DE4091800C2 - Biosignalelektrode - Google Patents
BiosignalelektrodeInfo
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- A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
Abstract
Eine Biosignalelektrode (10), die ein flexibles Substrat (1) mit einer Vorder- und einer Rückseite umfaßt, wobei auf der Vorderseite eine elektrisch leitfähige Schicht (2) aufgedruckt ist, die eine Tinte mit elektrisch leitfähigen Teilchen oder einem Gemisch von Teilchen enthält, wobei die Schicht in der Draufsicht ein erstes oder Sensorende (11), ein zweites oder Anschlußende (12) und ein Verbindungsstück (13) umfaßt, wobei das Sensorende (11) in der Draufsicht einer Hohlform gleicht.
Description
Diese Erfindung betrifft eine Oberflächenelektrode, die auf medizinischem Gebiet
zum Empfang und zur Übertragung von aus einem Körper stammenden Biosigna
len oder zur Applikation schwacher elektrischer Signale in den Körper verwendet
werden kann.
Medizinische Oberflächenaufzeichnungselektroden sind wohlbekannt. US
4,370,984 beschreibt eine nichtmetallische Einwegelektrode, US 4,393,584 ein
Verfahren zur Herstellung von flexiblen Elektroden, die mit einer leitfähigen Tinte
bedruckt sind. Eine derartige Elektrode besteht beispielsweise aus einem mit
Silber beschichteten Loch, das sich innerhalb eines mit einer Ausnehmung
versehenen Kunststoffelements oder -behälters befindet. An der Außenseite des
Kunststoffelements befindet sich ein Druckknopfansatz und dient als Mittel zur
Verbindung des äußeren Stromkreises mit der Elektrode. In diesem Elektrodentyp
gibt es einen Schwamm, der mit einem elektrolytischen Gel imprägniert worden
ist, und sich innerhalb des Kunststoffelektrodengehäuses befindet, sodass der
Schwamm im Betrieb als Leiterbrücke zwischen dem Loch und der Haut des
Patienten dient. Das elektrolytische Gel verbessert die Leitfähigkeit der Haut und
stellt einen guten elektrischen Kontakt zwischen dem Patienten und dem
metallischen Sensor sicher. Da das Elektrodensystem einen guten Kontakt mit der
Haut haben muss, sieht die gegenwärtige Technologie vor, dass das Kunststoff
gehäuse, das den Lochsensor enthält, mit dem leitfähigen Gel an einer Scheibe
aus offenzelligem Plastikschaum oder mikroporigem Material befestigt wird, die
an ihrer Unterseite mit einem medizinisch einsetzbaren Kontaktklebstoff
beschichtet ist. Diese flexible Klebstoffscheibe dient dazu, das System an der
Haut des Patienten zu befestigen und es dort zu halten. Für Lagerzwecke wird
schließlich eine Hülle über das starre Plastikelement gezogen, um die Elektrode
von der Atmosphäre zu isolieren, sodass das Austrocknen des leitfähigen Gels,
das auf Wasserbasis ist, verhindert wird.
Elektroden des gerade beschriebenen Typs haben sich als ziemlich verlässlich bei
der Errichtung einer elektrischen Verbindung zum Patienten erwiesen, sie zeigen
jedoch einige Nachteile. Zunächst umfasst der Aufbau viele Komponenten, die
den Zusammenbau der Elektrode ziemlich erschweren, sodass sie daher relativ
kostspielig herzustellen ist. Zweitens hat der Aufbau ein großes Profil, bedeckt
eine beträchtliche Hautfläche und besitzt keine Flexibilität. Diese Starrheit des
Elements oder Gehäuses kann zu Hautabschabungen und Entzündungen führen,
und ein Ziehen an der Verbindungsleitung beeinflusst den Sensor und kann die
Erzeugung von Artefaktsignalen verursachen.
Vor kurzem ist ein einfacherer, weniger kostspieliger Elektrodenaufbau verfügbar
geworden. Dabei wird eine Metallfolie verwendet, die sowohl als Elektrodensen
sor als auch als Verbindungsmittel zum externen Stromkreis wirkt. Die Verbin
dung zur Metallfolie erfolgt über einen exponierten Folienstreifen, der in der
allgemeinen Praxis von einer kleinen Krokodilklemme ergriffen wird.
In diesem neueren Typ dient ein festes, klebendes Hydrogel sowohl als Elektrolyt
als auch als Haftmittel an der Haut. Dieses System besitzt Elektrodenflexibilität,
das erwünschte kleine Profil und fügt sich gut an Körperkonturen an. Da bei
diesem System die übliche Scheibe einer Klebstoffunterlage nicht mehr benötigt
wird, ist die Gesamtelektrodenfläche klein. Dieser Elektrodenaufbau ist einfach
und in der Herstellung preiswert.
Diese Metallfolienelektrode weist, obwohl sie eine Verbesserung gegenüber dem
Metallochelektrodensystem darstellt, einen großen Nachteil auf, dass nämlich die
im allgemeinen verwendeten Folien aus Kostengründen nicht Silber sind und
daher relativ schlechte elektrische Eigenschaften besitzen. Der Preis dieser
Elektrode ist immer noch nicht ausreichend niedrig.
US 4,370,984 offenbart eine flexible Elektrode mit einem scheibenförmigen
Sensor aus einer Silbertinte. Allerdings weist der Sensor aufgrund seiner
Scheibenform eine relativ große Oberfläche auf, was bei der Verwendung von
silberhaltigen Tinten mit größerem Kostenaufwand verbunden ist.
Was man daher benötigt, ist eine relativ preiswerte Elektrode zur Biosignalauf
zeichnung, die eine hohe elektrische Leistung hat und die klein, dünn, flexibel und
relativ leicht herstellbar ist.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung war es daher, eine Biosignalelektrode
bereitzustellen, welche die Nachteile des Standes der Technik beseitigt, indem
sie in der Herstellung bei gleicher Wirkung und Qualität mit geringerem
Kostenaufwand verbunden ist.
Gelöst wird die Aufgabe mit einer Biosignalelektrode mit den im
Anspruch 1 angegebenen Merkmalen.
Vorzugsweise ist die Form eine gekrümmte Form.
Vorzugsweise ist die Form eine geschlossene Form.
Vorzugsweise enthalten die Teilchen Silber oder Zinn.
Vorzugsweise enthält die Mischung von Teilchen Silber/Silbersalz oder Zinn/Zinn
salz.
Die Erfindung soll durch die folgende Beschreibung einer nur beispielhaft
angegebenen bevorzugten Ausführungsform davon unter Hinweis auf die
beiliegenden Zeichnungen näher erläutert werden, wobei:
Fig. 1: eine perspektivische Ansicht einer ersten Ausführungsform einer
erfindungsgemäßen Elektrode ist;
Fig. 1a: eine Draufsicht einer ersten Ausführungsform einer erfindungs
gemäßen Elektrode ist;
Fig. 1b ein Schnitt der Elektrode von Fig. 1 der Zeichnun
gen ist, der entlang der Linie I-I erfolgte und
eine Ansicht in Richtung der eingezeichneten Pfeile
darstellt;
Fig. 2 eine Draufsicht einer zweiten Ausführungsform einer
erfindungsgemäßen Elektrode ist,
Fig. 2a ein Schnitt der Elektrode von Fig. 2 der Zeichnun
gen ist, der entlang der Linie II-II erfolgte und
eine Ansicht in Richtung der eingezeichneten Pfeile
darstellt;
Fig. 3 eine Draufsicht einer dritten Ausführungsform einer
erfindungsgemäßen Elektrode ist;
Fig. 3a ein Schnitt der Elektrode von Fig. 3 der Zeichnun
gen ist, der entlang der Linie III-III erfolgte und
eine Ansicht in Richtung der eingezeichneten Pfeile
darstellt;
Fig. 4 eine Draufsicht einer vierten Ausführungsform einer
erfindungsgemäßen Elektrode ist;
Fig. 4a ein Schnitt der Elektrode von Fig. 4 der Zeichnun
gen ist, der entlang der Linie IV-IV erfolgte und
eine Ansicht in Richtung der eingezeichneten Pfeile
darstellt; und
Fig. 5,
5a und 5b Draufsichten von Teilen der erfindungsgemäßen Elek
troden sind.
In den Zeichnungen und insbesondere in den Fig. 1, 1a und
1b wird eine Biosignalelektrode 10 gezeigt, die ein flexibles
Substrat 1 mit einer Vorderseite und einer Rückseite umfaßt.
Auf der Vorderseite ist eine elektrisch leitfähige Form- oder
Profilschicht 2 aufgedruckt. Die leitfähige Schicht 2 umfaßt
ein erstes oder Sensorende 11, ein zweites oder Anschlußen
de 12 und ein Verbindungs- bzw. Zwischenstück 13. Das Sensor
ende 11 stellt in der Draufsicht eine Hohlform dar. In der
vorliegenden Ausführungsform ist das Sensorende 11 in der
Draufsicht oval oder eine Figur, die in der Draufsicht durch
zwei Halbkreise, deren gegenüberliegende freie Enden jeweils
durch im wesentlichen parallele, im Abstand voneinander ver
laufende Linien verbunden sind, dargestellt wird, die einen
zentral angeordneten Leerbereich 14 aufweist, der vollständig
vom Sensorende 11 eingeschlossen ist. Vom Sensorende 11 und
damit verbunden führt das Zwischenstück 13 weg, das im An
schlußende 12 endet, das ebenfalls mit dem Zwischenstück 13
in Verbindung steht. Das Anschlußende oder der Elektrodenan
satz 12 ist in der Draufsicht deltaförmig.
Die leitfähige Schicht 2 wird durch Druck, vorzugsweise Sieb
druck, einer Tinte mit elektrisch leitfähigen Teilchen oder
einem Gemisch von Teilchen aufgebracht. Die Teilchen können
Silber oder Zinn enthalten. Das Gemisch von Teilchen kann
Silber/Silbersalz oder Zinn/Zinnsalz enthalten. Vorzugsweise
ist das Salz Chlorid, wobei Silber/Silberchlorid am meisten
bevorzugt ist.
Die leitfähige Schicht 2 ist relativ dünn und in der Größen
ordnung von 5 bis 15 µm (Mikron).
An der Oberseite des Sensorendes 11 ist eine leitfähige Kleb
stoffschicht 3 aufgebracht, welche die Doppelfunktion, daß
ein guter elektrischer Kontakt zwischen der Haut des Patien
ten und dem Sensorende 11 stattfindet und das Sensorende 11
in festem Kontakt mit der Haut des Patienten bleibt, erfüllt.
Demzufolge ist es nicht notwendig, daß die Schicht 3 nur das
Sensorende 11 per se bedeckt oder die gleiche Form oder Flä
che hat. Stattdessen kann die Schicht 3 das Sensorende 11 und
denjenigen Teil des Substrats 1 in Nachbarschaft des Sensor
endes 11 bedecken. Die Gestalt und die Fläche der Schicht 3
bestimmen sich durch die Herstellungs-, Kosten- und Lei
stungserfordernisse. Die Schicht 3 befindet sich nicht auf
dem Anschlußende 12. Die Zusammensetzung der Schicht 3 kann
auf Basis von natürlichen oder synthetischen Hydrokolloiden,
wie etwa Karaya, modifizierten Acrylharzen oder ähnlichen
Materialien sein.
Man kann eine Monitorverbindung zum Elektrodenanschlußende 12
über eine Krokodilklemme oder eine ähnliche Vorrichtung le
gen. Andererseits kann eine Leitung am Elektrodenansatz 12
befestigt werden.
Die Form oder Gestalt des Elektrodensensors 11, des Zwischen
stücks 13 und des Anschlußteils 12 bewirkt, daß man nur einen
kleiner Teil der Menge an leitfähiger Tinte benötigt, die
ansonsten zum Bedecken der gesamten Oberfläche des Substrats
1 erforderlich wäre, was zu einer beträchtlichen Ko
stenersparnis führt. Das hohle Sensorende 11 hat den Vorteil,
daß es eine relativ große Wirkungsfläche aufweist, während
der Tintenverbrauch gering gehalten wird.
In Anbetracht der kleinen Fläche und der geringen Dicke von
Schicht 2 ist die Elektrode 10 im Betrieb im wesentlichen
röntgendurchlässig und es sollte nicht erforderlich sein, die
Elektrode 10 vor einer Untersuchung des Patienten mit Rönt
genstrahlen zu entfernen.
Die leitfähige Klebstoffschicht 3 ermöglicht es, daß die
Elektrode 10, wann immer es erforderlich ist, entfernt und
erneut aufgetragen oder versetzt werden kann, ohne daß neues
Gel benötigt wird oder ein unsauberer Rückstand auf der Haut
des Patienten zurückbleibt.
Wenn Strom durch eine mit einem Gel versehende, biomedizini
sche Oberflächenelektrode geleitet wird, fließt der Hauptteil
des Stroms durch den Randbereich der Elektrode. In Situatio
nen mit starkem Stromfluß, wie etwa bei einem externen Herz
schrittmacher und Defibrillierung mittels großer Oberflächen
elektroden, können beispielsweise starke Hautverbrennungen
und Schmerzen unter den Rändern der Elektrode aufgrund der
lokalen "heißen Flecken" mit hoher Stromdichte auftreten.
Obwohl es nicht allgemein bekannt ist, findet man einen ähn
lichen "Rand"-Effekt bei Biosignal-Aufzeichnungselektroden
aufgrund des Aufbaus heutiger Aufzeichnungselektroden, obwohl
die auftretenden Stromdichten viel geringer sind und nicht zu
Hautverbrennungen führen. Dies kann gezeigt werden, indem man
einen kleinen positiven Strom durch einen Silbersensor lei
tet, der sich in einer Salzlösung befindet, und die Abschei
dung von Silberchlorid beobachtet, die anfänglich am Rand des
Sensors stattfindet.
Es war daher möglich, gemäß vorliegender Erfindung die Elek
trode 10 mit einem darin befindlichen Leerbereich 14 bereit
zustellen, wodurch die Herstellungskosten verringert werden,
ohne daß aber die elektrische Leistung der Elektrode 10
signifikant beeinflußt wird.
Der Außenrand des Sensors 11 braucht nicht glatt zu sein, wie
in den Fig. 1, 1a und 1b gezeigt. Der Außenrand des Sen
sors 11 kann angerauht werden, um das Verhältnis von Umfang
zu Fläche zu erhöhen und den "Rand"-Effekt zu vergrößern.
Der Strom fließt nicht nur durch denjenigen Teil der Gel
schicht 3 direkt unterhalb des Sensors 11, sondern breitet
sich durch die Gelschicht 3 im allgemeinen über den Umfang
des Sensors 11 hinaus und auch innerhalb des eingeschlossenen
Leerbereichs oder Leerraums 14 aus. Die optimalen Größen und
Gestalten des Sensors 11 und des eingeschlossenen Leerraums
14 hängen daher von den Ausmaßen der Gelschicht 3 ab und
sollten so gewählt werden, daß es dem fließenden Strom ermög
licht wird, sich durch eine so größtmögliche Fläche der Gel
schicht 3 auszubreiten, um den Elektroden-Gel-Haut-Widerstand
möglichst gering zu halten.
Anstelle eines Leerbereichs 14, der innerhalb des Sensors 11
eingeschlossen ist, kann man mehrere Leerräume mit ähnlicher
elektrischer Wirkung einschließen.
Die Gestalt des Leerraums oder des Leerbereichs 14 muß nicht
dieselbe Form wie der Umfang des Sensorendes 11 haben und die
Innen- und Außenränder des Sensorendes 11 brauchen nicht
parallel in Abständen voneinander angeordnet sein, wie in den
Fig. 1, 1a und 1b gezeigt. Für bestimmte Anwendungsformen
kann es sich als vorteilhaft erweisen, daß variable Entfer
nungen zwischen dem Außenrand und dem Innenrand des Sensoren
des 11 liegen. Das Sensorende 11 kann beispielsweise an
seinem vom Anschlußende 12 am weitesten entfernten Punkt
breiter sein, da zu erwarten ist, daß dieser Punkt oder diese
Fläche den größten Stromdichten ausgesetzt sein wird.
Die Innen- und Außenränder des Sensors 11 können so geformt
sein, daß sie den Teil eines Firmenlogo bilden. Zusätzliche
Inseln oder Elemente (nicht gezeigt) können innerhalb des
Leerbereichs 14 gedruckt werden. Diese Änderungen und Hinzu
fügungen beeinflussen nicht signifikant die Kosten oder die
Leistung der Elektrode.
Es ist wohlbekannt, daß eine bessere elektrische Leistung an
der Grenzfläche Elektrode-Elektrolyt erzielt wird, wenn ein
Silber-, Silber-beschichteter oder mit Silber überzogener
Sensor elektrolytisch mit einer dünnen Schicht von Silber
chlorid überzogen wird. Silberchlorid ist jedoch ein schlech
ter Leiter und es darf nur eine dünne Schicht abgeschieden
werden, wenn seine vorteilhaften Eigenschaften oder Charakte
ristika nicht durch einen Anstieg des elektrischen Wider
stands zunichte gemacht werden.
Es wurde gefunden, daß an Stellen, wo Silberchloridschichten
elektrolytisch oder anders auf eine kleine Fläche eines
Silber-, Silber-beschichteten oder mit Silber überzogenen
Sensors aufgebracht werden, die Silberchloridschichten bei
Stromfluß leicht entfernt werden und sich die Charakteristika
der elektrischen Leistung rasch verschlechtern. In der vor
liegenden Erfindung können metallische Silber- oder Zinnteil
chen der Tintenzusammensetzung, die zum Druck der Schicht 2
verwendet wird, zugesetzt werden. Aufgrund der relativ klei
nen Fläche des Sensorendes 11 ist es jedoch bevorzugt, eine
Tinte mit einem Gemisch von Silber/Silberchloridteilchen zu
verwenden, die innerhalb der Tinte dispergiert und somit
innerhalb der Schicht 2 dispergiert sind. Die Leistung sol
cher Tinten ähnelt derjenigen von wohlbekannten, gesinterten
"Pellet" Silber-Silberchlorid-Sensoren. Der Pelletsensor
besteht aus einem Leitungsdraht, der von einem gesinterten
Silber-Silberchlorid-Zylinder umgeben ist, der durch Pressen
und Hitzebehandlung eines Gemisches von Silber- und Silber
chloridpulver gebildet wird. Die Ag-AgCl "Pellet"- und Tin
tensensoren neigen weniger zum vollständigen Verlust von
Silberchlorid bei Stromfluß als Sensoren mit dünnen, elektro
lytisch abgeschiedenen Schichten von Silberchlorid. Es
scheint auch, daß gesinterte Silber-Silberchlorid-"Pellets"
und Tinte ähnliche Silber/Silberchlorid-Verhältnisse für die
optimale elektrische Leistung aufweisen, nämlich etwa 90
Gew.-% Silber und 10 Gew.-% Silberchlorid. Das Teilchenge
misch wird in einem geeigneten Bindemittel dispergiert, um
eine Hochleistungstinte zur Verwendung für biomedizinische
Elektroden herzustellen. Das Bindemittel kann beispielsweise
ein thermoplastisches Material sein.
Die Zusammensetzung der Schicht 2 zeigt, wenn Silber/Silber
chlorid darin ist, verbesserte elektrische Eigenschaften, wie
etwa Gleichstrom-Offset-Spannung, Austauschstromdichte, Wech
selstrom-Widerstand und Toleranzen für den Vorbelastungs
strom.
Die Verwendung einer Tinte mit einem Gemisch von Zinn/Zinn
salzen, insbesondere Zinn-II-Chlorid, kann im Vergleich zu
einer Tinte auf Silber/Silberchlorid-Basis keine so gute
Leistung bringen. Es ist jedoch ersichtlich, daß die Tinte
auf Zinn/Zinnchlorid-Basis erheblich preiswerter als die
Tinte auf Silber/Silberchlorid-Basis ist, so daß in solchen
Situationen, bei denen der Preis die Leistungsanforderungen
überwiegt, die Tinte auf Zinn/Zinnchlorid-Basis verwendet
werden würde.
Vorzugsweise enthält die Tintenzusammensetzung auf Silber/-
Silberchlorid-Basis kolloidales Silbermetall und Silberchlo
ridpigment. Die Tinte auf Zinn/Zinnchlorid-Basis enthält vor
zugsweise pulverförmiges Zinnmetall und Zinn-II-Chlorid.
Die Oberflächentopographie der Schicht 2 kann die optimale
elektrische Leistung der Elektrode 10 beeinflussen. Je rauher
die Oberfläche ist, desto geringer ist der Grenzflächenwider
stand. Eine optimale Oberflächentopographie ermöglicht die
Verwendung einer relativ kleinen Sensorfläche und führt zu
einer Ersparnis in den Materialkosten. Die Oberflächenrauheit
wird durch die geeignete Wahl der Teilchenaggregatgröße in
den Tinten und der Siebmaschenkonformation optimiert. Die
Kosten können weiterhin verringert werden, indem man eine
erste Schicht von Tinte (nicht gezeigt) druckt, die z. B.
Graphit oder Kohlenstoff enthält und anschließend darauf eine
relativ dünnere Schicht 2 druckt. Vom Gesichtspunkt der Lei
stung ist es vorteilhaft, wenn die erste Schicht eine rauhe
Oberflächenbeschaffenheit hat. Andererseits kann die beim
Druck der Schicht 2 verwendete Tintenzusammensetzung auch
beispielsweise Graphit enthalten, um die Kosten zu ver
ringern.
Das flexible Substrat 1 kann ein filmbildendes Material,
hergestellt aus Polyester, einem Polycarbonat oder einem
Nylon, sein. Andererseits kann das Substrat 1 einen leitfähi
gen, Kohleschwarz enthaltenden Film von Polycarbonat, ver
trieben unter dem Warenzeichen "Makrofol.KL3-1009" von Bayer,
Westdeutschland, enthalten.
Eine erfindungsgemäße Elektrode 10a ist in den Fig. 2 und
2a der Zeichnungen gezeigt, die im wesentlichen der oben
beschriebenen Elektrode 10 ähnlich ist und all ihre Merkmale
aufweist. In der vorliegenden Ausführungsform ist das Sensor
ende 11a in der Form eines Rings 11a mit einem zentral ange
ordneten Leerbereich 14a. Das Anschlußende 12a ist in der
Draufsicht scheibenförmig.
Auf das Sensorende 11a ist vorzugsweise durch Siebdruck eine
elektrolytische Gelschicht 3a aufgedruckt, so daß das Sensor
ende 11a sich zwischen der Gelschicht 3a und dem Substrat 1
befindet. Wie die Gelschicht 3 dient die Gelschicht 3a zur
Befeuchtung und erhöht daher die Leitfähigkeit der Haut in
dem Bereich, an dem sie aufgebracht wird, und liefert einen
Leitungsweg zwischen dem Patienten und der leitfähigen
Schicht 2a zum Anschlußende oder Elektrodenansatz 12a. Die
Gelschicht 3a kann eine elektrisch leitfähige Klebstoff
schicht oder ein nicht-klebendes Gel sein. Die Gelschicht 3a
sollte das Sensorende 11a vollständig bedecken. Sie könnte
ein Ring, wie in den Fig. 2 und 2a gezeigt, oder eine
vollständige Scheibe von beliebiger Form sein, wie sie vom
Gesichtspunkt der Herstellung wünschenswert ist. Der Sieb
druck einer solchen Schicht 3a hat offenkundige Herstellungs
vorteile. Es kann eine Monitorverbindung zum Elektrodenansatz
12a mittels eines elektrisch leitfähigen Druckknopfes 5 her
gestellt werden. Andererseits kann ein Leitungsdraht (nicht
gezeigt) am Ansatz 12a befestigt werden oder der Ansatz 12a
kann als Verbindungselement verwendet werden, an das eine
Monitorleitung (nicht gezeigt) über eine Krokodilklemme oder
eine ähnliche Einrichtung (nicht gezeigt) angeschlossen wer
den kann.
Das Sensorende 11a kann auf der Haut des Patienten durch
Verwendung einer Schicht 4 eines medizinisch geeigneten Kon
taktklebstoffs festgehalten werden, mit dem die Vorderseite
des Substrats 1 beschichtet worden ist und die im wesentli
chen coplanar zur elektrisch leitfähigen Schicht 2a ist. Die
Klebstoffschicht 4 erstreckt sich betriebsmäßig um den Umfang
des Sensorendes 11a und durch den Leerbereich 14a des Sensor
endes 11a. Betriebsmäßig kontaktiert die Klebstoffschicht 4
die Haut des Patienten um das Sensorende 11a herum und über
dem Leerbereich 14a.
Andererseits kann die Klebstoffschicht eine überlappende
Schicht eines Standardklebstoff-Unterlagenmaterials (nicht
gezeigt) sein und an der Rückseite des Substrats 1 befestigt
sein.
Es wird eine dünne flexible Isolatorschicht 6 auf den Elek
trodenansatz 12a und auf das Zwischenstück 13a aufgebracht,
um sicherzustellen, daß nur das Sensorende 11a in elektri
schem Kontakt mit der Haut des Patienten ist. Die Isolator
schicht 6 ist vorzugsweise im wesentlichen coplanar bezüglich
der elektrolytischen Gelschicht 3 und kann aus einer üblichen
Kolophonsorte sein.
Das Verbindungsende 12a hat eine Öffnung, durch die der
Druckknopf 5 befestigt wird. Der Druckknopf 5 hat einen
Sandwich-Aufbau mit einem ersten Basiselement 15, aus dem ein
aufrechtes Teil 16 hervorragt. Es ist ein zweites Basis
element 17 vorgesehen, das in Kontakt mit dem freien Ende des
Teils 16 ist und aus dem ein Außenende 18 zum Schnappeingriff
des Knopfes 5 hervorragt. Das Basiselement 15 ist in elektri
schem Kontakt mit der Schicht 2a im Bereich des Anschlußendes
12a, wobei das aufrechte Teil 16 sich durch die darin befind
liche Öffnung erstreckt. Das zweite Basiselement 17 ruht auf
dem Substrat 1, das wie oben erwähnt, in elektrischem Kontakt
mit dem aufrechten Teil 16 steht. Der Druckknopf 5 kann in
seiner Position befestigt werden. Demnach steht das Sensoren
de 11a in elektrischem Kontakt mit dem Außenende 18. Ein
Kabel (nicht gezeigt) kann an das Außenende 18 zum Übertragen
von Signalen an eine Monitoreinrichtung (nicht gezeigt) ange
schlossen werden.
Weil das Anschlußende 12a vom Sensorende 11a abgesetzt ist,
wird das Bewegungsartefakt aufgrund eines Kabelzugs am Knopf
5 minimiert. Das Kabel kann auch angeschlossen und entfernt
werden, ohne das Sensor-Gel-Haut-System zu stören.
Bei neonatalen und anderen Anwendungsbereichen mag es nütz
lich sein, erfindungsgemäße Elektroden zu verwenden, bei
denen die Verbindung über "fliegende Leitungen" gemacht wird,
die beispielsweise durch leitfähige polymerisierbare Kleb
stoffe am Anschlußende 12a befestigt werden können. Die Ver
wendung einer "fliegenden Leitung" verringert das Gewicht und
Profil der Elektrodenstruktur.
Andererseits kann die Leitung am Anschlußende 12a über einen
gedruckten Anschluß (nicht gezeigt) aus leitfähiger Bindungs
tinte befestigt werden, die entweder durch UV härtbar oder
bei tiefen Temperaturen härtbar ist. Ein Beispiel einer sol
chen druckbaren, leitfähigen Bindungstinte ist JL-43165 von
Acheson Colloids Co., Plymouth, United Kingdom, vertrieben.
Unter Verwendung dieser Mittel kann ein Leitungsdraht (nicht
gezeigt) an das Anschlußende 12a vor der Härtung angeschlos
sen werden und nach der Härtung in permanentem elektrischem
Kontakt mit der Schicht 2a stehen. Leitungsdrähte können
maschinell angebracht werden, wodurch ein kontinuierliches
On-line-Herstellungsverfahren ermöglicht wird.
In den Fig. 3 und 3a der Zeichnungen ist eine erfindungs
gemäße Elektrode 10b gezeigt, die den oben beschriebenen
Elektroden 10 und 10a im wesentlichen ähnlich ist und all
ihre Merkmale aufweist. Die Klebstoffschicht 4 ist jedoch
nicht coplanar bezüglich der elektrisch leitfähigen Schicht 2
angeordnet, stattdessen enthält die entsprechende Schicht ein
Unterlagenmaterial 8, das an der Unterseite mit einem geeig
neten medizinisch verwendbaren Klebstoff beschichtet ist, der
die Rückseite des Substrats 1 bedeckt und darüber hinaus
reicht. Das aufrechte Teil 16 des Knopfes 5 erstreckt sich
durch die Klebstoffschicht 8. Das zweite Basiselement 17 ruht
auf der Klebstoffunterlagenschicht 18, die, wie erwähnt, in
elektrischem Kontakt mit dem aufrechten Teil 16 steht.
Eine Gelschicht 3b ist auf der Vorderseite des Substrats 1
vorgesehen und bedeckt und kontaktiert das Sensorende 11a.
Die Gelschicht 3b kann, wie gezeigt, eine kreisförmige Schei
be oder ein Ring (nicht gezeigt) sein. Die Gelschicht 3b kann
ein leitfähiger Klebstoff sein, der in seiner Zusammensetzung
der Gelschicht 3 oder der Gelschicht 3a entspricht. Aufgrund
der überlappenden Klebstoffunterlagenschicht 8 ist es nicht
notwendig, daß die Gelschicht 3b klebend ist.
Andererseits kann das Substrat 1 einen Leerbereich enthalten,
der mit dem Leerbereich des Sensorendes 11a fluchtet, so daß
das Unterlagenmaterial 8 betriebsmäßig durch den Substrat-
Leerbereich hindurchtritt und in Hautkontakt mit dem Patien
ten steht.
In den Fig. 4 und 4a der Zeichnungen ist eine erfindungs
gemäße Elektrode 10c gezeigt. Die Elektrode 10c entspricht
der in den Fig. 3 und 3a der Zeichnungen gezeigten und
beschriebenen Elektrode 10b. Die der Isolatorschicht 6 ent
sprechende Isolatorschicht 6b ist jedoch vergrößert, so daß
sie entlang desselben Randes wie das Unterlagenmaterial 8
endet. Zwei Parallelschnitte 20, 21 sind in dem Unterlagenma
terial 8, dem Substrat 1 und der Isolatorschicht 6b vorgese
hen. Die Schnitte 20, 21 erstrecken sich im wesentlichen
parallel hinsichtlich des Zwischenstücks 13a und enden ent
lang einer gedachten Linie 22, die senkrecht zum Stück 13a
und tangential oder im wesentlichen parallel und im Abstand
zu einer gedachten Linie verläuft, die tangential zum Sensor
ende 11a ist.
Daher kann betriebsmäßig derjenige Teil der Elektrode 10c,
der durch die Linien 20, 21 und 22 begrenzt ist, schwenkbar
entlang der Linie 22 bewegt werden, wie in Fig. 4a der
Zeichnungen gezeigt ist. Der als 8a und 8b bezeichnete Teil
30 des Unterlagenmaterials 8 bleibt in Kontakt mit der Haut
des Patienten. Demgemäß kann der Teil 30 frei schräg, lateral
oder drehbar bezüglich dem Sensorende 11a bewegt werden, ohne
das Sensorende 11a zu beeinträchtigen.
Die Elektroden 10b und 10c sind für Anwendungsformen geeig
net, bei denen eine dauerhafte Langzeithaftung erforderlich
ist.
In den Fig. 5, 5a und 5b der Zeichnungen sind Beispiele
für verschiedene Gestalten oder Profile der leitfähigen
Schicht 2 gezeigt, die auf das Substrat 1 aufgebracht werden
können, um die erfindungsgemäßen Elektroden zu bilden. Das
Sensorende 11 umfaßt zwei Arme 31, 32, die einen relativ
großen äußeren Oberflächenbereich vorsehen, der mit einem
relativ geringen Volumen der leitfähigen Schicht 2 einher
geht. In den Fig. 5a und 5b der Zeichnungen können die
Arme 31, 32 beispielsweise mit zusätzlichen Kurven oder Armen
entweder innerhalb der Leerstelle oder des Leerbereichs oder
außerhalb davon versehen werden, wie in Fig. 5b der Zeich
nungen gezeigt ist. Dies kann die Wirksamkeit der Elektrode
verbessern, indem eine gleichmäßigere Verteilung des Stroms
in der Gelschicht (nicht gezeigt) vorgesehen wird. Weiterhin
liegt es innerhalb des Umfangs der vorliegenden Erfindung,
eine elektrisch leitfähige Tintenschicht vorzusehen, in der
zusätzliche Arme aus dem Zwischenverbindungsstück hervortre
ten. Ansonsten ist die Konstruktion dieser Elektroden ähnlich
zu denjenigen, die zuvor beschrieben wurden.
Die erfindungsgemäßen Elektroden und insbesondere die Elek
trode 10 sind von besonders einfachem Aufbau, relativ preis
wert herzustellen und verursachen relativ geringe Kosten. Die
Elektroden sind zur Verwendung bei der Überwachung oder Auf
zeichnung von Biosignalen wie etwa EKG, EMG, EEG oder zur
Übermittlung oder Übertragung von elektrischen Strömen oder
Spannungen mit relativ kleiner Amplitude auf den Körper, wie
in der elektrischen Widerstandstomographie, vorgesehen.
Claims (22)
1. Biosignalelektrode, umfassend ein flexibles Substrat (1) mit einer
Vorderseite und einer Rückseite, wobei auf der der Haut des Patienten
zugewandten Seite des Substrats eine elektrisch leitfähige Schicht (2)
aufgedruckt ist, die eine Tinte mit elektrisch leitfähigen Teilchen oder
ein Gemisch von Teilchen darin enthält, wobei die Schicht in der
Draufsicht ein erstes oder Sensorende (11), ein zweites oder An
schlussende (12) und ein Verbindungsstück (13) umfasst, wobei das
Substrat (1) am Sensorende (11) kontinuierlich und nicht perforiert ist,
dadurch gekennzeichnet,
dass die leitfähige Schicht am Sensorende in einer Form vorliegt, die
einen oder mehrere Leerbereiche aufweist.
2. Biosignalelektrode nach Anspruch 1, worin die Form eine
gekrümmte Form ist.
3. Biosignalelektrode nach Anspruch 1 oder 2, worin die
Form eine geschlossene Form ist.
4. Biosignalelektrode nach Anspruch 3, worin die Form ein
Ring ist.
5. Biosignalelektrode nach einem der Ansprüche 1 bis 4,
worin die Teilchen Silber oder Zinn enthalten.
6. Biosignalelektrode nach einem der Ansprüche 1 bis 4,
worin das Gemisch von Teilchen Silber/Silbersalz oder
Zinn/Zinnsalz enthält.
7. Elektrode nach einem der Ansprüche 1 bis 6, weiterhin
umfassend eine elektrolytische Gelschicht, wobei die
leitfähige Schicht sich zwischen der Gelschicht und dem
Substrat befindet.
8. Elektrode nach Anspruch 7, worin die elektrolytische
Gelschicht sich auf dem Sensorende des Substrats befin
det.
9. Elektrode nach Anspruch 7 oder 8, worin sich die Gel
schicht auf dem Sensorende befindet.
10. Elektrode nach einem der Ansprüche 7 bis 9, worin die
Gelschicht einen leitfähigen Klebstoff enthält.
11. Elektrode nach einem der Ansprüche 1 bis 10, worin ein
Mittel vorgesehen ist, um die Herstellung eines elektri
schen Anschlusses zwischen dem Anschlußende und einer
Überwachungseinrichtung zu ermöglichen.
12. Elektrode nach Anspruch 11, worin das elektrische An
schlußmittel einen elektrisch leitfähigen Druckknopf
umfaßt, der sich durch das Substrat erstreckt und in
elektrischer Verbindung mit der leitfähigen Schicht
steht.
13. Elektrode nach Anspruch 11, worin das elektrische An
schlußmittel einen am Anschlußende befestigten Draht
umfaßt.
14. Elektrode nach einem der Ansprüche 1 bis 12, worin sich
eine elektrische Isolatorschicht auf dem Anschlußende
und auf dem Verbindungsstück befindet und im wesentli
chen coplanar bezüglich der Gelschicht ist.
15. Elektrode nach einem der Ansprüche 1 bis 14, worin sich
eine Klebstoffschicht auf dem Substrat im wesentlichen
coplanar bezüglich der leitfähigen Tintenschicht befin
det.
16. Elektrode nach Anspruch 15, worin sich die Klebstoff
schicht auf der Vorderseite des Sensorendes des Sub
strats innerhalb des Leerbereichs der Hohlform befindet
und im wesentlichen coplanar bezüglich der leitfähigen
Schicht ist.
17. Elektrode nach Anspruch 16, worin auf der Rückseite ein
Haftungselement ist, wobei sich dieses Element bezüglich
des Substrats nach außen erstreckt, so daß eine klebende
Oberfläche vorgesehen wird, um es der Elektrode zu er
möglichen, in Hautkontakt mit einem Patienten zu stehen.
18. Elektrode nach Anspruch 17, worin das Substrat eine
Öffnung hat, die mit dem Leerbereich der Hohlform fluch
tend ist, wodurch es der mit dem Leerbereich fluchtenden
klebenden Oberfläche ermöglicht wird, dort hindurchzu
treten.
19. Elektrode nach einem der Ansprüche 1 bis 18, worin das
Substrat elektrisch leitfähig ist.
20. Elektrode nach einem der Ansprüche 17 bis 18, worin das
Anschlußende, das Zwischenstück und der Teil des Haf
tungselements, der in Flucht mit dem Anschlußende und
dem Zwischenstück steht, betriebsmäßig bezüglich dem
Rest des Haftungselements beweglich sind.
21. Elektrode nach einem der Ansprüche 1 bis 20, worin das
Gemisch von Teilchen Silber/Silberchlorid in einem
Gewichtsverhältnis von 9 : 1 umfaßt.
22. Elektrode nach einem der Ansprüche 1 bis 21, worin die
leitfähige Schicht eine Dicke zwischen 5 und 15 µm auf
weist.
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Date | Code | Title | Description |
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8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
D2 | Grant after examination | ||
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8327 | Change in the person/name/address of the patent owner |
Owner name: UNIVERSITY OF ULSTER, LONDONDERRY, GB |
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8381 | Inventor (new situation) |
Inventor name: MCADAMS, ERIC THOMAS, WHITHEAD, ANTRIM, GB Inventor name: ANDERSON, JOHN MCCUNE, HOLLYWOOD, DOWN, GB Inventor name: MCLAUGHLIN, JAMES ANDREW, HAMPTON COURT, VILLAGE B |