のカバー３１の間には、空間または空気層が設けられている。電極アセンブリ３０のこの積層構造によって、通気性が確保され、かつ電極１０の伸縮、歪みが抑制されて、低ノイズ特性が実現される。電極アセンブリ３０の詳細は、図５以降を参照して説明する。

図１では、一対の電極アセンブリ３０を用いて、シングルチャネルで生体情報を取得するが、この構成に限定されない。２つの差動の電極アセンブリ３０と、１つのグランド用の電極アセンブリを用いてもよいし、２対以上の電極アセンブリ３０を用いてマルチチャネルで生体情報を取得してもよい。電極アセンブリ３０を皮膚と接触させて生体センサ１を生体に貼り付けることで、ウエアラブルなセンサが実現する。

ケーシング１２０は、電極アセンブリ３０と電子部品１５０の配置位置に対応して、便宜上、３つの領域１０１、１０２、１０３で示されているが、一体成型可能である。電子部品１５０を収容する領域１０２の両側に、一対の電極アセンブリ３０のそれぞれが配置される領域１０１と１０３が設けられている。

ケーシング１２０の両端の通気孔１２５は、電極１０が配置される位置よりも外側に設けられている。上述のように、通気孔１２５を設けることで、汗、分泌など、皮膚から発散される水分を逃がして、電極アセンブリ３０に対する水分の影響を低減することができる。

電極アセンブリ３０は、配線１６０によって電子部品１５０と接続されている。電極アセンブリ３０はプローブとして機能し、測定時に皮膚と接触して生体信号を検知する。電極アセンブリ３０で検知された生体信号は、電子部品１５０で処理され、保存される。

領域１０１と１０３の少なくとも一方と、中央の領域１０２との境界に、ノッチ１０６が形成されていてもよい。ノッチ１０６を設けることで、ケーシング１２０が長軸方向（Ｘ方向）で屈曲しやすくなる。生体センサ１全体として、生体の表面形状への追従性が良くなり、電極アセンブリ３０の皮膚表面からの剥がれを抑制できる。

図２は、生体センサ１の底面図である。皮膚との接触面となる底面（貼付面）に、電極１０が露出している。図２では省略されているが、生体センサ１の底面のうち、電極１０を除く領域に粘着層を設けてもよい。粘着層を設けることで、電極１０を含むセンサユニットを皮膚に固定することができる。

図３Ａは、生体センサ１で用いられるセンサユニット１００を底面側、すなわち－Ｚ方向から見た模式図である。センサユニット１００は、生体センサ１の主要部であり、電子部品１５０と、電子部品１５０に電気的に接続される一対の電極アセンブリ３０を含む。

電子部品１５０は、全体が防水フィルム１４１で保護されている。後述するように、電子部品１５０は、集積回路（ＩＣ）チップ、バッテリー等を含み、動作の信頼性の観点から耐湿性を有することが望ましい。

防水フィルム１４１は、疎水性と粘着性を有する不織布、疎水性の樹脂などで形成されている。撥水性を高めるために、防水フィルム１４１の表面に撥水加工がなされていてもよい。撥水加工として、不織布や疎水性樹脂の表面を、薄いシリコーン樹脂、ポリスチレン系樹脂、アクリル系樹脂、その他の適切な材料でコーティングしてもよい。

電極アセンブリ３０は、－Ｚ方向からみると、電極１０、親水性の基材２５、及び剛性のカバー３１がこの順で配置され、裏面側に電極１０が露出している。電極１０は、配線１６０、及び接続部１６１によって、電子部品１５０に接続されている。電極１０を含む電極アセンブリ３０の裏面が、生体との接触面Ｐcontである。電極１０で検知された生体信号は、電子部品１５０で処理され、一定期間にわたって記録される。

電極１０は、たとえば、高分子材料で形成されている。高分子材料は、金属材料と比較して、柔軟性、耐酸化性などに優れ、皮膚との直接接触に適している。電極１０は、導電性高分子とバインダー樹脂を含む導電性組成物で形成されてもよい。導電性高分子として、ポリチオフェン、ポリアセチレン、ポリピロール、ポリアニリン、ポリフェニレンビニレン、これらのうちの一種類、または二種類以上の組み合わせを用いることができる。一例として、ポリチオフェン化合物、特に、生体との接触インピーダンスがより低く、高い導電性を有する点から、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を用いる。別の例として、電極１０は、カーボンナノ粒子、カーボンナノチューブ、カーボンナノバッド、銀ナノワイヤなどの導電性フィラーと、ポリマーとの混合物で形成されていてもよい。

バインダー樹脂は、水溶性高分子でも水不溶性高分子でもよいが、導電性組成物に含まれる他の成分との相溶性の観点から、実施形態では、水溶性高分子を用いる。水溶性高分子は、水には完全に溶けず、親水性を有する高分子（親水性高分子）を含む。水溶性高分子として、ヒドロキシル基含有高分子等を用いることができる。ヒドロキシル基含有高分子として、アガロース等の糖類、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、変性ポリビニルアルコール、又はアクリル酸とアクリル酸ナトリウムとの共重合体等を用いることができる。これらは、一種単独で用いてもよいし、二種以上併用してもよい。これらの中でも、ポリビニルアルコール、又は変性ポリビニルアルコールが好ましく、変性ポリビニルアルコールがより好ましい。

電極１０には、１つ以上の孔１５が形成されている。生体センサ１が被測定者の皮膚に装着されると、親水性の基材２５が、孔１５を介して、皮膚と接触する。親水性の基材２５は、親水性かつ接着性のあるテープ基材であり、孔１５を介して皮膚に押圧されて、電極１０を皮膚の所定位置に保持する。孔１５の径は、通気性と接着性の観点から、２ｍｍ以上、８ｍｍ以下が好ましく、より好ましくは、３ｍｍ以上、８ｍｍ以下、さらに好ましくは５ｍｍ以上、８ｍｍ以下である。電極１０に設けられる孔１５の形状は、円形に限定されず、楕円、長円、矩形、三角形、多角形などの孔でもよい。

孔１５の径が上記の範囲であれば、親水性の基材２５が孔１５を通して皮膚に接着し、通気性を確保しながら、電極１０と皮膚との接触を維持できる。発汗時や長期間にわたって（たとえば１週間）生体センサ１を用いる場合は、孔１５の径が５ｍｍ以上、８ｍｍ以下であるのが好ましい。

低ノイズで生体信号を取得するために、孔１５と電極１０のエッジの間に一定の間隔が保たれていることが望ましい。電極１０に一定幅以上の導電パスを持たせることで、生体信号取得の信頼性が向上する。導電パスの幅を十分広くとることができれば、一つの電極１０に、径が５～６ｍｍの孔を２つ配置する構成であってもよい。

電極１０の形状としては、装着者の皮膚表面に保持されて生体信号を検知することができれば、特に限定はないが、親水性の基材２５の輪郭に沿った形状であるのが好ましい。生体との接触面積を広くとって、信号対雑音比を向上できるからである。電極１０の形状の例は、図７を参照して後述する。親水性の基材２５として、たとえば、日東電工株式会社製のキネシオロジーテープを使用できる。キネシオロジーテープは、皮膚刺激の少ないアクリル系粘着剤を使用し、かつ親水性を有する。使用時は、皮膚がひきつることなく肌と密着して、汗などの水分を吸収することができる。使用後は、肌に粘着剤が残らない。

親水性の基材２５の電極１０と反対側の面に、剛性のカバー３１が配置されている。剛性のカバー３１は、可撓性ではあるが、電極１０及び親水性の基材２５と比較して剛性が高い。電極１０に対応する領域を、剛性のカバー３１で取り囲むことで、体動等に伴う電極１０の伸縮や歪みが抑制され、電極１０と皮膚との接触性が維持される。

後述するように、剛性のカバー３１に、貫通孔設けられていてもよい。貫通孔は通気孔として機能し、電極アセンブリ３０の通気性が向上する。

電子部品１５０と電極アセンブリ３０を含むセンサユニット１００の全体が、非常にフレキシブルであり、皮膚への追従性が高い。センサユニット１００がケーシング１２０の内部に収容されるときは、生体センサ１の裏面の電極１０を除く領域に粘着層を設けて、生体センサ１を皮膚に固定してもよい。

図３Ｂは、センサユニットの変形例を示す。センサユニット１００Ａは、図３Ａのセンサユニット１００に、トップカバー４０ａ、４０ｂ、４０ｃを設けた構成である。図３Ｂは、センサユニット１００Ａの裏面側、すなわち、－Ｚ方向から見た図であり、電極１０が最表面に位置する。

トップカバー４０ａ～４０ｃは、通気性、かつ親水性の接着カバーである。防水フィルム１４１で保護された電子部品１５０は、トップカバー４０ｂで覆われる。一対の電極アセンブリ３０は、それぞれトップカバー４０ａと４０ｂで覆われる。

トップカバー４０ｂは電子部品１５０のサイズよりも大きい。トップカバー４０ａ、４０ｂは、電極アセンブリ３０よりも大きい。使用時に、トップカバー４０ａ、４０ｂ、４０ｃによって、センサユニット１００Ａが皮膚に固定される。トップカバー４０ａ～４０ｃは、通気性、親水性に加えて低刺激であることが望しい。一例として、日東電工株式会社製の「Ｋｉｎｏ ｗｈｉｔｅ」などのアクリル系テープを用いることができる。

電極アセンブリ３０と電子部品１５０に、個別のトップカバー４０ａ、４０ｂ、及び４０ｃを用いることで、センサユニット１００Ａの柔軟性を高く維持して、被測定者の皮膚に固定することができる。トップカバー４０ａ～４０ｃを設ける場合はケーシング１２０そのものを用いなくてもよい。

図４は、生体センサ１で用いられる電子部品１５０の組み立て工程を示す。防水フィルム１４１の所定の領域に、電気的な絶縁層１４２を配置する。絶縁層１４２は、ＩＣチップが配置される位置に設けられ、たとえば、エポキシ樹脂などの絶縁樹脂で形成される。

絶縁層１４２の上にＩＣチップ１４５を配置する。ＩＣチップ１４５から、接続部１６１を有する配線１６０が延びている。防水フィルム１４１の所定の位置にバッテリー１８０を配置する。バッテリー１８０はＩＣチップ１４５と電気的に接続されて、ＩＣチップ１４５にパワーを供給する。

ＩＣチップ１４５とバッテリー１８０を配置した後に、防水フィルム１４１を二つ折りにして貼り合わせる。配線１６０は、張り合わされた防水フィルム１４１の外に引き出されている。配線１６０の先端の接続部１６１に、電極アセンブリ３０の電極１０が接続される。

図５は、電極アセンブリ３０の模式図である。図５の（Ａ）は上面図、（Ｂ）は（Ａ）のＡ－Ａ'断面図である。電極アセンブリ３０は、皮膚との接触面Ｐcontの側から、電極１０、親水性の基材２５、及び剛性のカバー３１がこの順に配置されている。

基材２５は、電極１０と、その周囲を覆っている。電極１０の周囲を親水性の基材２５で覆うことで、生体センサ１の装着中に、汗などの水分を外部へ逃がすことができる。

基材２５を覆って、基材２５及び電極１０よりも剛性の高いカバー３１が配置されている。基材２５と剛性のカバー３１の間に、空間（または空気層）３３が形成されている。空間３３は通気性に寄与するとともに、外部からの衝撃の緩衝材となり得る。生体センサ１を装着したユーザの衣服の擦れや、手などの接触によって、生体信号にノイズが混入することを防止できる。

電極１０の周囲を覆って剛性のカバー３１を配置することで、体動等による電極１０の伸縮や歪みが抑制される。日常生活で生体センサ１を装着する際に、装着者の皮膚が大きく伸縮することがあっても、電極１０の伸縮は剛性のカバー３１によって抑制される。電極１０の伸び、ずれなどに起因する接触インピーダンスの増大が抑制され、良好な生体信号波形が取得される。

図５では、矩形の剛性のカバー３１が用いられているが、この例に限定されない。剛性のカバー３１を、電極１０の輪郭に沿った形状にする場合は、より効果的に電極１０の伸縮／歪みを抑制することができる。

図６Ａは、電極アセンブリ３０をトップカバー４０とケーシング１２０で覆った状態の断面図である。図３Ｂに示したように、センサユニット１００Ａにトップカバー４０を設けるときは、生体センサ１の使用時に、電極アセンブリ３０はトップカバー４０に覆われる。トップカバー４０は、通気性と親水性を有する可撓性の接着フィルムである。トップカバー４０により、電極アセンブリ３０の全体が皮膚に密着される。

ケーシング１２０は、必須ではないが、生体センサ１を長期間にわたって使用するときには、センサユニット１００Ａの全体を保護することができる。ケーシング１２０は、シリコーンゴム、ウレタンなどの軟質樹脂で形成され得る。ケーシング１２０の両端に通気孔１２５が設けられているので、親水性の基材２５に吸い取られた水分、汗、分泌物などを、生体センサ１の外部に逃がすことができる。

図６Ｂは、電極アセンブリ３０とトップカバー４０とケーシング１２０で覆った別の構成例を示す。図６Ｂでは、剛性のカバー３１に貫通孔３２が設けられている。貫通孔３２は、空間３３内にこもる汗などの水分、湿気、熱などを逃がすことができる。この場合、外からの水の侵入を防ぎ、かつ空気を通すことのできる多孔質膜３５で貫通孔３２を覆うことが望ましい。多孔質膜３５として、たとえば、「TEMISH」（日東電工株式会社の登録商標）を用いることができる。剛性のカバー３１に貫通孔３２を設ける場合、トップカバー４０とケーシング１２０の少なくとも一方に、貫通孔３２と対応する位置、またはその近傍に、貫通孔を設けてもよい。図６Ｂでは、トップカバー４０に貫通孔４２が形成され、ケーシング１２０に、通気孔１２５とは別に貫通孔１２６が形成されているが、貫通孔４２、及び１２６は必須ではない。積層方向で、貫通孔３２、貫通孔４２、及び通気孔１２５の少なくとも一部がオーバーラップしていてもよい。これにより、生体センサ１の使用時に、通気性を担保することができる。

＜電極の設計例＞
図７は、電極１０の設計例を示す。電極１０は、良導性の導電層１１で形成され、皮膚との良好な接触が維持される形状に設計されている。皮膚表面からの電極１０の剥がれを抑制するために、導電層１１に孔１５が形成されている。

生体センサ１の使用時に電極アセンブリ３０が皮膚に押圧されると、孔１５の中に露出している親水性の基材２５が皮膚に押圧されて、電極１０を皮膚に接着保持する。皮膚と電極１０との接触を安定化するために、孔１５はある程度の大きさを持ち、かつ、導電層１１に形成される信号検知のための導電パスが阻害されないように配置される。

皮膚と電極１０との接触面積を確保するために、電極１０の全体の面積は、８０ｍｍ^２以上、より好ましくは１００ｍｍ^２以上である。孔１５の径は、通気性と接着性を両立させるために２ｍｍ～８ｍｍ、より好ましくは、３ｍｍ～８ｍｍ、さらに好ましくは５ｍｍ～８ｍｍの範囲である。

図７の（Ａ）で、矩形の電極１０に、２つの孔１５が短辺に沿って形成されている。導電層１１に形成される導電パスの最小幅Ｐminは、電極１０のエッジと孔１５の間の距離、または２つの孔１５の間の距離である。Ｐminを広く保つために、２つの孔１５を電極１０の長辺に沿って配置してもよい。２つの孔１５で電極１０を皮膚に接着することができるので、孔１５の径は、２～６ｍｍ程度でもよい。

図７の（Ｂ）で、Ｕ字型の電極１０に、一つの孔１５が形成されている。電極１０の輪郭は、生体センサ１の両端部の輪郭に沿って円弧型に湾曲していてもよい。導電層１１に形成される導電パスの最小幅Ｐminは、電極１０のエッジと孔１５の間の距離である。

図７の（Ｃ）で、矩形の電極１０に、長円の孔１５が短辺に沿って形成されている。導電層１１に形成される導電パスの最小幅Ｐminは、電極１０のエッジと孔１５の間の距離である。長円に替えて、楕円形の孔１５を形成してもよい。

図７の（Ｄ）と（Ｅ）は、（Ｂ）のＵ字電極の変形例であり、湾曲部と反対側の基部の形状を変えている。基部の直線部分は、配線１６０の接続部１６１を受け取る領域である。基部の形状は、配線１６０と電極１０の間の電気的な接続がとれれば、適切な形状に設計可能である。

図８は、図７の（Ａ）の電極１０を用いた評価結果である。電極１０の大きさを一定（２８０ｍｍ^２）にして、孔１５の径と配置の異なる複数のサンプルを容易して、生体信号を測定する。各サンプルで、電極１０と反対側の基材表面に剛性のカバー３１を設け、一対の電極サンプルを皮膚に接着して測定した。

左端のカラムは孔径（ｍｍ）、左から２番目のカラムは、導電パスの最小幅Ｐmin（ｍｍ）、右端のカラムは評価結果である。評価結果は、１日経過後のモニタ結果と、７日経過後のモニタ結果を示し、それぞれが正常時と発汗時のモニタ結果を含む。二重丸は、良好な生体信号波形が得られ、皮膚と電極１０の間の接触が損なわれなかったことを示す。三角マークは、皮膚と電極１０の間の接触がいくらか損なわれているために信号に多少ノイズが混入するが、比較的安定して生体信号波形が得られたことを示す。クロスマークは、ノイズにより生体信号波形が劣化していることを示す。

孔１５の直径を２ｍｍ、導電パスの最小幅Ｐminを２ｍｍに設定した配置では、電極１０に５個の孔１５（中央に１つ、その周囲に４つ）が形成されている。正常状態で、１日間の測定であれば、安定した信号波形が得られる。汗をかいた状態や７日経過後の測定では信号波形が劣化する。

クロスマークの評価のうち、アスタリスクが１つのものは、強い発汗の後、３０分で電極アセンブリ３０と皮膚の界面で剥がれが生じ、測定ができなくなった。アスタリスクが２つのものは、電極１０と皮膚の界面に湿気が蓄積され、感圧接着剤と皮膚との接触が徐々に損なわれたものを示す。

孔１５の直径を３ｍｍ、導電パスの最小幅Ｐminを３ｍｍに設定した配置では、電極１０に４個の孔１５が２×２の配列で形成されている。正常状態であれば、７日経過後も比較的安定した生体信号波形が得られる。７日経過後の強い発汗の後では、生体信号波形にノイズが混入して波形が劣化する。

孔の径が５ｍｍ以上のときは、モニタ条件にかかわらず、良好な生体信号波形が得られる。孔の径が５ｍｍと６ｍｍで、カッコ外の数値は、孔１５を２つ配置したときの導電パス最小幅Ｐminを示し、カッコ内の数値は、電極１０の中央に一つの孔１５を配置したときの導電パス最小幅Ｐminである。孔１５の径が８ｍｍのときは、電極１０の中央に一つの孔１５を配置して、３ｍｍの導電パス最小幅Ｐminを確保する。

この測定結果から、電極１０を親水性の基材２５を覆う構成で、電極１０に形成される孔１５の直径は、一日の使用であれば２ｍｍ～８ｍｍである。生体センサ１を連続して一週間装着する場合は、孔１５の径は３ｍｍ～８ｍｍ、より好ましくは５ｍｍ～８ｍｍである。なお、長円や楕円の場合、径は短径と長径の平均値とする。

＜剛性のカバーの評価＞
図９は、剛性のカバー３１の評価システム２０Ｓの模式図、図１０は、図９の評価システムの底面図（Ａ）と上面図（Ｂ）である。電極１０を親水性の基材２５で保持し、基材２５の電極１０と反対側の面に、非伸縮性フィルム６０を配置する。非伸縮性フィルム６０で、剛性のカバー３１を模擬する。非伸縮性フィルム６０は可撓性を有するが、基材２５と電極１０よりも剛性が高く、変形しにくい。

電極１０の下面の一部を絶縁層２２で覆って、電極１０のサイズを１４ｍｍ×２０ｍｍに固定する。電極１０に、直径５ｍｍの孔を長辺（長さＬ）の方向に沿って、２つ配置する。電極１０Ｓは、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳで形成されており、導電性のフック２１でＥＣＧモニタに接続されている。

非伸縮性フィルム６０の配置領域を変えてＥＣＧ波形を測定する。図１０の（Ｂ）で、非伸縮性フィルム６０に形成された開口６５は、電極１０の露出状態を変えるためのものであり、開口６５で空間３３が模擬される。開口６５として、電極１０のサイズと同じサイズの開口（図中で、一点鎖線で表示）と、電極１０よりも大きい開口の２通りが形成される。

図１１Ａ～図１１Ｅは、非伸縮性フィルム６０を用いた測定結果である。図１１Ａ～図１１Ｅを通して、（ａ）はＥＣＧ波形、（ｂ）はその高速フーリエ変換（ＦＦＴ）スペクトルである。ＥＣＧ波形の横軸は時間［秒］、縦軸は電位［Ｖ］である。ＦＦＴスペクトルの横軸は周波数［Ｈｚ］、縦軸は大きさ（Magnitude）である。ＥＣＧ波形のみでは、ピークと同じ周波数で発生する隠れノイズを評価することが困難なので、ＦＦＴスペクトルでノイズの状態を観察する。

図１１Ａは、非伸縮性フィルム６０でカバーしないときの測定結果である。非伸縮性フィルム６０を用いないので、基材２５の上面は全面が空気層に解放されており、基材２５と電極１０に対する物理的な拘束はない。

ＥＣＧ波形をみると、波形の開始点から、次の波形の開始点までを結んだ線であるベースラインが安定している。ＦＦＴスペクトルでは、０．５Ｈｚまでのノイズに対する信号ピークの比（ＳＮＲ）は、６．６である。この値を評価の基準にする。

図１１Ｂは、ワンピース型の非伸縮性フィルム６０で、一対の電極を覆ったときの測定結果である。このモデルでは、一対の電極１０に対応する基材２５の表面領域は、非伸縮性フィルム６０で覆われるが、基材２５と非伸縮性フィルム６０の間に空間または空気層が設けられていない。

ＥＣＧ波形をみると、ベースラインが大きく変動し、波形の上下位置も変動している。ＦＦＴスペクトルのＳＮＲは、３．０と低くなる。非伸縮性フィルム６０によって電極１０が完全に拘束された結果、外部の振動等が直接、電極１０に伝わって、ノイズが増大するためと考えられる。

図１１Ｃは、ツーピース型の非伸縮性フィルム６０で一対の電極のそれぞれを個別に覆ったときの測定結果である。このモデルでは、個々の電極１０に対応する基材２５の表面領域が非伸縮性フィルム６０で覆われる。

ＥＣＧ波形をみると、ベースラインが、図１０Ｂよりもさらに大きく変動し、波形の上下位置も変動している。ＦＦＴスペクトルのＳＮＲは、２．３とさらに低くなる。非伸縮性フィルム６０によって個々の電極１０に対応する基材２５の領域が覆われた結果、個別の非伸縮性フィルム６０から対応する電極１０に伝達される振動が増大したためと考えられる。

図１１Ｄは、開口６５付きの非伸縮性フィルム６０で、電極１０の周辺を覆ったときの測定結果である。開口６５は、電極１０と同じサイズに形成されている。電極１０の伸縮または歪みは、周囲を囲む非伸縮性フィルム６０によって拘束され、かつ、電極１０に対応する領域の基材２５は、開口６５によって解放されている。

ＥＣＧ波形をみると、ベースラインが一定で、均一なＥＣＧ波形が得られている。ＦＦＴスペクトルのＳＮＲは、１０．０と非常に高い。周囲を囲む非伸縮性フィルム６０によって電極１０の伸縮が抑制される一方で、空気層により外部からの振動の伝達が緩和されるためと考えられる。

図１１Ｅは、開口６５付きの非伸縮性フィルム６０で、電極１０の周辺を覆ったときの測定結果である。開口６５は、電極１０よりも大きいサイズに形成されている。具体的には、図１０のＷ方向に沿って、電極１０の両側に３ｍｍずつ空間を拡げた開口６５を形成する。開口６５のＬ方向のサイズは、電極１０の長辺の長さと同じである。電極１０の伸縮または歪みは、周囲を取り囲む非伸縮性フィルム６０によって拘束される。開口６５がＷ方向に若干広くても、十分に電極１０の変形が拘束される。電極１０に対応する基材２５の表面領域は、開口６５によって解放されている。

ＥＣＧ波形をみると、ベースラインの傾きが一定であり、均一なＥＣＧ波形が得られている。ＦＦＴスペクトルのＳＮＲは、７．５と高い。非伸縮性フィルム６０によって電極１０の伸縮（特にＬ方向への伸縮）が抑制される一方で、空気層により外部からの振動の伝達が緩和されるためと考えられる。

図１１Ａ～図１１Ｅの結果から、非伸縮性または剛性のカバー３１で電極１０の伸縮または変形を拘束し、かつ、基材２５と剛性のカバー３１の間に空間３３または空気層を設けることで、ノイズが抑制された良好な生体信号波形が得られる。空間３３は、親水性の基材２５で吸収された水分を逃がす役割も果たし、電極アセンブリ３０の通気性が向上する。剛性のカバー３１に貫通孔３２を設けて、空間３３を外部と連通させることで、通気性はさらに改善される。

図１２は、電極サンプルに、非伸縮性の支持層を用いたときと、伸縮性の支持層を用いたときのＥＣＧ波形を比較する図である。電極１０のサイズを１４ｍｍ×２０ｍｍに固定し、直径６ｍｍの孔を２つ、長軸に沿って配置する。電極１０間の距離を固定にして、ＥＣＧ波形を測定する。実線は非伸縮性の支持層を用いたときのＥＣＧ波形、破線は伸縮性の支持層を用いたときのＥＣＧ波形である。

非伸縮性の支持層を用いたときは、測定時間にわたって、ＥＣＧ波形の電位は±１ｍＶ未満の範囲、平均的には、±５００μＶの範囲にある。これに対し、伸縮性の支持層を用いたときは、測定時間にわたって大きく変動し、特に測定開始５秒間は、±４ｍＶの範囲で激しく変動している。

通常の生活活動をしながら生体信号を測定する場合、伸縮性の支持層は電極１０とともに伸縮または変形して、接触インピーダンスが変動し、ノイズ成分が増大する。非伸縮性の支持層、すなわち、可撓性はあるが電極１０や親水性の基材２５に比べて剛性の高い支持層を用いることで、電極１０の伸縮を抑制して、ノイズを低減することができる。

生体センサ１で、電極アセンブリ３０に剛性のカバー３１を設けることで、体動等にともなう電極１０の伸縮を抑制する。剛性のカバー３１と親水性の基材２５の間に空間３３を設けることで、外部からの振動の影響を緩和する。これにより、ノイズの少ない生体信号の測定が可能になる。

親水性の基材２５で電極１０を保持することで、生体センサ１を長期間装着しても、汗等の水分を逃がすことができる。ケーシング１２０を用いる場合は、ケーシング１２０に形成された通気孔１２５によって、汗、湿気などを外に逃がすことができる。剛性のカバー３１に貫通孔３２を設ける場合は、基材２５と剛性のカバー３１の間の空間３３が多孔質膜外部に連通して、通気性がさらに改善される。

以上、特定の構成例に基づいて本発明を説明してきたが、本発明は上述した例に限定されない。剛性のカバー３１は、電極１０の伸縮や変形を抑制し、かつノイズまたは振動を緩和できるかぎり、電極１０に合わせて適切な形状に設計可能である。電極１０の上方に親水性の基材２５を介して空間が形成されるならば、電極１０を取り囲む領域で剛性のカバー３１の縁と親水性の基材２５が直接貼り合わせられていてもよい。

剛性のカバー３１の材料、すなわち、可撓性、かつ非伸縮性または剛性を有する材料として、剛性を調整したシリコーンゴム、スチレン・ブタジエンゴム、天然ゴム等を含有する樹脂を用いてもよい。基材２５は、親水性を有するものであれば、感圧接着テープであってもよい。図３Ｂのように、電極アセンブリ３０と電子部品１５０をトップカバー４０ａ、４０ｂ、４０ｃで覆う場合は、ケーシング１２０を省略してもよい。この場合、センサユニット１００Ａを生体センサ１として用いることができる。

この出願は、２０２０年３月３０日に日本国特許庁に出願された特許出願第２０２０－０５９６４７号を優先権の基礎とし、その全内容を含むものである。

１ 生体センサ
１０ 電極
１１ 導電層
１５ 孔
２５ 基材
３０、３０Ａ 電極アセンブリ
３１ 剛性のカバー
３２ 貫通孔（第１の貫通光）
３５ 多孔質膜
４０、４０ａ、４０ｂ、４０ｃ トップカバー
４２ 貫通孔（第２の貫通孔）
１００、１００Ａ センサユニット
１０６ ノッチ
１２０ ケーシング
１２５ 通気孔
１５０ 電子部品
１６０ 配線

特開２０１２－１０９７８号公報

Claims (11)

1. 皮膚の表面から生体情報を検知する電極アセンブリ、を有し、
   前記電極アセンブリは、前記皮膚との接触面から順に、電極、親水性の基材、及び、剛性のカバーが、この順で配置されており、
   前記親水性の基材と前記剛性のカバーの間に空間が設けられている、
   生体センサ。
2. 前記接触面と反対側で、前記電極アセンブリを覆うケーシング、
   をさらに有し、
   前記ケーシングは、通気孔を有する、
   請求項１に記載の生体センサ。
3. 前記剛性のカバーは、前記電極及び前記親水性の基材よりも伸縮性が低い、
   請求項１または２に記載の生体センサ。
4. 前記剛性のカバーは、前記親水性の基材を介して、前記電極の周囲を囲んでいる、請求項１～３のいずれか１項に記載の生体センサ。
5. 前記剛性のカバーは、前記空間と連通する第１の貫通孔と、前記第１の貫通孔を覆う多孔質膜を有する、
   請求項１～４のいずれか１項に記載の生体センサ。
6. 前記接触面と反対側で、前記電極アセンブリを覆う粘着性かつ可撓性のトップカバー、
   をさらに有する、請求項１～５のいずれか１項に記載の生体センサ。
7. 前記接触面と反対側で、前記電極アセンブリを覆う粘着性かつ可撓性のトップカバー、
   をさらに有し、
   前記トップカバーは、前記第１の貫通孔と対応する位置に第２の貫通孔を有する、請求項５に記載の生体センサ。
8. 前記剛性のカバーは、前記空間と連通する第１の貫通孔を有し、
   前記ケーシングは、前記第１の貫通孔と対応する位置に第３の貫通孔を有する、
   請求項２に記載の生体センサ。
9. 前記電極アセンブリと電気的に接続される電子部品、
   をさらに有し、前記電子部品は防水フィルムで保護されている、
   請求項１～８のいずれか１項に記載の生体センサ。
10. 前記電極は、少なくとも一つの孔を有し、前記孔で前記親水性の基材が露出する、
    請求項１～９のいずれか１項に記載の生体センサ。
11. 前記電極の前記孔の径は３ｍｍから８ｍｍの範囲である、請求項１０に記載の生体センサ。

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