JP2600950Y2 - Biological electrode - Google Patents
Biological electrodeInfo
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- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本考案は、生体の皮膚に装着して
複数種類の生体情報を検出する生体用電極に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a living body electrode which is attached to the skin of a living body and detects a plurality of types of biological information.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来から生体の圧脈波や呼吸などの測定
は種々の方法で行なわれていた。例えば、体表面上から
非観血的に得られる圧脈波を解析するためには、心電図
と同時に計測しなければならない。この場合、心電図用
電極を生体に装着し、さらに圧脈波などの生体圧現象を
記録するために、圧変化を電気的信号に変換する圧電素
子や、ゲージなどの圧トランスジューサを目的とする動
脈血管上に装着しなければならない。このときこの圧ト
ランスジューサは多くの場合左右いずれかの総頸動脈ま
たは撓骨動脈上に装着される。また総頸動脈上で圧脈波
を検出する場合は、圧トランスジューサを動脈上へ外部
から押圧する装置を必要とする。2. Description of the Related Art Conventionally, measurement of a pressure pulse wave and respiration of a living body has been performed by various methods. For example, in order to analyze a pressure pulse wave obtained non-invasively from the body surface, it must be measured simultaneously with an electrocardiogram. In this case, an electrocardiogram electrode is attached to a living body, and in order to record a biological pressure phenomenon such as a pressure pulse wave, a piezoelectric element for converting a pressure change into an electric signal, or an artery for a pressure transducer such as a gauge. Must be worn over blood vessels. At this time, the pressure transducer is often mounted on the left or right common carotid or radial artery. In addition, when detecting a pressure pulse wave on the common carotid artery, a device for externally pressing the pressure transducer onto the artery is required.
【０００３】一方、ＩＣＵなどで生体の機能を監視する
上で重要な呼吸運動を計測する場合には、２電極法や４
電極法などのインピーダンス方式や、胸郭運動に伴って
伸縮するチューブ内の電解質の抵抗変化を検出するベル
ト式呼吸ピックアップや、鼻部に装着し呼吸時における
空気の流れによる温度変化を検出して計測するサーミス
タ式呼吸ピックアップなどが用いられる。On the other hand, when measuring respiratory movement which is important for monitoring the function of a living body with an ICU or the like, a two-electrode method or a four-electrode method is used.
Impedance method such as electrode method, belt type respiratory pickup that detects resistance change of electrolyte in tube that expands and contracts with chest movement, and temperature change due to air flow during breathing when worn on the nose and measurement A thermistor-type respiratory pickup is used.
【０００４】[0004]
【考案が解決しようとする課題】しかしながら、圧トラ
ンスジューサを動脈血管上に装着して圧脈波を測定する
場合は、被検者はベッドなどに安静に横たわった状態で
いなければならない。また撓骨動脈上で圧脈波を検出す
る場合、例えば圧電素子などを使用した圧トランスジュ
ーサを装着するときに、ベルトにより手首に巻き付け、
ある一定の圧が測定部位上にかかるように装着する必要
がある。また、このようなトランスジューサを使用する
場合は、適切な装着部位を見付けださなければならず、
その装着に訓練を要する。さらに手首を動かすなどする
とセンサの位置がずれ、圧脈波を検出できなくなる。従
ってこの方式においても安静にして測定を行なわなけれ
ばならず、日常の行動中に計測を行なうことは非常に困
難である。さらにこのようなトランスジューサは大型で
高価であり、使い捨てにすることはできない。However, when a pressure transducer is mounted on an arterial blood vessel to measure a pressure pulse wave, the subject must be lying on a bed or the like at rest. When detecting a pressure pulse wave on the radial artery, for example, when wearing a pressure transducer using a piezoelectric element or the like, wrap it around the wrist with a belt,
It must be mounted so that a certain pressure is applied on the measurement site. Also, when using such a transducer, you must find a suitable mounting site,
Training is required for its installation. If the wrist is further moved, the position of the sensor shifts, and the pressure pulse wave cannot be detected. Therefore, even in this method, the measurement must be performed at rest, and it is very difficult to perform the measurement during daily activities. Furthermore, such transducers are large and expensive and cannot be disposable.
【０００５】一方、呼吸運動を計測するときに、インピ
ーダンス方式のピックアップを用いる場合は、２個また
は４個の電極を体表面上に貼り着け、胸郭運動に伴う電
極間の生体組織の抵抗値変化を呼吸運動変化として検出
するものであり、電極間の微弱な変化をインピーダンス
変化としてとらえるためには、２つの電極間の距離を長
くしなければならない。On the other hand, when an impedance pickup is used to measure respiratory movement, two or four electrodes are attached to the body surface, and the change in the resistance value of the living tissue between the electrodes due to thoracic movement. Is detected as a change in respiratory movement, and the distance between the two electrodes must be increased in order to detect a slight change between the electrodes as an impedance change.
【０００６】またベルト方式のピックアップを用いる場
合は、胸部周辺にベルトを巻きその上にチューブ状のセ
ンサを取り付けるため、ベルトにより体の一部が占有さ
れ締め付けられるという拘束感がある。このため現在で
はあまり用いられていない。また、ベルトの締付け力に
も適度の範囲があり、体動などですぐ位置がずれ易いた
め、この方式を用いて測定を行なう場合にも安静にして
いなければならない。また高価であり使い捨てには適さ
ない。When a belt-type pickup is used, a belt is wound around the chest, and a tubular sensor is mounted thereon. Therefore, there is a sense of restriction that a part of the body is occupied and tightened by the belt. For this reason, it is not widely used at present. In addition, since the belt tightening force has an appropriate range and the position easily shifts due to body movement or the like, it is necessary to keep quiet even when performing measurement using this method. It is expensive and not suitable for disposable use.
【０００７】またサーミスタ式のピックアップを用いる
場合は、鼻部に装着するため被検者は不快感を感じる。
また消費電力が大きいため電池駆動方式の無線式テレメ
ータなどには適さない。When a thermistor type pickup is used, the subject is discomforted because it is worn on the nose.
Also, because of its large power consumption, it is not suitable for a battery-driven wireless telemeter or the like.
【０００８】さらに、心電図と圧脈波、または心電図と
呼吸数を同時に計測するときには、圧脈波用または呼吸
用のトランスジューサとは別に心電図用の電極を少くと
も２個体に取り付けなければならず、その結果被検者に
不快感や苦痛を与えるなどの欠点があった。Further, when simultaneously measuring an electrocardiogram and a pressure pulse wave or an electrocardiogram and a respiratory rate, electrodes for the electrocardiogram must be attached to at least two individuals separately from the transducer for the pressure pulse wave or the respiration. As a result, there were drawbacks such as giving the subject discomfort and pain.
【０００９】本考案は、このような状況に鑑みてなされ
たもので、１組の電極で生体電気現象と圧現象を同時に
測定することができ、しかも小型軽量で安価な使い捨て
にできる生体用電極を提供することを目的とする。The present invention has been made in view of such circumstances, and a bioelectric electrode and a pressure phenomenon can be simultaneously measured with one set of electrodes, and furthermore, a small, lightweight, and inexpensive disposable biomedical electrode. The purpose is to provide.
【００１０】[0010]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本考案は、生体の皮膚表面に装着して、前記生体の
複数種類の生体情報を検出する生体用電極であって、導
電性繊維により偏平柱状に形成された素子と、該素子の
外周を囲み一方の端面に粘着層が設けられ、前記素子と
略等しい厚みを有する保持体と、該保持体の両端面に保
持され前記素子の両端面に接続された１対の端子とを備
えるマルチセンサと、導電性部材により形成された生体
用電極とを、伸縮可能な導電性連結材で連結したことを
特徴としている。In order to achieve the above object, the present invention provides a living body electrode which is attached to the skin surface of a living body and detects a plurality of types of biological information of the living body. An element formed in a flat columnar shape by fibers, an adhesive layer surrounding one end of the element and an adhesive layer provided on one end surface, and a holder having a thickness substantially equal to the element, and the element held on both end surfaces of the holder. A multi-sensor having a pair of terminals connected to both end surfaces of the sensor and a living body electrode formed of a conductive member are connected by a stretchable conductive connecting member.
【００１１】[0011]
【作用】上記のように構成された本考案の生体用電極に
おいては、マルチセンサの素子が積層された導電性繊維
で構成されており、繊維が相互に複雑に絡みあっている
ので、外部より力を加えると繊維の接触点が増加する。
この結果センサに所定の電流を流しておくと、直流抵抗
値が減少し両端の電圧変化としてあらわれる。この電圧
変化を測定することにより外部より受けた力の変化を知
ることができ、圧脈波または呼吸変動を検出することが
できる。In the living body electrode of the present invention configured as described above, the multi-sensor element is formed of laminated conductive fibers, and the fibers are complicatedly entangled with each other. The force increases the point of contact of the fibers.
As a result, when a predetermined current is passed through the sensor, the DC resistance value decreases and appears as a voltage change at both ends. By measuring this voltage change, it is possible to know the change in the force received from the outside, and it is possible to detect a pressure pulse wave or respiratory fluctuation.
【００１２】またマルチセンサと電極とを被検者の皮膚
表面に装着したとき、マルチセンサの１対の端子のうち
例えば皮膚表面側の端子と電極とを用いて、心電図など
の生体電気信号を検出することができる。When the multi-sensor and the electrode are mounted on the skin surface of the subject, a bioelectric signal such as an electrocardiogram is obtained by using, for example, the terminal and the electrode on the skin surface side of the pair of terminals of the multi-sensor. Can be detected.
【００１３】一方、マルチセンサと電極とは伸縮可能な
導電性連結材で連結されているので、１組の生体用電極
として使用することができ、しかも両センサの間隔を自
由に設定しても連結材が引張られて体表面から剥離する
ことはない。On the other hand, since the multi-sensor and the electrodes are connected by a stretchable conductive connecting member, they can be used as a set of living body electrodes, and even if the distance between the two sensors is freely set. The connecting material is not pulled off from the body surface due to tension.
【００１４】[0014]
【実施例】以下、本考案の生体用電極の一実施例を図面
を参照して説明する。BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 is an exploded perspective view of a living body electrode according to the present invention.
【００１５】図１乃至図３に本考案の一実施例の構成を
示す。図１において、本実施例による生体用電極はマル
チセンサ２１と電極２２とから構成されており、マルチ
センサ２１と電極２２は導電性連結材としての可撓性基
板２３で接続されている。マルチセンサ２１は図１及び
図２に示すように構成されている。図１及び図２におい
て、カーボン繊維を粗目に積層して円柱形のフェルト状
に構成された素子１の外周には、所定の間隔を介してフ
ォームテープなどで円筒状に形成された保持体２が同心
上に配置されている。素子１と保持体２との軸方向の高
さはほぼ等しくなっており、素子１と保持体２との両端
面には、それぞれ直径上に端子３，４が接続されてい
る。また素子１及び保持体２の一方の端面は、端子３と
ともにラベル５で被覆されており、保持体２の他方の端
面には端子４を挟んで円環状の第２の保持体６が接着さ
れている。端子３には、信号導出用のリード線１６ａ
が、また端子４にはリード線１６ｂが接続されており、
共に信号接続線１６に配設されて、図５に示す、ブリッ
ジ回路５１に接続される。さらに第２の保持体６の外側
の端面には粘着層７が設けられており、素子１の他方の
端面には、ソリッドゲル８が設けられている。FIGS. 1 to 3 show the configuration of an embodiment of the present invention. In FIG. 1, the biological electrode according to the present embodiment includes a multi-sensor 21 and an electrode 22, and the multi-sensor 21 and the electrode 22 are connected by a flexible substrate 23 as a conductive connecting material. The multi-sensor 21 is configured as shown in FIGS. 1 and 2, a cylindrical holding member 2 formed of foam tape or the like is provided at a predetermined interval on the outer periphery of a column-shaped felt element 1 in which carbon fibers are coarsely laminated. Are arranged concentrically. The axial heights of the element 1 and the holder 2 are substantially equal, and terminals 3 and 4 are connected to both end faces of the element 1 and the holder 2 on the respective diameters. One end face of the element 1 and the holding body 2 is covered with a label 5 together with the terminal 3, and an annular second holding body 6 is bonded to the other end face of the holding body 2 with the terminal 4 interposed therebetween. ing. The terminal 3 has a lead wire 16a for signal derivation.
However, a lead wire 16b is connected to the terminal 4,
Both are arranged on the signal connection line 16 and connected to the bridge circuit 51 shown in FIG. Further, an adhesive layer 7 is provided on an outer end face of the second holding member 6, and a solid gel 8 is provided on the other end face of the element 1.
【００１６】一方、電極２２は図１及び図３に示すよう
に構成されている。図１及び図３において、カーボン繊
維で円柱状に構成された素子１２の外周には、所定の間
隔を介してフォームテープなどで円筒上に形成された保
持体１３が同心上に配置されている。素子１２と保持体
１３との軸方向の高さはぼぼ等しくなっており、素子１
２と保持体１３との片端面には、直径上に端子１１が接
続されている。また素子１２および保持体１３の上側一
方の端面は端子１１とともにラベル１４で被覆されてお
り、素子１２の他方の端面には、ソリッドゲル１５が、
保持体１３の他方の端面には粘着層１７が設けられてい
る。On the other hand, the electrode 22 is configured as shown in FIGS. In FIGS. 1 and 3, a holding member 13 formed on a cylinder with a foam tape or the like is disposed concentrically around a periphery of an element 12 formed of a carbon fiber in a columnar shape with a predetermined interval. . The axial heights of the element 12 and the holder 13 are almost equal, and
A terminal 11 is connected to one end surface of the holder 2 and the holder 13 on the diameter. Further, one upper end face of the element 12 and the holding body 13 is covered with a label 14 together with the terminal 11, and a solid gel 15 is provided on the other end face of the element 12.
An adhesive layer 17 is provided on the other end surface of the holder 13.
【００１７】可撓性基板２３には図１に示すように矩形
波状の配線パターン２３ａが形成されており、両端はそ
れぞれマルチセンサ２１のラベル５側及び電極２２のラ
ベル１４側に接着されている。またリード線２３ａの一
端は電極２２の端子１１に接続されており、他端はマル
チセンサ２１を介して、信号接続線１６にリード線１６
ａ、１６ｂと共に配設されて、図５に示す増幅器５３に
接続される。さらに可撓性基板２３の配線パターン２３
ａ間には切込み２３ｂが形成されており、基板２３は伸
縮可能となっている。As shown in FIG. 1, a rectangular wiring pattern 23a is formed on the flexible substrate 23, and both ends are adhered to the label 5 side of the multi-sensor 21 and the label 14 side of the electrode 22, respectively. . One end of the lead wire 23 a is connected to the terminal 11 of the electrode 22, and the other end is connected to the signal connection wire 16 via the multi-sensor 21.
a and 16b, and connected to the amplifier 53 shown in FIG. Further, the wiring pattern 23 of the flexible substrate 23
Notches 23b are formed between a, and the substrate 23 can be extended and contracted.
【００１８】次に本実施例の作用を説明する。素子１は
導電性を有するカーボン繊維が相互に粗目に複雑に絡み
あってフェルト状に構成されているので、外部より力を
加えると繊維の接触点が増加する。この結果端子３，４
を介して素子１に所定の電流を流しておくと、素子１の
直流抵抗値が減少し端子３，４間の電圧変化としてあら
われる。例えば素子１を厚さ５mm、直径１０mmの大きさ
とした場合、外力が加わらない状態で３００Ωの直流抵
抗であったものが、外力が加わって厚さが０．５mm減少
した場合に直流抵抗は１００Ωとなる。カーボン繊維の
抵抗値は焼成温度によって異なるが、本実施例の素子１
に用いるがカーボン繊維は抵抗値の高い方が使いやす
い。なお外部の圧力による変形で直流抵抗値が変化する
材料としては、導電性ゴムなどがあるが、上記のような
電圧変化を起こさせるためには、外部の力として大きな
力が必要になるので、圧脈波の検出や呼吸変動の検出に
は不適当である。Next, the operation of this embodiment will be described. The element 1 is made of felt-like carbon fibers having conductive properties and coarsely and intricately entangled with each other. Therefore, when a force is applied from the outside, the number of contact points of the fibers increases. As a result, terminals 3 and 4
When a predetermined current is passed through the element 1 through the element 1, the DC resistance value of the element 1 decreases and appears as a voltage change between the terminals 3 and 4. For example, when the element 1 has a thickness of 5 mm and a diameter of 10 mm, the DC resistance is 300Ω when no external force is applied. However, the DC resistance becomes 100Ω when the thickness is reduced by 0.5mm due to external force. Becomes Although the resistance value of the carbon fiber varies depending on the firing temperature, the element 1 of the present example
The higher the resistance value of carbon fiber, the easier it is to use. As a material whose DC resistance value changes due to deformation due to external pressure, there is a conductive rubber or the like, but in order to cause the above-described voltage change, a large external force is required, It is unsuitable for detecting pressure pulse waves and respiratory fluctuations.
【００１９】上記のような素子１を有するマルチセンサ
２１により圧脈波を検出する場合には、センサを被検者
の手くびや首などの動脈の位置における皮膚に保持体２
の粘着層６を介して装着して、素子１の電圧変動として
検出する。また呼吸変動を検出する場合は図５に示すよ
うにセンサ２１を同様に胸廓に装着して検出する。When a pressure pulse wave is detected by the multi-sensor 21 having the element 1 as described above, the sensor is attached to the skin of the subject at the position of the artery such as the wrist or neck.
, And is detected as a voltage fluctuation of the element 1. When detecting respiratory variation, the sensor 21 is similarly attached to the thorax and detected as shown in FIG.
【００２０】一方、心電図などの生体電気信号を検出す
る場合には、マルチセンサ２１と電極２２とを被検者の
皮膚表面の所定の位置に装着し、端子１１と端子４を用
いてその信号を検出する。このとき可撓性基板２３には
切込み２３ｂが形成されているので伸縮自在であり、可
撓性基板２３が引張られてセンサ２１，電極２２が体表
面から剥がされることはない。なお、呼吸変動を検出す
る場合は、端子３，４をブリッジ回路５１を介して増幅
器５２に接続し、増幅器５２の出力により呼吸波形を検
出する。また心電図を検出するときは、端子４及び端子
１１を増幅器５３に接続して心電図波形を検出する。図
６に測定結果の一例を示す。On the other hand, when detecting a bioelectric signal such as an electrocardiogram, the multi-sensor 21 and the electrode 22 are attached to predetermined positions on the surface of the skin of the subject, and the signals are detected using the terminals 11 and 4. Is detected. At this time, since the notch 23b is formed in the flexible substrate 23, the flexible substrate 23 can be expanded and contracted, and the flexible substrate 23 is not pulled and the sensor 21 and the electrode 22 are not peeled off from the body surface. When detecting respiratory fluctuations, terminals 3 and 4 are connected to an amplifier 52 via a bridge circuit 51, and a respiratory waveform is detected based on an output of the amplifier 52. When detecting an electrocardiogram, the terminal 4 and the terminal 11 are connected to the amplifier 53 to detect an electrocardiogram waveform. FIG. 6 shows an example of the measurement result.
【００２１】本実施例によれば、１対のセンサ２１及び
電極２２により生体電気信号と圧信号とを同時に検出す
ることができ、生体用電極を小型軽量かつ安価で使い捨
て可能とすることができる。しかもセンサ２１及び電極
２２を接続する可撓性基板２３に切込み２３ｂが形成さ
れており伸縮自在であるので、センサ２１及び電極２２
間の距離を長くして皮膚表面に装着した場合でも、体動
により可撓性基板２３が引っぱられてもセンサ２１及び
電極２２が体表面から引き剥されることはない。According to this embodiment, the bioelectric signal and the pressure signal can be simultaneously detected by the pair of sensors 21 and electrodes 22, and the biomedical electrode can be made small, lightweight, inexpensive and disposable. . In addition, since the cutout 23b is formed in the flexible substrate 23 connecting the sensor 21 and the electrode 22 and is flexible, the sensor 21 and the electrode 22
Even when the distance between them is long, the sensor 21 and the electrodes 22 are not peeled off from the body surface even if the flexible substrate 23 is pulled by body movement.
【００２２】上記実施例ではマルチセンサ２１と電極２
２とを連結する連結材が伸縮可能な可撓性基板２３であ
る場合について説明したが、連結材は可撓性基板２３に
限定されるものではなく、例えば図４に示すようにスパ
イラル状のリード線３１であってもよい。また電極２２
は他の一般的な生体用電極であってもよい。さらに素子
１を構成する導電性繊維はステンレス鋼繊維などの他の
導電性繊維であってもよい。また図２に示す第２の保持
体６及びソリッドゲル８は省略してもよい。In the above embodiment, the multi-sensor 21 and the electrode 2
Although the description has been given of the case where the connecting member connecting the second member 2 and the second member is the flexible substrate 23 which can be expanded and contracted, the connecting member is not limited to the flexible substrate 23, and may be, for example, a spiral-shaped member as shown in FIG. The lead wire 31 may be used. The electrode 22
May be another general biomedical electrode. Further, the conductive fibers constituting the element 1 may be other conductive fibers such as stainless steel fibers. Further, the second holding member 6 and the solid gel 8 shown in FIG. 2 may be omitted.
【００２３】[0023]
【考案の効果】以上説明したように、本考案の生体用電
極は、積層された導電性繊維により柱状に形成された素
子を有するマルチセンサと、通常の電極を有するセンサ
とを伸縮可能な導電性連結材で連結した構成としたの
で、１組の電極で生体電気現象と圧現象とを同時に測定
することができ、生体用電極を小型軽量で安価な使い捨
て可能な構成とすることができる。また連結材が伸縮可
能であるため、両センサの間隔を広くしても連結材が引
張られて各センサが体表面から剥離することはない。As described above, the biomedical electrode of the present invention is a conductive electrode capable of expanding and contracting between a multi-sensor having a columnar element formed of laminated conductive fibers and a sensor having a normal electrode. Since the configuration is such that the bioelectrical and pressure phenomena are simultaneously measured with a single set of electrodes, the biomedical electrode can be made compact, lightweight, inexpensive and disposable. In addition, since the connecting member can be expanded and contracted, the connecting member is not pulled and each sensor does not peel off from the body surface even if the distance between the two sensors is increased.
【図１】本考案の生体用電極の一実施例の構成を示す図
２のＡ矢視図。FIG. 1 is a view taken in the direction of arrow A in FIG. 2 showing a configuration of an embodiment of the biological electrode of the present invention.
【図２】図１のマルチセンサの縦断面図。FIG. 2 is a longitudinal sectional view of the multi-sensor of FIG.
【図３】図１の電極の縦断面図。FIG. 3 is a longitudinal sectional view of the electrode of FIG. 1;
【図４】本考案の他の実施例の構成を示す図２のＡ矢視
図。FIG. 4 is a view on arrow A of FIG. 2 showing a configuration of another embodiment of the present invention.
【図５】本考案の信号検出のための配線図。FIG. 5 is a wiring diagram for signal detection according to the present invention.
【図６】図５による測定結果の一例を示す線図。FIG. 6 is a diagram showing an example of a measurement result according to FIG. 5;
１ 素子 ２ 保持体 ３，４ 端子 ７ 粘着層 ９ シート １０ 粘着層 １１ 電極端子 ２１ マルチセンサ ２２ 電極 ２３ 可撓性基板（導
電性連結材） ３１ スパイラル状リード線（導電性連結材）DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Element 2 Holder 3, 4 Terminal 7 Adhesive layer 9 Sheet 10 Adhesive layer 11 Electrode terminal 21 Multisensor 22 Electrode 23 Flexible substrate (conductive connecting material) 31 Spiral lead wire (conductive connecting material)
Claims (1)
複数種類の生体情報を検出する生体用電極であって、導
電性繊維により偏平柱状に形成された素子と、該素子の
外周を囲み一方の端面に粘着層が設けられ、前記素子と
略等しい厚みを有する保持体と、該保持体の両端面に保
持され前記素子の両端面に接続された１対の端子とを備
えるマルチセンサと、導電性部材により形成された生体
用電極とを、伸縮可能な導電性連結材で連結したことを
特徴とする生体用電極。1. A living body electrode which is mounted on a skin surface of a living body and detects a plurality of types of biological information of the living body, wherein the element is formed of a conductive fiber into a flat column shape, and an outer periphery of the element is formed. A multi-sensor comprising: a holding member provided with an adhesive layer on one end surface thereof and having a thickness substantially equal to the element; and a pair of terminals held on both end surfaces of the holding member and connected to both end surfaces of the element. And a biological electrode formed of a conductive member, which is connected by a stretchable conductive connecting material.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1993046241U JP2600950Y2 (en) | 1993-08-25 | 1993-08-25 | Biological electrode |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1993046241U JP2600950Y2 (en) | 1993-08-25 | 1993-08-25 | Biological electrode |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0715001U JPH0715001U (en) | 1995-03-14 |
| JP2600950Y2 true JP2600950Y2 (en) | 1999-11-02 |
Family
ID=12741650
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1993046241U Expired - Fee Related JP2600950Y2 (en) | 1993-08-25 | 1993-08-25 | Biological electrode |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2600950Y2 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| US8668653B2 (en) | 2004-03-24 | 2014-03-11 | Nihon Kohden Corporation | Biological information measuring garment having sensor, biological information measuring system and equipment, and control method of equipment |
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1993
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