JP2019213857A - Myoelectric sensor and electrode member - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、高分子素材を用いた電極部材とこれを用いた筋電センサに関する。 The present invention relates to an electrode member using a polymer material and a myoelectric sensor using the same.
筋電義肢は、手、足、手指等の四肢の一部を失った障害者を補助、支援するための有用なツールであり、種々の研究、改良が重ねられている。筋電義肢の動作は、生体信号の一種である筋電位（ＥＭＧ：Electromyography）信号を用いて制御されている。ＥＭＧ信号は筋収縮レベルを表わす信号であり、長時間の装着が想定される筋電義肢にあっては、皮膚の表面から非襲撃でＥＭＧ信号を計測または検知するのが望ましい。 The myoelectric prosthesis is a useful tool for assisting and supporting a disabled person who has lost a part of a limb such as a hand, foot, or finger, and various studies and improvements have been made. The operation of the myoelectric prosthesis is controlled using a myoelectric potential (EMG: Electromyography) signal which is a kind of biological signal. The EMG signal is a signal representing a muscle contraction level. In a myoelectric prosthesis which is assumed to be worn for a long time, it is desirable to measure or detect the EMG signal from the surface of the skin without attack.
ＥＭＧ信号を検知するセンサに乾式の電極を用いる場合は、電極の金属を露出させ、皮膚に電極を接触させて筋電位を計測する。乾式の電極は柔軟性に乏しく、生体との適合性が低い。ＥＭＧ信号を皮膚表面から安定して計測するために、導電性のジェルやペーストを使った湿式の電極が用いられることもある。また、カーボンフィラーを含むフレキシブルで柔軟性のある導電層で形成される電極シートと、これを用いたセンサが提案されている（たとえば、特許文献１参照）。 When a dry electrode is used as a sensor for detecting an EMG signal, the metal of the electrode is exposed, and the electrode is brought into contact with the skin to measure the myoelectric potential. Dry electrodes have poor flexibility and low compatibility with living organisms. In order to measure the EMG signal stably from the skin surface, a wet electrode using a conductive gel or paste may be used. Further, an electrode sheet formed of a flexible and flexible conductive layer containing a carbon filler and a sensor using the same have been proposed (for example, see Patent Document 1).
導電性ジェル等を使った湿式の電極を用いると、消耗品のランニングコストが高いという問題がある。そこで、生体適合性の高い導電性の高分子材料を電極材料として用い、一部金属を露出させるハイブリッド型の電極が考えられるが、皮膚と直接接触する金属部分でＥＭＧ信号を安定して検知するのは難しい。電極を高分子材料で形成する場合でも、電極以外のケース部分は合成の高い素材で作られるのが一般的であり、電極から皮膚にかかる圧力に片寄りが生じる、ケースに固定された電極材料の柔軟性が損なわれる、長時間使用すると皮膚に跡が残る等の問題がある。 When a wet electrode using a conductive gel or the like is used, there is a problem that the running cost of consumables is high. Therefore, a hybrid electrode that uses a biocompatible conductive polymer material as the electrode material and partially exposes the metal is conceivable. However, it is possible to stably detect the EMG signal in the metal portion that directly contacts the skin. Difficult. Even when the electrodes are formed of a polymer material, the case part other than the electrodes is generally made of a highly synthetic material, and the pressure applied to the skin from the electrodes is biased. However, there is a problem that the flexibility of the skin is impaired and a trace is left on the skin when used for a long time.
本発明は、非襲撃かつ安定的に筋電位信号を計測することのできる電極材料と、これを用いた筋電センサを提供することを目的とする。 An object of the present invention is to provide an electrode material capable of non-attacking and stably measuring a myoelectric potential signal, and a myoelectric sensor using the same.
上記の目的のために、伝導率の異なる導電性高分子の層を積層して電極として用いる。 For the above purpose, layers of conductive polymers having different conductivity are stacked and used as an electrode.
本発明のひとつの態様では、筋電センサは、
第１の配合量のナノカーボン材料を含む第１の高分子材料層と、前記第１の配合量よりも少ない第２の配合量のナノカーボン材料を含む第２の高分子材料層とが積層された電極部材と、
少なくとも一部が前記第１の高分子材料層と接触する金属配線と、
を有する。
In one embodiment of the present invention, the myoelectric sensor comprises:
A first polymer material layer containing a first blending amount of nanocarbon material and a second polymer material layer containing a second blending amount of nanocarbon material smaller than the first blending amount are laminated. Electrode member,
A metal wiring at least partially in contact with the first polymer material layer;
Have
本発明の別の態様では、筋電センサ用の電極部材は、
第１の配合量のナノカーボン材料を含む第１の高分子材料層と、
前記第１の配合量よりも少ない第２の配合量のナノカーボン材料を含む第２の高分子材料層と、が連続して積層されており、
前記第２の高分子材料層が被計測者の皮膚との接触層である。
In another aspect of the present invention, the electrode member for a myoelectric sensor,
A first polymer material layer containing a first blended amount of nanocarbon material;
A second polymer material layer containing a second blending amount of the nanocarbon material smaller than the first blending amount, and the second polymer material layer is continuously laminated;
The second polymer material layer is a contact layer with the subject's skin.
良好な構成例では、直接皮膚と接触する高分子材料層の導電性物質の含有量が、最適化される。 In a preferred embodiment, the content of the conductive substance in the polymer material layer in direct contact with the skin is optimized.
上記の構成により、筋電位信号を非襲撃かつ安定して計測することができる。また、繰り返し使用できるためランニングコストを低減することができる。 With the above configuration, the myoelectric potential signal can be non-attacked and measured stably. In addition, the running cost can be reduced because it can be used repeatedly.
図１は、実施形態の電極部材１０を用いた筋電センサ２０の模式図である。筋電センサは、導電性の高分子材料で形成された電極部材１０と、電極部材１０と電気的に接続されて電気信号を取り出す金属配線１４を有する。金属配線１４は、たとえば電気回路チップ１５に接続される。 FIG. 1 is a schematic diagram of a myoelectric sensor 20 using the electrode member 10 of the embodiment. The myoelectric sensor has an electrode member 10 formed of a conductive polymer material, and a metal wiring 14 electrically connected to the electrode member 10 to extract an electric signal. The metal wiring 14 is connected to, for example, an electric circuit chip 15.
電極部材１０は、導電性物質の含有量の異なる第１の高分子材料層１１と、第２の高分子材料層１２の積層で形成されている。第１の高分子材料層１１は、金属配線１４と接触しており、第２の高分子材料層１２よりも導電性物質の含有量が多い。第１の高分子材料層１１の導電性物質の含有量をＸ％，第２の高分子材料層１２の導電性物質の含有量をＹ％とすると、Ｙ＜Ｘの関係となる。導電性物質は、たとえば、カーボンブラック、カーボンナノ粒子、グラファイトパウダー、カーボンナノチューブなどのナノカーボン材料である。 The electrode member 10 is formed by laminating a first polymer material layer 11 and a second polymer material layer 12 having different conductive substance contents. The first polymer material layer 11 is in contact with the metal wiring 14 and has a higher content of a conductive substance than the second polymer material layer 12. Assuming that the content of the conductive material in the first polymer material layer 11 is X% and the content of the conductive material in the second polymer material layer 12 is Y%, a relationship of Y <X is established. The conductive substance is, for example, a nanocarbon material such as carbon black, carbon nanoparticles, graphite powder, and carbon nanotube.
第２の高分子材料層１２は、金属配線１４が露出しないように第１の高分子材料層１１と重ね合わせられており、第１の高分子材料層１１よりも少ない含有量でナノカーボン材料を含む。使用時には、第２の高分子材料層１２が皮膚と接触する接触層となる。 The second polymer material layer 12 is overlapped with the first polymer material layer 11 so that the metal wiring 14 is not exposed. including. In use, the second polymer material layer 12 becomes a contact layer that comes into contact with the skin.
第１の高分子材料層１１と第２の高分子材料層１２の高分子材料として、ポリウレタン樹脂、エポキシ樹脂、シリコーン樹脂、ポリイソピレン、ポリブタジエン、その他のエラストマー等を用いることができる。第２の高分子材料層１２に含まれるナノカーボン材料の含有量を、第１の高分子材料層１１のナノカーボン材料の含有量よりも少ない所定の範囲の含有量とすることで、後述するように電極部材１０の皮膚への押圧状態に依らずに、安定して大きな筋電を計測することができる。 As a polymer material of the first polymer material layer 11 and the second polymer material layer 12, a polyurethane resin, an epoxy resin, a silicone resin, polyisopropylene, polybutadiene, another elastomer, or the like can be used. The content of the nanocarbon material contained in the second polymer material layer 12 is set to a content within a predetermined range smaller than the content of the nanocarbon material of the first polymer material layer 11, which will be described later. Thus, large myoelectricity can be stably measured regardless of the state of the electrode member 10 pressed against the skin.
一つの例として、第１の高分子材料層１１は、４〜６％のカーボンブラックを配合するシリコーン樹脂である（Ｘ＝４〜６％）。第２の高分子材料層１２は、２．０〜２．１％、または２．６〜２．７％のカーボンブラックを配合するシリコーン樹脂である（Ｙ＝２．０〜２．１％または２．６〜２．７％）。 As one example, the first polymer material layer 11 is a silicone resin containing 4 to 6% of carbon black (X = 4 to 6%). The second polymer material layer 12 is a silicone resin containing 2.0 to 2.1%, or 2.6 to 2.7% of carbon black (Y = 2.0 to 2.1% or 2.6-2.7%).
金属配線１４は、金（Ａｕ）配線、または銀（Ａｇ）、銅（Ｃｕ）等の低抵抗の導電線、またはこれらの導電材料を金（Ａｕ）、白金（Ｐｔ）、ロジウム（Ｒｈ）等でメッキした配線である。金属配線１４は、第１の高分子材料層１１と接触しており、電極部材１０によって皮膚表面から検出されたＥＭＧ信号を、電気回路チップ１５に入力する。 The metal wiring 14 is a gold (Au) wiring, a low-resistance conductive line such as silver (Ag) or copper (Cu), or a conductive material such as gold (Au), platinum (Pt), rhodium (Rh), or the like. The wiring is plated with The metal wiring 14 is in contact with the first polymer material layer 11 and inputs an EMG signal detected from the skin surface by the electrode member 10 to the electric circuit chip 15.
第１の高分子材料層１１のカーボンブラックの配合量を４％以上とすることで、第１の高分子材料層１１と金属配線１４（すなわちＡｕ，Ｃｕ等の良導体）との間の電気抵抗はゼロに近くなる。一方、カーボンブラックの含有量が６％を超えるとシリコーンが固化して、カーボンブラックが均等に分散した電極層を成型するのが困難になる。 By setting the blending amount of carbon black in the first polymer material layer 11 to 4% or more, the electric resistance between the first polymer material layer 11 and the metal wiring 14 (that is, a good conductor such as Au or Cu) is increased. Is close to zero. On the other hand, if the content of carbon black exceeds 6%, the silicone is solidified, and it becomes difficult to mold an electrode layer in which carbon black is uniformly dispersed.
電気回路チップ１５は、ＥＭＧ信号のフィルタリングと増幅を行い、増幅後の電気信号を、外部のデータロガーに出力する。データロガーを省略して、メモリとＡ／Ｄコンバータが内蔵されたパーソナルコンピュータ（ＰＣ）などの計算機に、直接増幅されたＥＭＧ信号を供給してもよい。 The electric circuit chip 15 performs filtering and amplification of the EMG signal, and outputs the amplified electric signal to an external data logger. The data logger may be omitted, and the amplified EMG signal may be directly supplied to a computer such as a personal computer (PC) having a memory and an A / D converter.
図１の構成例では、電気回路チップ１５は、導電性不織布１３によって電極部材１０に接着されているが、電気配線１４を引き出して外部の電気回路と接続してもよい。導電性不織布１３は、たとえばポリエステル系、アクリル系等の高分子の不織布に、Ｎｉ、Ｃｕ、これらの合金等の金属を組み合わせたものである。 In the configuration example of FIG. 1, the electric circuit chip 15 is adhered to the electrode member 10 by the conductive nonwoven fabric 13, but the electric wiring 14 may be drawn out and connected to an external electric circuit. The conductive nonwoven fabric 13 is, for example, a combination of a polymer nonwoven fabric such as a polyester-based or acrylic-based material and a metal such as Ni, Cu, or an alloy thereof.
電気回路チップ１５から引き出される図示しない信号線と、第２の高分子材料層１２の裏面（皮膚との接触面）を除いて、筋電センサ２０の全体を、シリコーンで封止してもよい。封止用のシリコーンは、電極部材１０及び電気回路チップ１５のケーシングとして機能する。柔軟なシリコーンのケーシングとすることで、電極部材１０の柔軟性を維持し、長時間の使用の後でも皮膚に跡が残ることを抑止できる。 Except for the signal line (not shown) drawn from the electric circuit chip 15 and the back surface (contact surface with the skin) of the second polymer material layer 12, the whole myoelectric sensor 20 may be sealed with silicone. . The silicone for sealing functions as a casing for the electrode member 10 and the electric circuit chip 15. By using a flexible silicone casing, the flexibility of the electrode member 10 can be maintained, and traces can be suppressed from remaining on the skin even after long-term use.
このような筋電センサ２０は、たとえば以下の手順で作製することができる。まず、４〜６％のカーボンブラックを含有するシリコーン樹脂を型に流し込み、脱泡と焼成により第１の高分子材料層１１を形成する。４〜６％のカーボンブラックが配合されたシリコーン樹脂は十分に攪拌されており、カーボンブラックはシリコーン中にほぼ均一に分散している。 Such a myoelectric sensor 20 can be manufactured, for example, by the following procedure. First, a silicone resin containing 4 to 6% of carbon black is poured into a mold, and the first polymer material layer 11 is formed by defoaming and baking. The silicone resin containing 4 to 6% of carbon black is sufficiently stirred, and the carbon black is almost uniformly dispersed in the silicone.
焼成された第１の高分子材料層１１の一方の面（たとえば表面）に導電性不織布１３を張り合わせる。第１の高分子材料層１１の反対側の面（たとえば裏面）から、コの字型に折り曲げた金属配線１４を突き刺して、第１の高分子材料層１１と導電性不織布１３を貫通させ、コの字型の金属配線１４の底面を第１の高分子材料層１１に接触させる。金属配線１４の底面の少なくとも一部は、第１の高分子材料層１１の中に埋め込まれていてもよい。第１の高分子材料層１１に金属配線１４を接触させた状態で、第１の高分子材料層１１の裏面に、カーボンブラックの配合量が異なる第２の高分子材料層１２を形成する。電気回路チップ１５を導電性不織布１３に接着して金属配線１４と電気回路チップ１５を電気的に接続する。これにより、簡単な手法で安価に筋電センサを作製することができる。 The conductive nonwoven fabric 13 is bonded to one surface (for example, the surface) of the fired first polymer material layer 11. A metal wiring 14 bent in a U-shape is pierced from a surface (for example, a back surface) on the opposite side of the first polymer material layer 11 to penetrate the first polymer material layer 11 and the conductive nonwoven fabric 13, The bottom surface of the U-shaped metal wiring 14 is brought into contact with the first polymer material layer 11. At least a part of the bottom surface of the metal wiring 14 may be embedded in the first polymer material layer 11. With the metal wiring 14 in contact with the first polymer material layer 11, a second polymer material layer 12 having a different blending amount of carbon black is formed on the back surface of the first polymer material layer 11. The electric circuit chip 15 is adhered to the conductive nonwoven fabric 13 to electrically connect the metal wiring 14 and the electric circuit chip 15. Thus, the myoelectric sensor can be manufactured at low cost by a simple method.
図２は、シリコーン等の封止樹脂１６でケーシングされた筋電センサ２０を裏面（電気回路チップ１５と反対側）から見たときの画像である。この例では、３つの電極部材１０−１〜１０−３が並べられ、電極部材１０−１〜１０−３のそれぞれから信号線１７が引き出されている。信号線１７と電極部材１０−１〜１０−３の裏面（肌との接触面）を露出させた状態で、封止樹脂１６によってセンサ全体がケーシングされている。ケーシングとなる封止樹脂１６も電極部材１０−１〜１０−３の裏面も柔軟な高分子材料層となっているので、筋電センサ２０を長時間皮膚に密着させても使用者に不快感を与えずに済む。 FIG. 2 is an image when the myoelectric sensor 20 that is casing with a sealing resin 16 such as silicone is viewed from the back surface (the side opposite to the electric circuit chip 15). In this example, three electrode members 10-1 to 10-3 are arranged, and a signal line 17 is drawn from each of the electrode members 10-1 to 10-3. With the signal line 17 and the back surfaces (contact surfaces with the skin) of the electrode members 10-1 to 10-3 exposed, the entire sensor is casing by the sealing resin 16. Since both the sealing resin 16 serving as a casing and the back surfaces of the electrode members 10-1 to 10-3 are made of a flexible polymer material layer, even if the myoelectric sensor 20 is kept in close contact with the skin for a long time, the user feels uncomfortable. Need not be given.
電極部材１０−１と１０−２は差動の電極対である。中央の電極１０−３は基準電位をとるグランド電極である。一対の電極部材１０−１と１０−２を測定したい部位の筋繊維の方向に沿って配置し、２つの電極間の電位差を表面筋電位信号として検出する。１つの電気回路チップ１５が３つの電極部材１０−１〜１０−３に共通に用いられる場合は、電気回路チップ１５は、たとえばフィルタ回路とともに差動増幅回路を有し、電極部材１０−１と１０−２の間の差分と、体表面のグランド電位との差を増幅して、ＥＭＧ信号として出力してもよい。 The electrode members 10-1 and 10-2 are a differential electrode pair. The center electrode 10-3 is a ground electrode that takes a reference potential. A pair of electrode members 10-1 and 10-2 are arranged along the direction of a muscle fiber at a site to be measured, and a potential difference between two electrodes is detected as a surface myoelectric potential signal. When one electric circuit chip 15 is commonly used for the three electrode members 10-1 to 10-3, the electric circuit chip 15 has, for example, a differential amplifier circuit together with a filter circuit, and The difference between 10-2 and the ground potential on the body surface may be amplified and output as an EMG signal.
次に、第２の高分子材料層１２に含有されるカーボンブラック濃度の最適範囲について説明する。 Next, the optimum range of the concentration of carbon black contained in the second polymer material layer 12 will be described.
図３は、第２の高分子材料層１２のカーボンブラック濃度（％）と、得られる最大平均筋電（Ｖ）の関係を示す図である。発明者らは、図１の積層構造の電極部材１０を用いることで、計測される筋電の振幅が増加し、かつ皮膚に対する電極部材１０の押圧状態のばらつきの影響を低減して安定した計測ができることを、実験により確認した。 FIG. 3 is a diagram showing the relationship between the carbon black concentration (%) of the second polymer material layer 12 and the obtained maximum average myoelectric potential (V). The inventors increased the amplitude of the measured myoelectricity by using the electrode member 10 having the laminated structure shown in FIG. 1, and reduced the influence of the variation in the pressing state of the electrode member 10 against the skin to achieve stable measurement. Was confirmed by experiments.
＜実証実験１＞
第２の高分子材料層１２のカーボンブラック配合量を変えた複数の電極サンプルを作製して筋電を計測する。実験条件として、金属配線１４にＡｕ配線を用い、金属配線１４と接触する第１の高分子材料層１１をシリコーン樹脂で作製する。第１の高分子材料層に配合されるカーボンブラックの濃度を４％に固定し、第２の高分子材料層１２のカーボンブラック濃度を、１．７％〜４．０％まで変化させる。図３は、そのうちの１．７％〜２．７％までの筋電の計測結果である。
<Demonstration experiment 1>
A plurality of electrode samples in which the amount of carbon black in the second polymer material layer 12 is changed are prepared, and the myoelectricity is measured. As an experimental condition, an Au wiring is used for the metal wiring 14, and the first polymer material layer 11 that is in contact with the metal wiring 14 is made of a silicone resin. The concentration of carbon black blended in the first polymer material layer is fixed at 4%, and the carbon black concentration of the second polymer material layer 12 is changed from 1.7% to 4.0%. FIG. 3 shows the measurement results of the myoelectricity of 1.7% to 2.7% of them.
第２の高分子材料層１２のカーボンブラック濃度を１．７〜２．７％まで０．１％刻みで変化させた１１種類の電極サンプル（電極対）を作製する。計測前にアルコールで電極と被験者の皮膚を拭いて、電極サンプルを布テープで皮膚に固定する。計測箇所は前腕皮膚の屈筋の直上である。一対の電極を屈筋に沿って２ｃｍの間隔をおいて配置し、５Ｎの力で第２の高分子材料層１２の裏面を皮膚に接触させて固定する。ボディグランドとして湿式の電極を肘に貼付する。 Eleven kinds of electrode samples (electrode pairs) in which the carbon black concentration of the second polymer material layer 12 is changed from 1.7 to 2.7% in steps of 0.1% are prepared. Before measurement, wipe the electrode and the skin of the subject with alcohol, and fix the electrode sample to the skin with cloth tape. The measurement location was immediately above the flexor muscles of the forearm skin. A pair of electrodes are arranged at intervals of 2 cm along the flexors, and the back surface of the second polymer material layer 12 is fixed to the skin with a force of 5N while being in contact with the skin. A wet electrode is attached to the elbow as a body ground.
被験者（１名）は、握力計で１０ｋｇの握り動作を３秒間行い、対応する筋から筋電をサンプリング周波数２０００Ｈｚで計測する。計測した筋電の１０データ分の２乗平均平方根（ＲＭＳ）を計算し、さらに２００データ分からＲＭＳの最大値を代表データとして算出する。同様の計測を、各電極サンプルに対して５回ずつ行い、１つの電極サンプルに対して５試行分の最大平均筋電値を得る。 The subject (1 person) performs a 10 kg grip operation with the grip force meter for 3 seconds, and measures myoelectricity from the corresponding muscle at a sampling frequency of 2000 Hz. The root mean square (RMS) for 10 measured myoelectric data is calculated, and the maximum value of the RMS is calculated as representative data from 200 data. The same measurement is performed five times for each electrode sample, and a maximum average myoelectric value for five trials is obtained for one electrode sample.
図３において、データ１〜データ５は５試行分のデータを示し、太い実線が平均値（Ａｖｅ）である。この被験者のデータでは、第２の高分子材料層１２のカーボンブラック濃度が２．１％と２．６％で筋電が大きくなるダブルピークを示している。すなわち、カーボンブラック濃度が１．７〜２．０％までは最大平均筋電が低い値を示しているのに対して、２．１％で最大平均筋電が増大し、その後若干減少した後に、２．６％で最大になっている。
＜実証実験２＞
次に、カーボン濃度を１．７％〜２．７％まで０．１％きざみで増大させた電極サンプルに加えて、カーボン濃度３．０％、３．５％、及び４．０％の３種類の追加サンプルを用いる。各カーボンブラック濃度で、３つずつ電極サンプルを作製する。カーボンブラック濃度ごとに作製された３通りの電極サンプルのすべてで、握力時の筋電と安静時の筋電を計測し、そのＳＮ比を計算する。握力時の筋電は、握力計で１０Ｋｇの握り動作を行ったときの筋電、安静時の筋電は、握りを解放して力を抜いたときの筋電である。安静状態で計測される筋電は、力を入れていなくてもセンサに取り込まれる電位であり、バックグラウンドノイズとみなすことができる。ＳＮ比は、握力時の筋電の安静時の筋電に対する比で表される（より具体的には、握力時の筋電値を安静時の筋電値で除算したものの２乗を用いる）。
In FIG. 3, data 1 to data 5 indicate data for five trials, and the thick solid line is the average value (Ave). The data of this subject shows a double peak where myoelectricity increases when the carbon black concentration of the second polymer material layer 12 is 2.1% and 2.6%. That is, the maximum average myoelectricity shows a low value until the carbon black concentration is 1.7 to 2.0%, whereas the maximum average myoelectricity increases at 2.1% and then slightly decreases after that. , At 2.6%.
<Demonstration experiment 2>
Next, in addition to the electrode sample whose carbon concentration was increased in steps of 0.1% from 1.7% to 2.7%, 3% of carbon concentrations of 3.0%, 3.5%, and 4.0% were added. Use additional types of samples. At each carbon black concentration, three electrode samples are prepared. In all three types of electrode samples prepared for each carbon black concentration, the myoelectricity at the time of grip strength and myoelectricity at rest are measured, and the SN ratio is calculated. The myoelectricity at the time of grip force is the myoelectricity when the grip force meter performs a gripping operation of 10 kg, and the myoelectricity at rest is the myoelectricity when the grip is released and the power is released. Myoelectricity measured in a resting state is a potential that is taken into the sensor even when no force is applied, and can be regarded as background noise. The SN ratio is expressed as a ratio of the myoelectric potential at the time of grip strength to the myoelectric potential at rest (more specifically, the square of the myoelectric value at grip force divided by the myoelectric value at rest) is used. .
３通りの電極サンプルのそれぞれについて、一対の電極が均等な圧力で皮膚に固定されているとき（これを「非加圧時」と呼ぶ）と、電極対の一方に圧力が片寄った状態で固定されているとき（これを「加圧時」または「片当たり」と呼ぶ）の双方で行う。片当たりの状態は、一方の電極全体にフォーステスターで２０Ｎを加えた状態である。 For each of the three electrode samples, when a pair of electrodes is fixed to the skin with equal pressure (this is called "non-pressurized"), the pressure is fixed to one of the electrode pairs with a bias (This is referred to as “pressurized” or “one-sided”). The one-sided state is a state in which 20 N is applied to one of the entire electrodes by a forster.
図４は、非加圧時（均等固定）の筋電データであり、握力時の筋電（ａ）と、安静時の筋電（ｂ）と、ＳＮ比（ｃ）を示している。各棒線に付随する３つのエラーバーは、３通りのサンプルの標準誤差を示している。 FIG. 4 shows myoelectric data at the time of non-pressurization (evenly fixed), and shows myoelectricity at the time of grip strength (a), myoelectricity at rest (b), and SN ratio (c). The three error bars associated with each bar indicate the standard error of the three samples.
図５は、加圧時（片当たり）の筋電データであり、握力時の筋電（ａ）と、安静時の筋電（ｂ）と、ＳＮ比（ｃ）を示している。各棒線に付随する３つのエラーバーは、３通りのサンプルのそれぞれの誤差を示している。 FIG. 5 shows myoelectric data at the time of pressurization (per piece), and shows myoelectricity at the time of grip strength (a), myoelectricity at rest (b), and SN ratio (c). The three error bars associated with each bar indicate the error of each of the three samples.
図４と図５において、解析対象から外れ値を除く操作を行う。カーボンブラック濃度ごとに、３通りの電極サンプルのそれぞれ５試行、合計１５データの平均と標準誤差を計算する。各データにおいて、平均±２標準偏差（２σ）の範囲から外れたデータを外れ値と定義し、解析対象から除く。 4 and 5, an operation for removing an outlier from the analysis target is performed. For each carbon black concentration, the average and standard error of a total of 15 data for 5 trials of 3 types of electrode samples are calculated. In each data, data out of the range of the average ± 2 standard deviations (2σ) is defined as an outlier and is excluded from the analysis.
図４の非加圧時（均等固定時）の筋電データを参照すると、握力時（ａ）の筋電は、カーボン濃度２．１％でピークを持つシングルピークの特徴を示している。しかし、欠損データや外れ値が影響し，各濃度に対するデータ数が不均一であるため、図４の（ａ）の筋電データのみから統計比較を行うことは危険である。 Referring to the myoelectric data at the time of non-pressurization (at the time of uniform fixation) in FIG. 4, the myoelectric at the time of grip strength (a) shows a single peak characteristic having a peak at a carbon concentration of 2.1%. However, since missing data and outliers affect the number of data for each concentration, the statistical comparison from the myoelectric data of FIG. 4A alone is dangerous.
図４の安静時（ｂ）では、電極を装着した被験者の前腕に動きがほとんどなく、顕著な特徴は見られない。第２の高分子材料層１２のカーボンブラック濃度にかかわらず、一定の電位がノイズとして混入することがわかる。図４のＳＮ比（ｃ）では、２．１％、２．６％、及び４．０％で筋電値が高くなっている。このうち、４．０％は電極間の製造誤差が大きい。カーボンブラック濃度を３．０％〜３．５％と高くしても十分に高いＳＮ比が得られないのは、最適範囲を超えると、カーボンブラックの増加につれてノイズ（安静時の筋電）が増幅されているからである。 At rest (b) in FIG. 4, the subject's forearm to which the electrode is attached hardly moves, and no remarkable feature is observed. It can be seen that a constant potential is mixed as noise regardless of the carbon black concentration of the second polymer material layer 12. In the SN ratio (c) of FIG. 4, the myoelectric values are high at 2.1%, 2.6%, and 4.0%. Among them, 4.0% has a large manufacturing error between electrodes. The reason why a sufficiently high SN ratio cannot be obtained even when the carbon black concentration is increased to 3.0% to 3.5% is that when the carbon black concentration exceeds the optimum range, noise (myoelectricity at rest) increases as the carbon black increases. This is because it has been amplified.
図５に移って、加圧時（片当たり）には、握力時（ａ）の筋電値が上昇傾向にあるが、電極内でのばらつきが大きく、また電極間でもばらつきも大きくなっている。電極の固定状態に依らずに筋電を安定して計測するには，加圧時（片当たり）と非加圧時（均等固定）の間で変動が小さいことが望ましい。 Moving on to FIG. 5, the myoelectric value at the time of gripping force (a) tends to increase during pressurization (one contact), but the variation within the electrodes is large, and the variation between the electrodes is also large. . In order to stably measure the myoelectric potential irrespective of the fixed state of the electrode, it is desirable that the fluctuation between pressurized (one contact) and non-pressurized (uniformly fixed) is small.
図６は、非加圧時と加圧時の変動量を示す図である。（ａ）は筋電の差分、（ｂ）はＳＮ比の差分、（ｃ）はロバスト性を示している。筋電の差分（ａ）の各濃度での左側のバーが握力時の筋電値の差、右側のバーが安静時の筋電値の差である。均等固定状態と片当たり状態での筋電値の差は、２．０〜２．１％で極小値をとり、２．６〜２．７％で再度極小値をとるダブルピークを示している。 FIG. 6 is a diagram illustrating the amount of fluctuation between non-pressurization and pressurization. (A) shows a difference in myoelectricity, (b) shows a difference in SN ratio, and (c) shows robustness. The left bar at each concentration of the myoelectric difference (a) is the difference in myoelectric value during grip, and the right bar is the difference between myoelectric values during rest. The difference between the EMG values in the equally fixed state and the one-sided state shows a double peak that takes a minimum value at 2.0 to 2.1% and takes a minimum value again at 2.6 to 2.7%. .
ＳＮ比の差分（ｂ）でも、２．０〜２．１％で極小値をとり、２．６〜２．７％で再度極小値をとるダブルピークを示している。また、極小値をとるカーボンブラック濃度の範囲で、３通りの電極サンプル間の差も小さくなっていることがわかる。 The difference (b) in the S / N ratio also shows a double peak that has a minimum value at 2.0 to 2.1% and a minimum value again at 2.6 to 2.7%. Further, it can be seen that the difference between the three electrode samples is also small in the range of the carbon black concentration at which the minimum value is obtained.
最終的な筋電計速の安定性を求めるため，非加圧時における握力時のＳＮ比の値をＳＮ比の変化量で割った値をロバスト性と定義し、評価する。非加圧時における握力時のＳＮ比が大きくかつ、非加圧時と加圧時のＳＮ比の差が小さいほど、ロバスト性は高い値を示す。図６のロバスト性（ｃ）の結果から、やはり２．０〜２．１％と、２．６〜２．７％にピークが現れる。一方、カーボンブラック濃度が３．５〜４．０％では、ロバスト性が十分に確保されず、皮膚への電極の押し当て方によって計測される筋電の値が大きくばらつき、計測が不安定になる。 In order to obtain the final stability of the electromyographic speed, a value obtained by dividing the value of the S / N ratio at the time of grip strength without pressure by the amount of change in the S / N ratio is defined as robustness and evaluated. The robustness shows a higher value as the SN ratio at the time of grip force at the time of non-pressurization is larger and the difference between the SN ratio at the time of non-pressurization and that at the time of pressurization is smaller. From the result of the robustness (c) in FIG. 6, peaks also appear at 2.0 to 2.1% and 2.6 to 2.7%. On the other hand, when the carbon black concentration is 3.5 to 4.0%, the robustness is not sufficiently secured, and the value of the electromyogram measured by the method of pressing the electrode against the skin greatly varies, and the measurement becomes unstable. Become.
＜電気特性の解析＞
図７は、各カーボンブラック濃度での電極と皮膚の間の電気特性を示す。図７の（ａ）は非加圧時及び加圧時のインピーダンス、（ｂ）は非加圧時及び加圧時のレジスタンス、（ｃ）は非加圧時及び加圧時のキャパシタンスである。異なるカーボンブラック濃度の電極サンプルの各々で、３通りのサンプルを作製し、それぞれ５試行して得られたデータの平均値をとっている。
<Analysis of electrical characteristics>
FIG. 7 shows the electrical characteristics between the electrode and the skin at each carbon black concentration. 7A shows the impedance at the time of non-pressurization and at the time of pressurization, FIG. 7B shows the resistance at the time of non-pressurization and at the time of pressurization, and FIG. 7C shows the capacitance at the time of non-pressurization and at the time of pressurization. Three types of samples were prepared for each of the electrode samples having different carbon black concentrations, and the average value of data obtained by performing five trials was obtained.
計測は、加圧時（片当たり）のデータを取得した後に、非加圧時のデータを取得している。（ａ）のインピーダンスと、（ｂ）のレジスタンスで、カーボンブラック濃度のほぼ全体にわたって値が高いデータが、非加圧時（均等固定）のデータである。 In the measurement, after data at the time of pressurization (per piece) is obtained, data at the time of non-pressurization is obtained. The data having a high value over almost the entire carbon black concentration by the impedance of (a) and the resistance of (b) is data at the time of non-pressurization (fixed uniformly).
インピーダンスとレジスタンスの平均値に着目すると、非加圧時、加圧時ともに、カーボンブラック濃度が２．６％で極小値を示す。一方、（ｃ）のキャパシタンスについては、非加圧時の特性で２．０％と２．６％で大きな値を示し、筋電特性と同様に、ダブルピークを示している。 Focusing on the average value of the impedance and the resistance, the carbon black concentration shows a minimum value at 2.6% in both the non-pressurized state and the pressurized state. On the other hand, the capacitance of (c) shows large values at 2.0% and 2.6% in the characteristics at the time of non-pressurization, and shows a double peak similarly to the myoelectric characteristics.
図８は、各電気特性の非加圧時と加圧時の変動または差を示す図である。（ａ）はインピーダンスの差、（ｂ）はレジスタンスの差、（ｃ）はキャパシタンスの差である。インピーダンスの差（ａ）では、カーボンブラック濃度が２．６％で非加圧時と加圧時の差が最小である。レジスタンスの差（ｂ）では、カーボンブラック濃度が２．２％で非加圧時と加圧時の差が最小であり、２．０％と２．６％でも比較的、差が小さい。 FIG. 8 is a diagram showing fluctuations or differences in non-pressurized and pressurized electric characteristics. (A) is a difference in impedance, (b) is a difference in resistance, and (c) is a difference in capacitance. In the impedance difference (a), the difference between the non-pressurized state and the pressurized state is the smallest when the carbon black concentration is 2.6%. In the resistance difference (b), the difference between the non-pressurized state and the pressurized state is the smallest when the carbon black concentration is 2.2%, and the difference is relatively small even between 2.0% and 2.6%.
キャパシタンスの差（ｃ）は、カーボンブラック濃度が１．９％で非加圧時と加圧時の差が最小であり、２．０％と２．６〜２．７％でも差分が小さい。 Regarding the difference (c) in capacitance, the difference between the non-pressurized state and the pressurized state is the smallest when the carbon black concentration is 1.9%, and the difference is small even between 2.0% and 2.6 to 2.7%.
図９は、図６の（ｃ）のロバスト性と、電気特性の相関を評価する図である。図９の（Ａ）の横軸は種々の電気特性の識別番号を示し、縦軸は層間地を示す。図９の（Ｂ）は、（Ａ）の識別番号に対応する電気特性を示している。 FIG. 9 is a diagram for evaluating the correlation between the robustness of FIG. 6C and the electrical characteristics. The horizontal axis in FIG. 9A indicates the identification number of various electrical characteristics, and the vertical axis indicates the interlayer ground. FIG. 9B shows the electrical characteristics corresponding to the identification numbers in FIG.
識別番号１〜３は、非加圧時（均等固定時）のインピーダンス平均、キャパシタンス平均、及びレジスタンス平均をそれぞれ示す。識別番号４〜６は加圧時（片当たり）のインピーダンス平均、キャパシタンス平均、及びレジスタンス平均をそれぞれ示す。識別番号７〜９は非加圧時と加圧時のインピーダンス変化、キャパシタンス変化、及びレジスタンス変化をそれぞれ示す。 The identification numbers 1 to 3 respectively show the average of impedance, the average of capacitance, and the average of resistance when no pressure is applied (when fixed uniformly). Identification numbers 4 to 6 indicate the average impedance, average capacitance, and average resistance, respectively, during pressurization (per piece). The identification numbers 7 to 9 respectively indicate a change in impedance, a change in capacitance, and a change in resistance during non-pressurization and pressurization.
皮膚との間のキャパシタンス、レジスタンス、及びインピーダンスは、筋電特性のロバスト性に影響し、キャパシタンス、レジスタンス、及びインピーダンスの変化が筋電計測のロバスト性と相関することがわかる。この結果は、上述した実証実験で、ロバスト性に関し、カーボンブラック濃度２．０〜２．１％と、２．６〜２．７％でダブルピークが観察され、図８のレジスタンス、インピーダンス及びキャパシタンスで同様の傾向が観察されることからも説明できる。 It can be seen that the capacitance, resistance, and impedance between the skin and the skin affect the robustness of the electromyographic characteristics, and that changes in the capacitance, resistance, and impedance correlate with the robustness of the electromyographic measurement. This result indicates that in the above-described demonstration experiment, regarding the robustness, double peaks were observed at carbon black concentrations of 2.0 to 2.1% and 2.6 to 2.7%, and the resistance, impedance and capacitance in FIG. Can be explained from the observation of the same tendency.
以上のように、筋電センサ２０と皮膚の間のインピーダンス及び／またはキャパシタンスの関係から電極部材１０の第２の高分子材料層１２のカーボンブラック濃度を適切な範囲に設定することで、電極部材１０の皮膚への固定状態に依らずに安定したＥＭＧ信号を計測することができる。 As described above, by setting the carbon black concentration of the second polymer material layer 12 of the electrode member 10 in an appropriate range from the relationship between the impedance and / or the capacitance between the myoelectric sensor 20 and the skin, It is possible to measure a stable EMG signal regardless of the state of fixation to the skin of No. 10.
電極部材１０の固定状態（圧力状態）におけるロバスト性はインピーダンス、及び／またはキャパシタンスと相関し、カーボンブラック濃度の関数として、ロバスト性は２つのピークを有する。このダブルピークの特性は、高分子材料層１１、１２のポリマー素材と、添加されるナノカーボン材料の種類が変わっても現れると推定される。たとえば、ポリウレタン、ポリイソピレン等にカーボンパウダーを分散させ、異なる濃度の積層を形成した場合も、皮膚との間のインピーダンスとキャパシタンスの少なくとも一方は２つのピークを示すと推測される。 The robustness in the fixed state (pressure state) of the electrode member 10 is correlated with the impedance and / or the capacitance, and the robustness has two peaks as a function of the carbon black concentration. It is presumed that this double peak characteristic appears even if the types of the polymer materials of the polymer material layers 11 and 12 and the added nanocarbon material are changed. For example, even when carbon powder is dispersed in polyurethane, polyisopyrene, or the like to form laminates having different concentrations, it is assumed that at least one of impedance and capacitance with the skin shows two peaks.
導電性材料の配合量を異ならせた２つの高分子材料層を重ね合わせて積層を形成し、配合量の少ない方の層を皮膚との接着層とし、配合量の高い方の層に金属配線を接触させて筋電を取り出すことで、計測部位への電極の固定状態に依らずに、安定して筋電を計測できる。 Two polymer material layers with different compounding amounts of conductive material are laminated to form a laminate, the layer with the smaller compounding amount is used as the adhesive layer with the skin, and the metal wiring is connected to the layer with the higher compounding amount. And taking out the myoelectricity, the myoelectricity can be measured stably irrespective of the fixed state of the electrode to the measurement site.
図１０は、電極自体の抵抗を計測するモデルの模式図である。図７〜図９では、被験者の皮膚とセンサ２０との間の電気的特性値を測定し考察した。図１０以降では、電極自体の電気特性を検討して、電極を積層構造とすることの有用性を定量的に示す。 FIG. 10 is a schematic diagram of a model for measuring the resistance of the electrode itself. 7 to 9, the electrical characteristic values between the skin of the subject and the sensor 20 were measured and considered. In FIG. 10 and subsequent figures, the electrical characteristics of the electrodes themselves are examined to show quantitatively the usefulness of forming the electrodes in a laminated structure.
図１０で、（ａ）〜（ｃ）の３つのモデルを作製する。モデル（ａ）では、導電性不織布１３の上にカーボン濃度２％のシリコーンの電極２１を配置し、金属３１と金属３２で挟み込む。金属３１と金属３２に計測用プローブ３３を押し当て，抵抗値を計測する。その際に、積層方向の最上部に１００ｇの重りを載せて荷重を加える。 In FIG. 10, three models (a) to (c) are prepared. In the model (a), an electrode 21 made of silicone having a carbon concentration of 2% is arranged on the conductive nonwoven fabric 13, and is sandwiched between a metal 31 and a metal 32. The measurement probe 33 is pressed against the metal 31 and the metal 32 to measure the resistance value. At this time, a load of 100 g is placed on the uppermost portion in the stacking direction.
モデル（ｃ）は、モデル（ａ）と積層構成は同じであるが、カーボン濃度４％のシリコーンの電極２２を用いる。導電性不織布１３と電極２２を、金属３１と金属３２で挟み、計測用プローブ３３を押し当てて抵抗値を計測する。積層方向の最上部に１００の重りを載せて荷重を加える。 The model (c) has the same lamination structure as the model (a), but uses a silicone electrode 22 having a carbon concentration of 4%. The conductive nonwoven fabric 13 and the electrode 22 are sandwiched between the metal 31 and the metal 32, and the resistance value is measured by pressing the measurement probe 33. A load is applied by placing a weight of 100 on the uppermost part in the stacking direction.
モデル（ｂ）では、上述した実施形態の積層構造を用いる。導電性不織布１３の上にカーボン濃度４％のシリコーンの電極２２と、カーボン濃度２％のシリコーンの電極２１を積層する。抵抗値を計測するために、積層方向に沿って上下対称の構成とする。すなわち２つのカーボン濃度４％の電極２２で、カーボン濃度２％の電極２１を挟み、電極２２の外側にそれぞれ導電性不織布１３を介して、計測用プローブ３３を押し当てる。 In the model (b), the laminated structure of the above-described embodiment is used. An electrode 22 made of silicone having a carbon concentration of 4% and an electrode 21 made of silicone having a carbon concentration of 2% are laminated on the conductive nonwoven fabric 13. In order to measure the resistance value, a vertically symmetric configuration is adopted along the lamination direction. That is, the measurement probe 33 is pressed to the outside of the electrode 22 via the conductive nonwoven fabric 13 between the two electrodes 22 having the carbon concentration of 4% and the electrode 21 having the carbon concentration of 2%.
モデル（ａ）〜（ｃ）のそれぞれで、３００秒間の計測を行い、３０秒ごとにデータを取得する。このプロセスを１施行とし、各モデルで合計４施行の実験を行う。 For each of the models (a) to (c), measurement is performed for 300 seconds, and data is acquired every 30 seconds. This process is defined as one execution, and a total of four experiments are performed for each model.
モデル（ａ）とモデル（ｃ）では、１施行ごとに、別々に作製した電極２１または電極２２を用いて計測する。モデル（ｂ）では、１施行ごとに、電極２１と電極２２の組み合わせを変えて計測する。これにより、製造誤差の評価を含める。データ解析には、定常状態である３００秒目の計測データを用いる。 In the model (a) and the model (c), the measurement is performed by using the electrode 21 or the electrode 22 which is separately manufactured for each execution. In the model (b), the measurement is performed by changing the combination of the electrode 21 and the electrode 22 for each execution. This includes the evaluation of manufacturing errors. For the data analysis, the measurement data at the 300th second in the steady state is used.
図１１は、図１０のモデル（ａ）〜（ｃ）のそれぞれの抵抗値成分を示す図である。図１１の（ａ）で計測される抵抗値は、(1) 電極２１を構成するシリコーンと一方の金属との接触抵抗、(2) カーボンを２％含む電極２１本体の抵抗、及び(3) 電極２１を構成するシリコーンと他方の金属との接触抵抗、の合計値と等価である。 FIG. 11 is a diagram showing the respective resistance components of the models (a) to (c) in FIG. The resistance values measured in (a) of FIG. 11 are (1) the contact resistance between the silicone constituting the electrode 21 and one metal, (2) the resistance of the electrode 21 body containing 2% of carbon, and (3) This is equivalent to the total value of the contact resistance between the silicone constituting the electrode 21 and the other metal.
図１１の（ｃ）で計測される抵抗値も同様に、(1) 電極２２を構成するシリコーンと一方の金属との接触抵抗、(2) カーボンを４％含む電極２２本体の抵抗、及び(3) 電極２２を構成するシリコーンと他方の金属との接触抵抗、の合計値と等価である。 Similarly, the resistance values measured in FIG. 11C are (1) the contact resistance between the silicone constituting the electrode 22 and one of the metals, (2) the resistance of the electrode 22 main body containing 4% of carbon, and ( 3) It is equivalent to the total value of the contact resistance between the silicone constituting the electrode 22 and the other metal.
図１１の（ｂ）で計測される抵抗値は、(1) 電極２２を構成するシリコーンと一方の金属との接触抵抗、(2) カーボンを４％含む電極２２本体の抵抗、(3) カーボンを４％含むシリコーン（電極２２）とカーボンを２％含むシリコーン（電極２１）の接触抵抗、(4) カーボンを２％含む電極２１本体の抵抗、(5) カーボンを２％含むシリコーン(電極２１)とカーボンを４％含むシリコーン（電極２２）の接触抵抗、(6) カーボンを４％含む電極２２本体の抵抗、及び(7) 電極２２を構成するシリコーンと一方の金属との接触抵抗、の合計値と等価である。 The resistance values measured in (b) of FIG. 11 are (1) the contact resistance between the silicone constituting the electrode 22 and one of the metals, (2) the resistance of the electrode 22 main body containing 4% of carbon, and (3) the carbon (Electrode 22) and silicone (electrode 21) containing 2% carbon, (4) resistance of the electrode 21 body containing 2% carbon, (5) silicone containing 2% carbon (electrode 21) ) And silicone (electrode 22) containing 4% carbon, (6) resistance of the electrode 22 body containing 4% carbon, and (7) contact resistance between the silicone constituting the electrode 22 and one metal. It is equivalent to the sum.
図１１の（ａ）〜（ｃ）のすべてで、導電性不織布１３と金属３１の接触抵抗、及び導電性不織布１３と金属３２の接触抵抗はゼロと仮定する。 In all of FIGS. 11A to 11C, it is assumed that the contact resistance between the conductive nonwoven fabric 13 and the metal 31 and the contact resistance between the conductive nonwoven fabric 13 and the metal 32 are zero.
図１２は、図１０のモデル（ａ）〜（ｃ）の計測結果である。各縦棒は抵抗の平均値、エラーバーは標準誤差を示している。アスタリスクは、一元配置分散分析の結果、優位水準１％での有意差（または有意確率ｐ）を示す。ここでは、３つ以上の標本の平均を比較するので、一元配置分散分析を行っている。３つのモデル（ａ）〜（ｃ）から得られる統計量の差は単なる誤差ではないことを示す基準として、有意水準を１％に設定する。 FIG. 12 shows the measurement results of the models (a) to (c) of FIG. Each vertical bar indicates the average value of the resistance, and each error bar indicates the standard error. The asterisk indicates a significant difference (or significance p) at the superiority level of 1% as a result of one-way analysis of variance. Here, a one-way analysis of variance is performed because the averages of three or more samples are compared. The significance level is set to 1% as a criterion indicating that the difference between the statistics obtained from the three models (a) to (c) is not a mere error.
測定の結果、カーボン濃度２％のモデル（ａ）では、平均抵抗値が１８８３．６Ωであるのに対し、カーボン濃度２％のシリコーンとカーボン濃度４％のシリコーンを積層にしたモデル（ｂ）では、平均抵抗値が９２４．４Ωまで低減している。カーボン濃度４％のモデル（ｃ）では、平均抵抗値はさらに減少して、２２１．６Ωである。 As a result of the measurement, in the model (a) having a carbon concentration of 2%, the average resistance value was 1883.6Ω, whereas in the model (b) in which silicone having a carbon concentration of 2% and silicone having a carbon concentration of 4% were laminated. , The average resistance value is reduced to 924.4Ω. In the model (c) having a carbon concentration of 4%, the average resistance value is further reduced to 221.6Ω.
一元配置分散分析の結果、有意確率ｐは有意水準１％よりも小さく（ｐ＜０．０１）、モデル間の抵抗値の差は単なる誤差ではなく、有意に異なっていることがわかる。カーボン濃度２％の電極２１単体（モデル（ａ））の抵抗値よりも、カーボン濃度４％の電極２２で挟む構成（モデル（ｂ））の抵抗値の方が有意に小さく、平均値はほぼ半分に低減されている。 As a result of the one-way analysis of variance, the significance probability p is smaller than the significance level 1% (p <0.01), and it can be seen that the difference in the resistance value between the models is not a simple error but significantly different. The resistance value of the configuration sandwiched between the electrodes 22 having a carbon concentration of 4% (model (b)) is significantly smaller than the resistance value of the electrode 21 alone having a carbon concentration of 2% (model (a)), and the average value is almost the same. It has been reduced by half.
図４〜図９の実験結果から、肌と接触する部分の抵抗値は、圧力の変動（片当たり）に対するロバスト性を確保するために、ある程度大きな値を持つことが望ましいとわかっている。肌と接触する第２の高分子材料層１２のカーボンブラックの添加量は高ければよいというのではなく、第１の高分子材料層１１のカーボンブラック添加量よりも低い所定の範囲（２．０％〜２．１％など）に設定して、ある程度の抵抗値を持たせることが望ましい。これにより、筋電信号がノイズ（安静時の筋電）に埋もれてしまうことを抑制し、高いＳ／Ｎ比とセンシングの安定性が得られる。 From the experimental results of FIGS. 4 to 9, it is known that it is desirable that the resistance value of the portion in contact with the skin has a somewhat large value in order to ensure robustness against pressure fluctuation (per contact). The addition amount of the carbon black in the second polymer material layer 12 that is in contact with the skin is not limited to a high amount, but is in a predetermined range (2.0) lower than the addition amount of the carbon black in the first polymer material layer 11. % To 2.1%) to have a certain resistance value. This suppresses the myoelectric signal from being buried in noise (myoelectric at rest), and provides a high S / N ratio and stability of sensing.
一方、シリコーンの電極と金属配線１４（またはアンプ）との接合部の抵抗値は、低いことが望ましい。カーボン濃度２%の電極２１を単体でそのまま電極部材として使用するよりも、カーボン濃度４%の電極を経由したほうが低い抵抗値となることが、図１０〜図１２の実験により明らかになっている。また、カーボン濃度４％の電極２２を単体でそのまま電極部材として使うと、ノイズ（安静時の筋電）も増幅されてＳ／Ｎ比が低下し、片当たりに対するロバスト性が担保できなくなることは上述のとおりである。このように、高分子材料で形成される電極を、カーボン材料の濃度が異なる積層構造とすることの有用性が確認される。 On the other hand, it is desirable that the resistance value at the junction between the silicone electrode and the metal wiring 14 (or the amplifier) be low. It is clear from the experiments of FIGS. 10 to 12 that the resistance value is lower when the electrode 21 having a carbon concentration of 4% passes through the electrode having a carbon concentration of 4% than when the electrode 21 having a carbon concentration of 2% is used alone as an electrode member. . Further, if the electrode 22 having a carbon concentration of 4% is used alone as an electrode member as it is, noise (myoelectricity at rest) is also amplified, the S / N ratio is reduced, and the robustness to one piece cannot be ensured. As described above. As described above, it is confirmed that the electrode formed of the polymer material has a stacked structure in which the concentrations of the carbon materials are different.
次に，定量的な評価を行う。図１１の（ａ）〜（ｃ）に示す抵抗成分の種類（変数）の数に対して、得られた条件が少ないため、それぞれの抵抗成分の値を一意に求めることは困難である。これは、導電性シリコーンの抵抗値を測る際には、必ず金属のプローブを使わなければならず、導電性シリコーンと金属の接触抵抗が発生することが原因の一つである。ここでは，導電性シリコーン同士の接触抵抗と、導電性シリコーンと金属の接触抵抗との相対値を比較する。 Next, quantitative evaluation is performed. Since the obtained conditions are small for the number of types (variables) of the resistance components shown in (a) to (c) of FIG. 11, it is difficult to uniquely determine the value of each resistance component. One of the causes is that a metal probe must be used when measuring the resistance value of the conductive silicone, and contact resistance between the conductive silicone and the metal occurs. Here, the relative values of the contact resistance between the conductive silicones and the contact resistance between the conductive silicone and the metal are compared.
図１１のモデル（ａ）〜（ｃ）から共通項を消去するために、
（ａ）＋（ｃ）×２−（ｂ） （１）
を計算する。モデル（ｃ）を２倍にしているのは、モデル（ｂ）がＣ４％シリコーン自体の抵抗と、金属−Ｃ４％シリコーン間の接触抵抗を２セット含んでいるからである。
In order to eliminate common terms from the models (a) to (c) in FIG.
(A) + (c) × 2- (b) (1)
Is calculated. The reason why the model (c) is doubled is that the model (b) includes two sets of the resistance of the C4% silicone itself and the contact resistance between the metal and the C4% silicone.
図１３は、（ａ）＋（ｃ）×２−（ｂ）で共通項を消去した結果を示す。共通項を消去すると、
２×［(C2%−M間接触抵抗) + (C4%−M間接触抵抗) - (C2%−C4%間接触抵抗)］
となる。ここで、「C2%」はカーボン２％含有シリコーン、「C4%」はカーボン４％含有シリコーン、「Ｍ」は金属である。図１３では、定数の「２」を省略している。
FIG. 13 shows the result of elimination of the common term by (a) + (c) × 2- (b). Erasing the common terms,
2 x [(C2% -M contact resistance) + (C4% -M contact resistance)-(C2% -C4% contact resistance)]
It becomes. Here, “C2%” is silicone containing 2% carbon, “C4%” is silicone containing 4% carbon, and “M” is metal. In FIG. 13, the constant “2” is omitted.
図１２の測定結果を用いて、式（１）に、モデル（ａ）の抵抗値１８８３．６Ω、モデル（ｃ）の抵抗値２２１．６Ω、及びモデル（ｂ）の抵抗値９２４．４Ωを代入すると、図１３の値は、
（１８８３．６＋２２１．６×２−９２４．４）／２＝７０１．２Ω （２）
となる。
Using the measurement results of FIG. 12, the resistance value of 1883.6Ω of the model (a), 221.6Ω of the resistance value of the model (c), and 924.4Ω of the resistance value of the model (b) are substituted into the equation (1). Then, the value in FIG.
(1883.6 + 221.6 × 2-924.4) /2=701.2Ω (2)
It becomes.
図１２の測定結果（直列抵抗のトータル値）から、図１３の第１項のＣ２％シリコーン−金属間の接触抵抗は、最大でも９００Ω程度、図１３の第２項のＣ４％シリコーン−金属間の接触抵抗は、最大でも１００Ω程度である。 From the measurement results (total value of series resistance) in FIG. 12, the contact resistance between the C2% silicone and the metal in the first term in FIG. 13 is about 900Ω at the maximum, and the contact resistance between the C4% silicone and the metal in the second term in FIG. Has a contact resistance of at most about 100Ω.
式（２）から、図１３のモデルのトータル値は約７００Ωであるから、第１項と第２項の和は７００Ω〜１０００Ωの範囲、第３項のＣ２％シリコーンとＣ４％シリコーンの接触抵抗は、０Ω〜３００Ωであることが推察される。 From equation (2), the total value of the model in FIG. 13 is about 700Ω, so the sum of the first and second terms is in the range of 700Ω to 1000Ω, and the contact resistance of C2% silicone and C4% silicone in the third term Is estimated to be 0Ω to 300Ω.
図１２から、Ｃ２％シリコーンとＣ４％シリコーンの抵抗値の比を１０：１程度であると仮定すると、Ｃ２％シリコーンと金属の接触抵抗は６３０Ω〜９２０Ωであると推察される。 From FIG. 12, assuming that the ratio of the resistance values of C2% silicone and C4% silicone is about 10: 1, it is inferred that the contact resistance between C2% silicone and metal is 630Ω to 920Ω.
以上の議論より，導電性シリコーン同士の接触抵抗値は，Ｃ２％シリコーンと金属の接触抵抗値よりも小さいことがわかる。また、上述のように、Ｃ４％シリコーンと金属の接触抵抗も最大で１００Ω程度であるから、Ｃ２％シリコーンと金属の接触抵抗値よりも小さい。このことは、低カーボン濃度の導電性シリコーンに高カーボン濃度の導電性シリコーンを積層することの有用性を示している。 From the above discussion, it can be seen that the contact resistance between conductive silicones is smaller than the contact resistance between C2% silicone and metal. In addition, as described above, the contact resistance between C4% silicone and metal is about 100Ω at the maximum, and is therefore smaller than the contact resistance between C2% silicone and metal. This shows the usefulness of laminating a conductive silicone having a high carbon concentration on a conductive silicone having a low carbon concentration.
これを図１の構成に当てはめると、第１の高分子材料層１１と第２の高分子材料層１２の間の接触抵抗は、金属配線１４と第２の高分子材料層１２との接触抵抗と、金属配線１４と第１の高分子材料層１１との接触抵抗の和よりも小さい。また、第１の高分子材料層１１と第２の高分子材料層１２の間の接触抵抗は、金属配線１４と第２の高分子材料層１２との接触抵抗よりも小さい。 When this is applied to the configuration of FIG. 1, the contact resistance between the first polymer material layer 11 and the second polymer material layer 12 is the contact resistance between the metal wiring 14 and the second polymer material layer 12. Is smaller than the sum of the contact resistance between the metal wiring 14 and the first polymer material layer 11. The contact resistance between the first polymer material layer 11 and the second polymer material layer 12 is smaller than the contact resistance between the metal wiring 14 and the second polymer material layer 12.
図１の構成で、金属配線１４は必ずしも第２の高分子材料層１２と接している必要はなく、第１の高分子材料層１１の中に埋め込まれていてもよい。この場合、第１の高分子材料層１１と第２の高分子材料層１２の間の接触抵抗は、第１の高分子材料層１１と金属配線１４の間の接触抵抗と同等か、または数百Ω程度の違いしかない。したがって、第２の高分子材料層１２の比較的大きな抵抗値を利用して高いＳ／Ｎ比で感知した筋電信号を、接触抵抗の小さい第１の高分子材料層１１を介して、効率的に増幅することができる。 In the configuration of FIG. 1, the metal wiring 14 does not necessarily need to be in contact with the second polymer material layer 12, and may be embedded in the first polymer material layer 11. In this case, the contact resistance between the first polymer material layer 11 and the second polymer material layer 12 is equal to or less than the contact resistance between the first polymer material layer 11 and the metal wiring 14. There is only a difference of about 100Ω. Therefore, a myoelectric signal sensed at a high S / N ratio using a relatively large resistance value of the second polymer material layer 12 can be efficiently transmitted through the first polymer material layer 11 having a small contact resistance. Can be amplified.
最後に、金属との接触面を同一に保ちながら導電性シリコーンの厚みを増していくと、抵抗値は増加すると考えられる。この線形、または非線形な増加関数を推定することができれば、オフセット成分を導電性シリコーンと金属の接触抵抗値の２倍の値として同定できると考えられる。これにより、全ての抵抗要素の値を同定することができると考えられる。 Finally, it is considered that the resistance value increases when the thickness of the conductive silicone is increased while maintaining the same contact surface with the metal. If this linear or non-linear increasing function can be estimated, it is considered that the offset component can be identified as twice the contact resistance value between the conductive silicone and the metal. Thereby, it is considered that the values of all the resistance elements can be identified.
１０ 電極部材
１１ 第１の高分子材料層
１２ 第２の高分子材料層
１３ 導電性不織布
１４ 金属配線
１５ 電気回路チップ
２０ 筋電センサ
Reference Signs List 10 electrode member 11 first polymer material layer 12 second polymer material layer 13 conductive nonwoven fabric 14 metal wiring 15 electric circuit chip 20 myoelectric sensor
Claims (15)
少なくとも一部が前記第１の高分子材料層と接触する金属配線と、
を有することを特徴とする筋電センサ。 A first polymer material layer containing a first blending amount of nanocarbon material and a second polymer material layer containing a second blending amount of nanocarbon material smaller than the first blending amount are laminated. Electrode member,
A metal wiring at least partially in contact with the first polymer material layer;
A myoelectric sensor comprising:
をさらに有することを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載の筋電センサ。 An electric circuit chip electrically connected to the metal wiring,
The myoelectric sensor according to any one of claims 1 to 6, further comprising:
をさらに有し、
前記金属配線は、前記第１の高分子材料層から前記導電性不織布を貫通して前記電気回路チップに接続されていることを特徴とする請求項７に記載の筋電センサ。 A conductive nonwoven fabric disposed between the first polymer material layer and the electric circuit chip,
Further comprising
The myoelectric sensor according to claim 7, wherein the metal wiring is connected to the electric circuit chip through the conductive nonwoven fabric from the first polymer material layer.
第１の配合量のナノカーボン材料を含む第１の高分子材料層と、
前記第１の配合量よりも少ない第２の配合量のナノカーボン材料を含む第２の高分子材料層と、が連続して積層されており、
前記第２の高分子材料層が被計測者の皮膚との接触層である電極部材。 An electrode member for a myoelectric sensor,
A first polymer material layer containing a first blended amount of nanocarbon material;
A second polymer material layer containing a second blending amount of the nanocarbon material smaller than the first blending amount, and the second polymer material layer is continuously laminated;
An electrode member, wherein the second polymer material layer is a contact layer with the subject's skin.
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