JPH0216131B2 - - Google Patents
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Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
「産業上の利用分野」
本発明は生体から微弱電圧を検出するために用
いられる生体用誘導電極に関するものであつて、
特に生体の皮膚面と圧着して微弱電圧を導出する
ための電極板がアモルフアス合金で形成されると
ともに、電極板が生体の皮膚面から剥離すること
がないようにした生体用誘導電極に関するもので
ある。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION "Field of Industrial Application" The present invention relates to a biological induction electrode used for detecting weak voltage from a living body, and includes:
In particular, it relates to an induction electrode for living bodies in which the electrode plate is made of an amorphous alloy to derive a weak voltage by being pressed against the skin surface of a living body, and the electrode plate is prevented from peeling off from the skin surface of the living body. be.
「従来技術」
周知のように生体に発生する生体電気は、心
臓、脳、筋肉などの活動によつて誘起されてい
る。"Prior Art" As is well known, bioelectricity generated in a living body is induced by the activities of the heart, brain, muscles, etc.
特に心臓に発生した生体電気は、生体の皮膚面
に誘起された微弱電圧を外部の心電計で記録し、
心臓の異常を診断している。そしてこの心電計
は、入力部を生体と電気的に結合させるために生
体の皮膚の表面に生体用誘導電極を密着しなけれ
ばならない。 In particular, bioelectricity generated in the heart is measured by recording the weak voltage induced on the skin of the living body using an external electrocardiograph.
Diagnosing heart abnormalities. In this electrocardiograph, in order to electrically connect the input section to the living body, the living body's induction electrode must be brought into close contact with the surface of the living body's skin.
この皮膚の表面に密着される従来の電極を、第
４図、第５図、第６図に従つて説明する。第４図
は生体用誘導電極の上面側の斜視図、第５図は第
４図の下面側の斜視図で、図中１は生体用誘導電
極で、２は生体用誘導電極１の中央部が切除され
て形成されている切欠口３を有するドーナツ状の
平盤である粘着基材であり、その周縁部４の下面
側は粘着性を帯び皮膚の表面と密着するものであ
る。この粘着基材２の上面側には、第４図に示さ
れるように粘着基材２の直径よりも小さい補強材
５が接着され、前記粘着基材２の切欠口３を閉塞
している。この補強材５の中央部にリード線接続
ホツク５が貫設され、このリード線接続ホツク５
の上方部に第６図に示すリード線７が接続され、
その下方部には第５図、第６図に示すように円形
の電極板８が固定されている。 A conventional electrode that is brought into close contact with the surface of the skin will be explained with reference to FIGS. 4, 5, and 6. FIG. 4 is a perspective view of the upper side of the biological induction electrode, and FIG. 5 is a perspective view of the bottom side of the biological induction electrode. In the figure, 1 is the biological induction electrode, and 2 is the central part of the biological induction electrode 1. The adhesive base material is a doughnut-shaped flat plate having a notch 3 formed by cutting out the adhesive base material, and the lower surface side of the peripheral edge 4 is sticky and comes into close contact with the surface of the skin. As shown in FIG. 4, a reinforcing material 5 smaller in diameter than the adhesive base material 2 is adhered to the upper surface side of the adhesive base material 2 to close the notch 3 of the adhesive base material 2. A lead wire connection hook 5 is provided through the center of this reinforcing material 5, and this lead wire connection hook 5
A lead wire 7 shown in FIG. 6 is connected to the upper part of the
A circular electrode plate 8 is fixed to the lower part thereof, as shown in FIGS. 5 and 6.
このような構成の従来の生体用電極１を使用す
るには、第６図実線に示されるように生体の皮膚
面９に粘着基材２の周縁部４の下面側を密着して
電極板８を皮膚面９に貼着し、この電極板８によ
り皮膚面に誘起された心臓の微弱電圧を導出し、
リード線を経て外部の心電計（図示せず）に導き
心電図を記録するものである。 To use the conventional biological electrode 1 having such a configuration, the lower surface side of the peripheral edge 4 of the adhesive base material 2 is brought into close contact with the skin surface 9 of the living body as shown by the solid line in FIG. is attached to the skin surface 9, and the weak voltage of the heart induced on the skin surface by this electrode plate 8 is derived,
The electrocardiogram is connected to an external electrocardiograph (not shown) via a lead wire and an electrocardiogram is recorded.
また前記皮膚面に誘起された心臓の微弱電圧を
導出するための電極板８は、生体電位を高い精度
のもとに正確に測定し、波形の弁別比を高めるこ
とで重要な部分である。 Further, the electrode plate 8 for deriving the weak voltage of the heart induced on the skin surface is an important part because it accurately measures the biopotential with high precision and increases the discrimination ratio of the waveform.
この重要な電極板８は電気的抵抗値の低いも
の、耐食性に優れているもの、化学的に変化
が起き難いものという以上三つの電気的特性を有
するものでなければならない。 This important electrode plate 8 must have the following three electrical properties: low electrical resistance, excellent corrosion resistance, and resistance to chemical changes.
即ち電極板８は生体内の微弱電圧を体外に導出
させるために電気抵抗値の低い導電性の良好のも
のが用いられる。 That is, the electrode plate 8 is made of a material with low electric resistance and good conductivity in order to lead out the weak voltage inside the body to the outside of the body.
また電極板８は医療用に関するものであるので
各種の薬剤と接触することが多くその際薬剤等に
より腐食し易くなるので耐食性に優れているもの
が必要とされる。さらに電極板８が皮膚面９と接
触したときに皮膚面９と電極板８との間に化学変
化が起きる。この化学変化が起きると起電力が発
生する。この起電力はいわゆる分極電圧といわれ
るもので、この分極電圧は心電計において入力信
号（心電図信号）に重畳され、心電計の入力増巾
器に支障を与え、この電圧が高ければ高い程好ま
しくなく正確な心電図が得られなくなり、したが
つて電極板８は化学的に安定したものが必要とさ
れる。 Further, since the electrode plate 8 is used for medical purposes, it often comes into contact with various drugs and is likely to be corroded by the drugs, so it is required to have excellent corrosion resistance. Further, when the electrode plate 8 comes into contact with the skin surface 9, a chemical change occurs between the skin surface 9 and the electrode plate 8. When this chemical change occurs, an electromotive force is generated. This electromotive force is called a polarization voltage, and this polarization voltage is superimposed on the input signal (electrocardiogram signal) in the electrocardiograph and interferes with the input amplification device of the electrocardiograph. This is undesirable and makes it impossible to obtain an accurate electrocardiogram. Therefore, the electrode plate 8 is required to be chemically stable.
以上のような電気的特性を有するのが銀、塩化
銀（Ag−AgCl）の合金で、生体用誘導電極の主
流をなし、従来汎く使用されている。 An alloy of silver and silver chloride (Ag-AgCl) has the above-mentioned electrical properties and has been widely used as the mainstream of biological induction electrodes.
「発明が解決しようとする問題点」
ところで前記のような構成の従来の生体用電極
１を生体の皮膚面に密着して心臓に発生する微弱
電圧を、心電計に誘導して心臓の異常を診断する
が、心電図を記録中に何らかの理由によりリード
線７が、第６図矢印に示すように上方に引つ張ら
れる場合がある。このリード線７が上方に引つ張
られると、第６図仮想線に示すように生体用誘導
電極１が上方に浮き上がり、それにつれてリード
線接続ホツク６は生体用誘導電極１の中央に固定
されているので、電極板８も仮想線に示すように
上方に引つ張られ皮膚面９と離れる。"Problems to be Solved by the Invention" By the way, when the conventional biological electrode 1 having the above-mentioned structure is brought into close contact with the skin surface of a living body, the weak voltage generated in the heart is guided to an electrocardiograph to detect abnormalities in the heart. However, during recording of an electrocardiogram, for some reason the lead wire 7 may be pulled upward as shown by the arrow in FIG. When the lead wire 7 is pulled upward, the biological induction electrode 1 is lifted upward as shown by the imaginary line in FIG. 6, and the lead wire connection hook 6 is fixed at the center of the biological induction electrode 1. Therefore, the electrode plate 8 is also pulled upward and separated from the skin surface 9 as shown by the imaginary line.
その結果接触不良となりノイズ等が発生し正確
な心電図が得られなくなるという困つた問題点が
生じていた。 As a result, a troublesome problem has arisen in that poor contact occurs and noise is generated, making it impossible to obtain an accurate electrocardiogram.
また生体用誘導電極１の電極板８は、銀を素材
した合金で製造されているので、高価で且つ生産
量も少く簡単に入手することは難しいという問題
点もあつた。 Furthermore, since the electrode plate 8 of the biological induction electrode 1 is manufactured from an alloy made of silver, there are also problems in that it is expensive, the production volume is small, and it is difficult to obtain it easily.
「問題点を解決するための手段」
そこでこの発明は、このような従来の問題点に
着目してなされたものであつて、
生体の皮膚面と密着しその中央部が切除されて
形成されている切欠口１３を有する粘着基材１２
と、この粘着基材１２の上面側に接着され粘着基
材１２に形成されている切欠口１３を閉塞する補
強材１５と、この補強材１５の略中央部より離隔
した外周縁上に貫設されたリード線を接続するた
めのリード線接続ホツク１６と、このリード線接
続ホツク１６に一端が接続されるとともに他端は
前記切欠口１３に延設され、且つ前記粘着基材１
２と前記補強材１５との間に介在されているアモ
ルフアス合金で形成された電極板１９とからな
り、生体の皮膚面と密着して生体内から微弱電圧
を導出する生体用誘導電極であつて、前記アモル
フアス合金製電極板１９は、Fe−CrおよびMoと
半金属とからなるアモルフアス合金であつて、
Cr5原子％以上、Mo20原子％以下で、CrとMoの
合計が10〜35原子％の範囲内にあり、半金属元素
としては下記、にそれぞれ示すＰ−Ｃ系、Ｐ
−Si系の何れか一つの系からなるFe−Cr−Mo系
アモルフアス合金で形成されていることを特徴と
する、生体用誘導電極。``Means for Solving the Problems'' Therefore, this invention was made by focusing on such conventional problems. Adhesive base material 12 having a notch 13
, a reinforcing material 15 that is adhered to the upper surface side of this adhesive base material 12 and closes the notch 13 formed in the adhesive base material 12; A lead wire connecting hook 16 for connecting the lead wire that has been removed, one end of which is connected to the lead wire connecting hook 16 and the other end extending into the notch 13, and the adhesive base 1
2 and an electrode plate 19 formed of an amorphous alloy interposed between the reinforcing material 15 and the electrode plate 19 for living body, which is in close contact with the skin surface of the living body and derives a weak voltage from within the living body. , the amorphous alloy electrode plate 19 is an amorphous alloy made of Fe-Cr, Mo, and a semimetal,
Cr5 at% or more, Mo20 at% or less, the total of Cr and Mo is within the range of 10 to 35 at%, and the metalloid elements are P-C system and P shown below, respectively.
- An induction electrode for biological use, characterized in that it is formed of an Fe-Cr-Mo based amorphous alloy consisting of any one of the Si-based systems.
ＰとＣがおのおの５原子％以上で、その合計
が10〜25原子％
P10原子％以上、Si5原子％以上でその合金
系が15〜25原子％
という手段を提供して、上記の問題点を解決する
ことを目的とするものである。 The above problems can be solved by providing a means in which P and C are each 5 atomic % or more, the total is 10 to 25 atomic %, P is 10 atomic % or more, Si is 5 atomic % or more, and the alloy system is 15 to 25 atomic %. The purpose is to solve the problem.
「実施例」
以下図面に従つて本発明の構成が実際上どのよ
うに具体化されるかをその作用とともに説明す
る。第１図は本発明の一実施例に従う生体用誘導
電極の上面側の斜視図、第２図は第１図の生体用
誘導電極の下面側の斜視図、第３図は第１図の
−線に沿う拡大断面図であつて、図中１１は生
体用誘導電極である。``Example'' Hereinafter, how the configuration of the present invention is actually embodied will be explained with reference to the drawings, along with its operation. 1 is a perspective view of the upper side of the biological induction electrode according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a perspective view of the lower surface of the biological induction electrode of FIG. 1, and FIG. 3 is a perspective view of the − of the biological induction electrode of FIG. It is an enlarged sectional view along the line, and 11 in the figure is a biological induction electrode.
この生体用誘導電極１１は粘着基材１２を有
し、この粘着基材１２は第２図に示されるよう
に、中央部が切欠されて切欠口１３を形成したド
ーナツ状の不織布製の円盤であり、その外周縁部
１４の下面は粘着性を帯び、生体の皮膚面と密着
して、生体電極１１を皮膚面に密着させるもので
ある。 This biological induction electrode 11 has an adhesive base material 12, and this adhesive base material 12 is, as shown in FIG. The lower surface of the outer peripheral edge portion 14 is adhesive and comes into close contact with the skin surface of the living body, thereby bringing the bioelectrode 11 into close contact with the skin surface.
この粘着基材１１の上面側には、第１図に示さ
れるように粘着基材１１の直径よりも小さく、そ
の一端にはひれ状の接続ホツク固定部１５ａを突
出させた円盤状の塩化ビニール製の補強材１５が
接着されて、前記粘着基材１２の中央部に形成さ
れている切欠口１３を閉塞している。この補強材
１５の中央部である前記粘着基材１２の切欠口１
３より離隔したひれ状の接続ホツク接合部１５
ａ、即ち前記粘着基材１２の外周縁部１４と密着
している補強材１５の外周縁部１５ａに金属製の
リード線接続ホツク１６が貫設されている。 As shown in FIG. 1, on the upper surface side of this adhesive base material 11, there is a disc-shaped vinyl chloride plug which is smaller in diameter than the adhesive base material 11 and has a fin-like connection hook fixing part 15a protruding from one end. A reinforcing material 15 made of aluminum is bonded to close a notch 13 formed in the center of the adhesive base material 12. Notch 1 of the adhesive base material 12 which is the central part of this reinforcing material 15
3. Fin-shaped connecting hook joints 15 spaced apart from each other.
A, that is, a metal lead wire connection hook 16 is provided through the outer peripheral edge 15a of the reinforcing material 15 that is in close contact with the outer peripheral edge 14 of the adhesive base material 12.
このリード線接続ホツク１６は上面側に第１図
に示されるようにリード線結合部１７が突出し、
下面側には第２図に示されるように平らな電極板
結合部１８が露出されている。突出したリード線
結合部１７にはリード線（図示せず）の一端が接
続され、リード線の他端は外部に配置されている
心電計（図示せず）に接続されている。また前記
電極板結合部１８には、第２図に示されるように
電極板１９の一端が接続され、この電極板１９は
第２図、第３図に示されるように前記粘着基材１
２と補強材１５との間に介在されるとともに粘着
基材１２の中央部に形成されている切欠口１３へ
向けて延出され、第２図に示されるように切欠口
１３において露出している。 This lead wire connection hook 16 has a lead wire coupling portion 17 protruding from the top side as shown in FIG.
As shown in FIG. 2, a flat electrode plate coupling portion 18 is exposed on the lower surface side. One end of a lead wire (not shown) is connected to the protruding lead wire coupling portion 17, and the other end of the lead wire is connected to an electrocardiograph (not shown) disposed outside. Further, one end of an electrode plate 19 is connected to the electrode plate coupling portion 18 as shown in FIG.
2 and the reinforcing material 15, and extends toward the notch 13 formed in the center of the adhesive base material 12, and is exposed at the notch 13 as shown in FIG. There is.
この電極板１９はFe−Cr−Mo系アモルフアス
合金で形成されているもので、ここでこのアモル
フアス合金の成分を説明する。従来耐食性合金と
しては、ステンレス合金、例えば13％クロム鋼、
18−８ステンレス鋼（304鋼）、17−14−25Moス
テンレス鋼とか、ニツケル基合金などが汎く使用
されている。これらの合金は或る程度の耐食性を
有しているが、高腐食性の環境例えば1N塩酸水
溶液では不動態様が壊れて孔食を受ける。 This electrode plate 19 is made of an Fe-Cr-Mo based amorphous alloy, and the components of this amorphous alloy will now be explained. Conventional corrosion-resistant alloys include stainless steel alloys, such as 13% chromium steel,
18-8 stainless steel (304 steel), 17-14-25Mo stainless steel, and nickel-based alloys are widely used. Although these alloys have a certain degree of corrosion resistance, in highly corrosive environments such as 1N hydrochloric acid aqueous solution, the passive mode is destroyed and they undergo pitting corrosion.
そこで出願人はアモルフアス合金について研究
し、耐食性に優れたFe−Cr−Mo系アモルフアス
合金を開発した。このFe−Cr−Mo系アモルフア
ス合金について説明すると、先ずFe−Cr−Mo系
アモルフアス合金に係る合金の添加理由および添
加範囲の限定について説明する。 Therefore, the applicant conducted research on amorphous metal alloys and developed an Fe-Cr-Mo based amorphous metal alloy with excellent corrosion resistance. To explain this Fe-Cr-Mo based amorphous alloy, first, the reason for adding the alloy and the limitation of the range of addition of the alloy related to the Fe-Cr-Mo based amorphous alloy will be explained.
アモルフアス合金は通常同組成の結晶合金より
高活性のため腐食を受けやすいものであることが
一般に知られているが、クロムを含む鉄基アモル
フアス合金は同一成分組成の結晶質合金ならびに
従来の耐食性合金よりも高度な耐食性を示すこと
が知られている。本出願人は前記クロムを含む鉄
基アモルフアス合金が耐食性を有する原因につい
て研究し、その原因はアモルフアス合金自体の化
学的均一性によるものであり、前記化学的均一性
は均一な不動態膜を形成するために役立ち、前記
化学的均一性は均一な不動態膜を形成するために
役立ち、また前記高活性は前記不動態膜を急速に
形成し、かつ強固緻密にするのに役立つているこ
とを知見した。前記不動態膜は主としてクロム水
酸化物の水和物からなり、その不動態膜中のクロ
ム水酸化物の富化が不動態膜の高度な保護特性の
ための大切な要因である。モリブデンは前記不動
態膜の富化に大きな効果をもつている。 It is generally known that amorphous amorphous alloys are more susceptible to corrosion due to their higher activity than crystalline alloys of the same composition. It is known to exhibit higher corrosion resistance than The present applicant has researched the cause of the corrosion resistance of the iron-based amorphous amorphous alloy containing chromium, and found that the cause is the chemical uniformity of the amorphous amorphous alloy itself, and that the chemical uniformity forms a uniform passive film. The chemical uniformity helps to form a uniform passivation film, and the high activity helps to form the passivation film rapidly and make it strong and dense. I found out. The passive film mainly consists of hydrated chromium hydroxide, and the enrichment of chromium hydroxide in the passive film is an important factor for the high protective properties of the passive film. Molybdenum has a great effect on enriching the passive film.
したがつて、クロムの添加は耐食性にとつて不
可欠のものであり、またモリブデンの添加は不動
態膜の生成を助長するものである。 Therefore, the addition of chromium is essential for corrosion resistance, and the addition of molybdenum promotes the formation of a passive film.
次に上記自己不動態化する成分組成範囲を説明
する。Fe−Cr−Mo系アモルフアス合金におい
て、室温6N塩酸ではCr5原子％あるいはそれ以上
含むものはMo10原子％あるいはそれ以上含むも
のはMo5原子％の添加で十分自己不動態化する。
そしてCrの含有量を５原子％以上とし、CrとMo
の合計を10原子以上とすることにより十分不動態
化する。Cr含有量を増加すると、自己不動態化
するために必要なMo添加量は減少する。また大
量のMoの添加は腐食電位を上昇させる効果はあ
るが、一定量のMo以上では腐食速度が一定とな
り、特に効果が見出されない。したがつてMoの
添加量を20原子％以上とするものは特にMoが高
価な原素であることもあり得策ではない。なお
Moが20原子％以上あるいはCrとMoの合計が35
％以上になるとアモルフアス形成能が悪くなる。 Next, the composition range of the above self-passivating components will be explained. Fe-Cr-Mo amorphous alloys containing 5 atomic % or more of Cr can be sufficiently self-passivated by adding 5 atomic % of Mo when containing 10 atomic % or more of Mo in 6N hydrochloric acid at room temperature.
Then, the Cr content is set to 5 at% or more, and Cr and Mo
Sufficient passivation is achieved by making the total of 10 atoms or more. Increasing the Cr content reduces the Mo addition required for self-passivation. Furthermore, although adding a large amount of Mo has the effect of increasing the corrosion potential, above a certain amount of Mo, the corrosion rate becomes constant and no particular effect is found. Therefore, it is not a good idea to add Mo in an amount of 20 atomic % or more, especially since Mo is an expensive element. In addition
Mo is 20 atomic% or more or the total of Cr and Mo is 35
% or more, the ability to form amorphous amorphous deteriorates.
ついで半金属の選定理由およびその濃度範囲に
ついて説明する。 Next, the reason for selecting the metalloid and its concentration range will be explained.
アモルフアス合金を製造するためには半金属元
素の添加が必要であり、一般にＰ、Ｃ、Ｂ、Siが
使用され、これらの元素の添加によりおのおの製
造されるアモルフアス合金の性質にはそれぞれ異
つた特徴が見られる。これらの元素のうちでＢな
らびにＢとＢ以外の半金属を含むものは耐食性が
劣り、そのうえ原料費も高いこともあり、半金属
系としてＰ−Ｃ系、Ｐ−Si系を選定した。 In order to produce amorphous amorphous alloys, it is necessary to add metalloid elements, and generally P, C, B, and Si are used, and the properties of the amorphous amorphous alloys produced by the addition of these elements have different characteristics. can be seen. Among these elements, those containing B and metalloids other than B and B have poor corrosion resistance, and also have high raw material costs, so P-C type and P-Si type were selected as the metalloid type.
これらの半金属元素の添加量について述べる
と、ＰとＣの合計が20原子％以上のとき室温、
6N塩酸水溶液中で自己不動態化する。さらにＰ
とＣの合計を増加することによつてCrとMoが節
約できる。例えばＰとＣの合計が22原子％（P10
原子％、C12原子％）ではCrまたはCrとMoの合
計が10原子％以上で室温6N塩酸水溶液中で自己
不動態化するようになる。このことはMoが高価
であるため、実用合金として考えた場合経済的に
非常に大切なことであるが、ＰとＣの合計が25原
子％を越えると、合金のアモルフアス形成能が悪
くなるのでＰとＣの合計は25原子％以下にする必
要がある。 Regarding the amount of these metalloid elements added, when the total of P and C is 20 atomic % or more, at room temperature,
Self-passivate in 6N aqueous hydrochloric acid. Further P
By increasing the sum of Cr and C, Cr and Mo can be saved. For example, the total of P and C is 22 atomic% (P10
(at.%, C12 at.%), Cr or the total of Cr and Mo is 10 at.% or more, self-passivation occurs in a 6N aqueous hydrochloric acid solution at room temperature. This is economically very important when considering it as a practical alloy because Mo is expensive, but if the total amount of P and C exceeds 25 atomic percent, the amorphous as-forming ability of the alloy deteriorates. The total amount of P and C must be 25 atomic percent or less.
このFe−Cr−Mo系アモルフアス合金の製造方
法は通常行われる液体金属の超急冷法にようもの
である。即ち配合素材は、鉄源として銑鉄あるい
は純鉄、合金元素であるクロムまたはモリブデ
ン、このモリブデンは市販純金属あるいはフエロ
クロムまたはフエロモリブデン、半金属源として
は市販純物質あるいはフエロポロン、フエロホス
テル、フエロシリコン、セメンタイトを使用し、
配合後加熱溶解し、冷却体の移動冷却面上にノズ
ルから前記溶解合金溶湯を射出、急冷凝固させて
この合金を製造する。 The method for producing this Fe-Cr-Mo amorphous alloy is similar to the commonly used ultra-quenching method for liquid metals. That is, the blended materials include pig iron or pure iron as an iron source, chromium or molybdenum as an alloying element, molybdenum as a commercially available pure metal or ferrochrome or ferromolybdenum, and as a semimetal source as a commercially available pure substance or ferropolone, ferrohostel, or ferromolybdenum. Using erotic silicone and cementite,
After blending, the alloy is heated and melted, and the molten alloy is injected from a nozzle onto the moving cooling surface of a cooling body, and rapidly solidified to produce this alloy.
このFe−Cr−Moのアモルフアス合金におい
て、合金元素源としてフエロアロイを使用できる
ことはその経済性、生産性において極めて大きな
利点である。即ちクロムまたはモリブデン源とし
てフエロクロム、またはフエロモリブデンは今日
もつとも安価な原料であること、またはフエロク
ロムは融点が低いこと、フエロモリブデンも純モ
リブデンに比較して著るしく低融点であり、均一
な溶融合金を大量に製造するために好適である。
さらにこれらのフエロアロイのなかでの不純物は
主としてＰ、Siであることから、このFe−Cr−
Moのアモルフアス合金を製造するには好影響を
及ぼす材料である。このアモルフアス合金は細い
条、薄板として製造が可能である。 In this Fe-Cr-Mo amorphous alloy, the ability to use ferroalloy as an alloying element source is extremely advantageous in terms of economy and productivity. In other words, ferrochrome or ferromolybdenum as a source of chromium or molybdenum is a very cheap raw material today, or ferrochrome has a low melting point, and ferromolybdenum also has a significantly lower melting point than pure molybdenum, and is a uniform material. Suitable for producing molten alloy in large quantities.
Furthermore, since the impurities in these ferroalloys are mainly P and Si, this Fe-Cr-
It is a material that has a favorable effect on the production of Mo amorphous alloys. This amorphous amorphous alloy can be manufactured as thin strips or thin plates.
次にこのような構成の生体用誘導電極１１の作
用を説明する。この生体用誘導電極１１の粘着基
材１２の外周縁部１４の下面を生体の皮膚面に密
着することにより、粘着基材の切欠口１３におい
て露出されているアモルフアス電極板１９は皮膚
面と圧着し、このアモルフアス電極板１９から導
出された心臓からの微弱電圧はリード線接続ホツ
ク１６、リード線（図示せず）を経て外部に配置
されてある心電計（図示せず）に導かれ心電図が
記録される。 Next, the operation of the living body induction electrode 11 having such a configuration will be explained. By closely contacting the lower surface of the outer peripheral edge 14 of the adhesive base material 12 of the living body induction electrode 11 with the skin surface of the living body, the amorphous electrode plate 19 exposed at the notch 13 of the adhesive base material is pressed into contact with the skin surface. However, the weak voltage from the heart derived from this amorphous electrode plate 19 is led to an electrocardiograph (not shown) disposed outside via the lead wire connection hook 16 and a lead wire (not shown), and is used as an electrocardiogram. is recorded.
ところでこのようにして心電計で心電図を記録
している最中に、何らかの理由によりリード線が
上方に引つ張られそれにつれて生体用誘導電極１
１も上方に引つ張られても、リード線が接続して
いるリード接続ホツク１６は補強材１５の片隅に
位置し、しかも粘着基材１２の外周縁部は皮膚面
に密着されておるので、リード線により引つ張ら
れても、生体用誘導電極１１の中央部は浮き上る
おそれはなく、その結果生体用誘導電極１１の中
央部の切欠口１３に位置している電極板１９は皮
膚面から離れることはない。 By the way, while the electrocardiogram was being recorded using the electrocardiograph, the lead wire was pulled upward for some reason, causing the biological induction electrode 1 to
Even if 1 is pulled upward, the lead connection hook 16 to which the lead wire is connected is located at one corner of the reinforcing material 15, and the outer peripheral edge of the adhesive base material 12 is in close contact with the skin surface. Even if it is pulled by the lead wire, there is no risk that the central part of the biological induction electrode 11 will lift up. It never leaves the surface.
「本発明の効果」
本発明は、以上のような構成であるので、リー
ド線が引つ張られても皮膚面に密着している生体
用誘導電極は、それにつれて浮き上ることはな
く、特にその中央部は浮き上るおそれはなくな
り、それがため生体用誘導電極の中央部に位置し
ている電極板は皮膚面から離れることがなく、そ
の結果正確な心電図が得られる。"Effects of the present invention" Since the present invention has the above-described configuration, even if the lead wire is pulled, the biological induction electrode that is in close contact with the skin surface will not lift up, and in particular, There is no fear that the central part will float up, and therefore the electrode plate located at the central part of the biological induction electrode will not be separated from the skin surface, resulting in an accurate electrocardiogram.
また電極板を前記組成のアモルフアス合金で形
成したので、生体用誘導電極が比較的廉価に製作
でき、コストが低減される。 Further, since the electrode plate is formed of an amorphous alloy having the above composition, the biological induction electrode can be manufactured at a relatively low cost, and the cost can be reduced.
さらに前記組成のアモルフアス合金製電極板
は、廉価に製作されるとともに優れた耐蝕性を有
し耐久性に富む。 Further, the amorphous alloy electrode plate having the above composition can be manufactured at low cost, has excellent corrosion resistance, and is highly durable.
その上前記組成のアモルフアス合金性電極板
は、化学的に安定しておるとともに、薄板状のも
のであるので、自由に屈曲でき、多少の凹凸面を
有する皮膚の表面に適合できる等の効果がある。 Furthermore, the amorphous alloy electrode plate having the above composition is chemically stable, and since it is in the form of a thin plate, it can be bent freely and has the advantage of being able to adapt to the somewhat uneven surface of the skin. be.
第１図は本発明の一実施例に基づく生体用誘導
電極の上面側の斜視図、第２図は第１図の生体用
誘導電極の下面側の斜視図、第３図は第１図の
−線に沿つた断面図、第４図は従来の生体用誘
導電極の上面側斜視図、第５図は第４図の生体用
誘導電極の下面側斜視図、第６図は従来の生体用
誘導電極の使用説明図である。
１１…生体用誘導電極、１２…粘着基材、１３
…切欠口、１５…補強材、１６…リード線接続ホ
ツク、１９…アモルフアス合金製電極板。
1 is a perspective view of the upper surface of the biological induction electrode according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a perspective view of the lower surface of the biological induction electrode of FIG. 1, and FIG. 4 is a top perspective view of the conventional biological induction electrode, FIG. 5 is a bottom perspective view of the biological induction electrode of FIG. 4, and FIG. 6 is a conventional biological induction electrode. FIG. 3 is a diagram illustrating the use of an induction electrode. 11... Biological induction electrode, 12... Adhesive base material, 13
... Notch opening, 15 ... Reinforcement material, 16 ... Lead wire connection hook, 19 ... Amorphous alloy electrode plate.
Claims (1)
て形成されている切欠口１３を有する粘着基材１
２と、この粘着基材１２の上面側に接着され粘着
基材１２に形成されている切欠口１３を閉塞する
補強材１５と、この補強材１５の略中央部より離
隔した外周縁上に貫設されたリード線を接続する
ためのリード線接続ホツク１６と、このリード線
接続ホツク１６に一端が接続されるとともに他端
は前記切欠口１３に延設され、且つ前記粘着基材
１２と前記補強材１５との間に介在されているア
モルフアス合金で形成された電極板１９とからな
り、生体の皮膚面と密着して生体内から微弱電圧
を導出する生体用誘導電極であつて、前記アモル
フアス合金製電極板１９は、Fe−CrおよびMoと
半金属とからなるアモルフアス合金であつて、
Cr5原子％以上、Mo20原子％以下で、CrとMoの
合計が10〜35原子％の範囲内にあり、半金属元素
としては下記、にそれぞれ示すＰ−Ｃ系、Ｐ
−Si系の何れか一つの系からなるFe−Cr−Mo系
アモルフアス合金で形成されていることを特徴と
する、生体用誘導電極。 ＰとＣがおのおの５原子％以上で、その合計
が10〜25原子％ P10原子％以上、Si5原子％以上でその合計
が15〜25原子％ ２ 前記アモルフアス合金製電極板１９は、Cr5
原子％以上、Mo10〜20原子％の範囲内で、Crと
Moの合計が15〜35原子％の範囲内にあるFe−Cr
−Mo系アモルフアス合金で形成されている、特
許請求の範囲第１項記載の生体用誘導電極。 ３ 前記粘着基材１２は不織布で構成されてい
る、特許請求の範囲第１項記載の生体用誘導電
極。[Scope of Claims] 1. Adhesive base material 1 that is in close contact with the skin surface of a living body and has a notch 13 formed by cutting out the central part thereof.
2, a reinforcing material 15 that is adhered to the upper surface side of this adhesive base material 12 and closes the notch 13 formed in the adhesive base material 12, and a reinforcing material 15 that penetrates on the outer peripheral edge spaced apart from the approximate center of this reinforcing material 15. A lead wire connecting hook 16 is provided for connecting the provided lead wire, one end is connected to the lead wire connecting hook 16, and the other end is extended to the notch 13, and the adhesive base material 12 and the The electrode plate 19 is made of an amorphous alloy and is interposed between the reinforcing material 15 and the amorphous amorphous alloy. The alloy electrode plate 19 is an amorphous alloy made of Fe-Cr, Mo, and a semimetal, and
Cr5 at% or more, Mo20 at% or less, the total of Cr and Mo is within the range of 10 to 35 at%, and the metalloid elements are P-C system and P shown below, respectively.
- An induction electrode for biological use, characterized in that it is formed of an Fe-Cr-Mo based amorphous alloy consisting of any one of the Si-based systems. Each of P and C is 5 at% or more, and the total is 10 to 25 at%. P10 at% or more, Si is 5 at% or more, and the total is 15 to 25 at%.
Cr and Mo within the range of 10 to 20 atomic%
Fe-Cr with a total Mo content within the range of 15 to 35 at.%
- The biological induction electrode according to claim 1, which is formed of a Mo-based amorphous alloy. 3. The biological induction electrode according to claim 1, wherein the adhesive base material 12 is made of a nonwoven fabric.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59227445A JPS61106133A (en) | 1984-10-29 | 1984-10-29 | Induction electrode for living body |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59227445A JPS61106133A (en) | 1984-10-29 | 1984-10-29 | Induction electrode for living body |
Publications (2)
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|---|---|
| JPS61106133A JPS61106133A (en) | 1986-05-24 |
| JPH0216131B2 true JPH0216131B2 (en) | 1990-04-16 |
Family
ID=16860978
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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|---|---|---|---|---|
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| US20040267349A1 (en) | 2003-06-27 | 2004-12-30 | Kobi Richter | Amorphous metal alloy medical devices |
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| JPH036363Y2 (en) * | 1981-03-14 | 1991-02-18 | ||
| JPS57193808U (en) * | 1981-06-02 | 1982-12-08 |
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1984
- 1984-10-29 JP JP59227445A patent/JPS61106133A/en active Granted
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| JPS61106133A (en) | 1986-05-24 |
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