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WO2015115441A1 - 生体信号検出衣料 - Google Patents

生体信号検出衣料 Download PDF

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WO2015115441A1
WO2015115441A1 PCT/JP2015/052229 JP2015052229W WO2015115441A1 WO 2015115441 A1 WO2015115441 A1 WO 2015115441A1 JP 2015052229 W JP2015052229 W JP 2015052229W WO 2015115441 A1 WO2015115441 A1 WO 2015115441A1
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WO
WIPO (PCT)
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electrode
biological signal
signal detection
electrodes
clothing
Prior art date
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Ceased
Application number
PCT/JP2015/052229
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
信吾 塚田
奈保子 河西
弘二 住友
和彦 高河原
一善 小野
龍介 川野
石原　隆子
弘 小泉
直規 小田
竹田　恵司
石川　恵美子
典子 長井
崇 勅使川原
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toray Industries Inc
NTT Inc
Original Assignee
Nippon Telegraph and Telephone Corp
Toray Industries Inc
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Publication date
Family has litigation
First worldwide family litigation filed litigation Critical https://patents.darts-ip.com/?family=53757014&utm_source=google_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=WO2015115441(A1) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Application filed by Nippon Telegraph and Telephone Corp, Toray Industries Inc filed Critical Nippon Telegraph and Telephone Corp
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Priority to JP2015559954A priority patent/JP6301969B2/ja
Priority to CA2938025A priority patent/CA2938025C/en
Priority to EP15743084.4A priority patent/EP3100677A4/en
Priority to US15/113,629 priority patent/US20160374615A1/en
Priority to KR1020167019415A priority patent/KR20160113603A/ko
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Definitions

  • the present invention relates to a biological signal detection garment for measuring a bioelectric signal such as an electrocardiogram.
  • a bioelectrode attached to the body surface is widely used.
  • an electrocardiogram waveform is recorded over a long period of time, and by analyzing the change in the waveform, it is possible to detect autonomic disturbances and signs of heart disease at an early stage. It is known to be effective in preventive medicine.
  • clothes (wearable electrodes) to which biological electrodes are attached are attracting attention (see Non-Patent Document 1).
  • the conventional wearable electrode is arranged at a position where the electrode is difficult to contact with the living body, and long-term measurement is difficult, and the wiring from the electrode to the biological signal measuring device is not integrated with the clothing, and the wearer There is a problem in that the signal is uncomfortable and the signal deteriorates due to the movement of the wiring. Furthermore, since the conventional wearable electrode does not have moisture permeability, the skin is likely to be stuffy due to perspiration, and there is a problem of causing discomfort to the wearer. Furthermore, there is a problem that it is difficult to obtain stable conductivity by drying the skin and the electrode in a state where there is no perspiration.
  • the present invention has been made in view of the above, and it is an object of the present invention to provide a biological signal detection garment capable of stably detecting a biological signal for a long period of time without causing discomfort to the wearer.
  • the biological signal detection garment of the present invention includes at least two electrodes made of a conductive fiber structure, and a bioelectric signal acquired by the electrodes in contact with the living body.
  • the measurement device is an electrocardiogram measurement device, and any one of the electrodes is a related electrode, and an electrode other than the related electrode is an indifferent electrode As a reference potential electrode), a potential difference between the related electrode and the indifferent electrode is detected as an electrocardiogram waveform.
  • the measurement device is an electrocardiogram measurement device, and has at least three electrodes made of the conductive fiber structure, and any one of the electrodes One of the electrodes is a related electrode, an electrode other than the related electrode is an indifferent electrode (biological reference potential electrode), and a potential difference between the two related electrodes is detected as an electrocardiogram waveform.
  • the measurement device is an electrocardiogram measurement device, and two of the electrodes are respectively located on the left and right side chests or in the vicinity of the side abdomen of the clothing main body. When three or more electrodes are arranged, the remaining electrodes are arranged apart from the electrodes arranged on the left and right side chests or the side of the side of the clothing main body.
  • the electrodes disposed in the vicinity of the left and right side chests or the side abdomen of the clothing main body are two related electrodes, and the others are indifferent electrodes (biological electrodes) As a reference potential electrode), a potential difference between the two related electrodes is detected as an electrocardiogram waveform.
  • the biological signal detection garment of the present invention is characterized in that, in the above invention, the conductive fiber structure is a fiber structure impregnated with a conductive polymer.
  • the conductive fiber structure is obtained by applying a dispersion liquid in which the conductive polymer and the binder are dispersed in a solvent to the fiber structure.
  • the fiber structure is impregnated with the conductive polymer.
  • the conductive polymer is a mixture of poly (3,4-ethylenedioxythiophene) and polystyrenesulfonic acid in the above invention.
  • the fiber structure used for the electrode is a woven or knitted fabric, and the basis weight of the woven or knitted fabric is 50 g / m 2 or more and 300 g / m 2 or less.
  • the woven or knitted fabric used for the electrode is composed of synthetic fiber multifilament, and at least a part of the synthetic fiber multifilament used for the woven or knitted fabric has a fineness of 30 dtex or more and 400 dtex.
  • the woven or knitted fabric used for the electrode is composed of a synthetic fiber multifilament, and at least a part of the synthetic fiber multifilament used for the woven or knitted fabric has a single yarn fiber diameter.
  • a synthetic fiber multifilament having a thickness of 10 nm to 5000 nm is included.
  • the woven or knitted fabric used for the electrode is composed of a synthetic fiber multifilament, and at least a part of the synthetic fiber multifilament used for the woven or knitted fabric has a single yarn fiber diameter. It includes a synthetic fiber multifilament having a thickness of 10 nm to 1000 nm.
  • the biological signal detection garment of the present invention is characterized in that, in the above-mentioned invention, a resin layer is laminated on the back surface side of the surface of the conductive fiber structure used for the electrode that contacts the skin side.
  • the biological signal detection garment of the present invention is characterized in that, in the above invention, the resin layer is a polyurethane moisture-permeable layer.
  • the wiring portion is formed of a conductive resin print, a conductive resin film laminate, a conductive fiber, or a metal wire.
  • the wiring portion is formed by sewing conductive fibers, and the conductive fibers are made of fibers coated with metals.
  • the metal coated on the conductive fiber includes silver, aluminum, or stainless steel in the above invention.
  • the wiring part is arranged on a surface side of the garment main body part.
  • the wiring portion is formed by stitching conductive fibers, and the conductive fibers are exposed mainly on the surface side of the garment main body portion. It is characterized by being sewn by sewing using a single thread.
  • the wiring portion is disposed on a surface side of the clothing main body portion, and a portion of the wiring portion exposed to the surface side of the clothing main body portion is waterproof. It is characterized by being covered with an electrically insulating member.
  • the biological signal detection clothing of the present invention is characterized in that, in the above invention, the electrically insulating member is a polyurethane film.
  • the wiring portion is formed of a conductive resin, and the conductive resin is continuously applied to a part of one side of a sheet made of a waterproof electrically insulating member.
  • the wiring portion is formed by laminating the surface of the waterproof electrically insulating member on which the conductive resin is laminated with the clothing main body portion.
  • the biological signal detection clothing of the present invention has at least two conductive connection systems constituted by the one electrode, the measurement device, and the wiring part that conductively connects the electrode and the measurement device. And the part formed on the clothing main-body part at least of the said conduction
  • electrical_connection connection system is isolate
  • the garment main body portion is formed of a woven or knitted fabric, and the stress at 60% elongation in either the vertical direction or the horizontal direction of the woven or knitted fabric is 0.5 N or more. 15 N or less, and the electrode is made to adhere to the skin at a pressure of 0.1 kPa or more and 2.0 kPa or less during clothing.
  • the biological signal detecting garment of the present invention is characterized in that, in the above invention, the garment main body part is a woven or knitted fabric made of an elastic yarn and an inelastic yarn.
  • the biological signal detecting garment of the present invention is characterized in that, in the above invention, the elastic yarn is a polyurethane elastic fiber.
  • the biological signal detection clothing of the present invention is characterized in that, in the above invention, the clothing main body is a knitted fabric.
  • the biological signal detection clothing of the present invention is characterized in that, in the above invention, the measuring device can be attached to and detached from the clothing body through a connector.
  • the measurement device has a function of communicating with a mobile terminal or a personal computer to transfer data.
  • the measurement device has a function of wirelessly communicating with a mobile terminal or a personal computer and transferring data.
  • the biological signal detection garment of the present invention can attach and detach and connect at least two or more electrodes made of a conductive fiber structure and a measuring device for detecting and processing a bioelectric signal acquired by the electrode in contact with the living body. It comprises a connector, a wiring part that electrically connects the electrode and the connector, and a clothing main body part in which the electrode, the connector, and the wiring part are arranged at predetermined positions.
  • the biological signal detection garment according to the present invention is arranged such that the biological signal is continuously applied for a long time without discomfort to the wearer at the time of wearing by arranging the electrode, the wiring part, and the measuring device at predetermined positions of the clothing main body part. And stable detection.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of a biological signal detection garment according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line A-A ′ of the biological signal detection clothing shown in FIG.
  • FIG. 3 is a schematic diagram of a biological signal detection garment according to a modification of the embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a block diagram showing an outline of the measuring apparatus according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of a biological signal detection garment according to an embodiment of the present invention.
  • the biological signal detection garment 100 of the present invention detects and processes the bioelectric signals acquired by the three electrodes 101a, 101b, 101c made of conductive fiber structures and the electrodes 101a, 101b, 101c.
  • a clothing main body 104 disposed at a predetermined position.
  • the measuring apparatus 102 is an electrocardiogram measuring apparatus will be described as an example.
  • electrodes 101a and 101b are respectively disposed on the back surface of the clothing main body 104 (the surface on which the body 1 is in contact) and in contact with the left and right side chests or the vicinity of the side abdomen when worn.
  • the electrode 101c is disposed below the electrode 101b at a position separated from the electrodes 101a and 101b disposed in the vicinity of the left and right side chests or flank portions of 104.
  • the electrodes 101a, 101b, and 101c are arranged in the left and right side chests or in the vicinity of the flank of the clothing main body 104 and the portions separated from the left and right side chests or in the vicinity of the flank, respectively.
  • the body 1 can be brought into contact with the body 1 in a stable manner, and a continuous biological signal can be measured for a long period of time.
  • the measuring device 102 and the electrodes 101a, 101b, and 101c are electrically connected by wiring portions 103a, 103b, and 103c arranged directly on the clothing main body portion 104.
  • the wiring portions 103a, 103b, and 103c are integrated with the clothing main body portion 104, the wearer does not feel uncomfortable, and signal deterioration due to movement of the wirings 103a, 103b, and 103c can be prevented.
  • the electrodes 101a and 101b are the two related electrodes, 101c is the indifferent electrode (biological reference potential electrode), and the potential difference between the related electrodes 101a and 101b is detected as an electrocardiogram waveform.
  • Biological signals can be detected using the electrode 101a disposed near the right chest or left abdomen as a positive electrode and the electrode 101b disposed near the left chest or left abdomen as a negative electrode.
  • the QRS signal amplitude can be detected large, which is convenient for automatic analysis of the pulse interval (RR interval).
  • FIG. 1 illustrates the case of using three electrodes
  • the number is not limited to three as long as it is two or more.
  • the electrodes are arranged on the left and right side chests or in the vicinity of the flank of the clothing main body 104, and any one of the electrodes is used as a related electrode, and the electrodes other than the related electrodes are used as indifferent electrodes.
  • the (biological reference potential electrode) a potential difference between the related electrode and the indifferent electrode may be detected as an electrocardiogram waveform.
  • any two of the electrodes are used as related electrodes, electrodes other than the related electrodes are used as indifferent electrodes (biological reference potential electrodes), and the potential difference between the two related electrodes is calculated. What is necessary is just to detect as an electrocardiogram waveform.
  • the two electrodes are arranged near the left and right side chests or flank of the clothing main body 104, and the other electrodes are arranged on the left and right side chests or sides of the clothing main body 104. It is preferable to arrange at a position separated from two electrodes arranged in the vicinity of the abdomen.
  • the electrode 101 (101a, 101b, 101c) for detecting a biological signal from the body 1 is preferably a fiber structure impregnated with a conductive polymer, and constitutes the fiber structure. More preferably, a conductive resin is supported on the surface of the single fiber and / or the gap between the single fiber and the single fiber.
  • a conductive resin is supported between fibers constituting the fiber structure.
  • the electrode 101 made of the fiber structure according to the present invention is less irritating at the time of contact with the skin and has high safety. If the signal cannot be obtained satisfactorily due to skin drying, a good electrocardiogram can be obtained by applying a small amount of physiological saline or moisturizing agent to the fiber structure.
  • physiological saline or moisturizing agent for example, glycerol, sorbitol, polyethylene glycol, polyethylene glycol-polypropylene glycol copolymer, ethylene glycol, sphingosine, phosphatidylcholine and the like can be used, and one of these may be used alone, or two or more May be used in combination.
  • moisturizing agents are also used as a moisturizing ingredient in cosmetics, and are extremely safe for the skin.
  • the conductive polymer used for the electrode 101 according to the present invention is not limited as long as it is a resin having conductivity.
  • a conductive resin composition in which carbon black, CNT (Carbon Nanotube), metal fine particles, and the like are blended with a low conductive resin may be used, but a conductive polymer in which the resin itself has conductivity is preferable.
  • the conductive polymer is not particularly limited as long as it is a polymer exhibiting conductivity.
  • acetylene-based, hetero 5-membered ring systems polypyrrole, poly (3-methylpyrrole), poly (3-ethyl) Pyrrole), poly (3-alkylpyrrole) such as poly (3-dodecylpyrrole); poly (3,4-dialkyl) such as poly (3,4-dimethylpyrrole), poly (3-methyl-4-dodecylpyrrole) Pyrrole); poly (N-alkylpyrrole) such as poly (N-methylpyrrole), poly (N-dodecylpyrrole); poly (N-methyl-3-methylpyrrole), poly (N-ethyl-3-dodecylpyrrole) ) Such as poly (N-alkyl-3-alkylpyrrole); pyrrole polymers such as poly (3-carboxypyrrole), polythiophene, poly (3-methyl), poly
  • PVP polyparaphenylene vinylene
  • Conductive polymers improve conductivity when used with dopants, including dopant ions such as chloride ions and bromide ions, and perchlorate ions.
  • Phosphate ions such as tetrafluoroborate ion, hexafluoroarsenate ion, sulfate ion, nitrate ion, thiocyanate ion, hexafluorosilicate ion, phosphate ion, phenylphosphate ion, hexafluorophosphate ion, trifluoro Acetate ion, tosylate ion, ethylbenzenesulfonate ion, dodecylbenzenesulfone Alkyl benzene sulfonate ions such as acid ions, alkyl sulfonate ions such as methyl sulfonate ions and ethyl sulfonate ions, poly
  • polypyrrole, poly3,4-ethylenedioxythiophene (PEDOT), polyaniline, polyparaphenylene vinylene (PPV), and the like are easy to be resinized and are preferably used as the conductive resin.
  • the conductive polymer such as PEDOT / PSS is impregnated into the fiber structure by applying or dipping a dispersion liquid dispersed together with a binder in a solvent to the fiber structure.
  • a dispersion liquid dispersed together with a binder in a solvent to the fiber structure.
  • the binder may be a thermosetting resin or a thermoplastic resin.
  • polyesters such as polyethylene terephthalate, polybutylene terephthalate, and polyethylene naphthalate; polyimides; polyamide imides; polyamides such as polyamide 6, polyamide 6, 6, polyamide 12, and polyamide 11; polyvinylidene fluoride, polyvinyl fluoride, polytetrafluoroethylene Fluoropolymers such as ethylene tetrafluoroethylene copolymer and polychlorotrifluoroethylene; vinyl resins such as polyvinyl alcohol, polyvinyl ether, polyvinyl butyral, polyvinyl acetate, and polyvinyl chloride; epoxy resins; xylene resins; aramid resins; Polyurea; polyurea; melamine resin; phenol resin; polyether; acrylic resin and copolymers thereof.
  • binders may be dissolved in an organic solvent, may be provided with a functional group such as a sulfonic acid group or a carboxylic acid group, may be formed into an aqueous solution, or may be dispersed in water such as emulsification.
  • a functional group such as a sulfonic acid group or a carboxylic acid group
  • water such as emulsification.
  • the binder resins one or more of polyurethane, polyester, acrylic resin, polyamide, polyimide, epoxy resin, and polyimide silicone are preferable because they can be easily mixed.
  • the solvent to be used is not limited as long as the conductive polymer and the binder are stably dispersed, but water or a mixed solution of water and alcohol can be preferably used.
  • a polythiophene conductive polymer such as PEDOT / PSS
  • the basis weight of the fiber structure is preferably 50 g / m 2 or more and 300 g / m 2 or less. . When it is less than 50 g / m 2 , the impregnation amount of the conductive resin is reduced, and washing durability cannot be obtained. If it is larger than 300 g / m 2 , the actual weight is large, and the wearing feeling is inferior. More preferably, it is 60 g / m 2 or more and 250 g / m 2 or less.
  • the thickness of the fiber structure is preferably 0.2 mm or more and 2.0 mm or less. If the thickness is less than 0.2 mm, the fabric is too thin and the basis weight is reduced, and the impregnation amount of the conductive resin is reduced. If the thickness exceeds 2.0 mm, it is too thick and the wear feeling is inferior. More preferably, it is 0.3 mm or more and 1.5 mm or less.
  • the size and shape of the electrode 101 are not particularly defined as long as a biological signal can be detected, and the lengths of the vertical and horizontal sides are preferably 2 cm or more and 20 cm or less, respectively.
  • the length of the electrode 101 is 2 cm or less, the area of the electrode is too small. Therefore, when the cloth moves during exercise, the electrode is easily displaced, and noise is easily picked up. If it is 20 cm or more, the size is not necessary for substantial signal detection, and the area of the electrode is too large. Therefore, the distance between adjacent electrodes is small, and a trouble such as a short circuit is likely to occur. More preferably, the vertical and horizontal lengths are 2.5 cm or more and 18 cm or less, respectively.
  • the fiber structure is preferably a woven fabric, a knitted fabric, or a non-woven fabric, more preferably It is a highly flexible knitted fabric.
  • the structure and manufacturing method of the fiber structure represented by the knitted fabric are not particularly limited, but a shape that retains moisture such as sweat is preferable as the electrode, and a multilayered knitted fabric can be preferably used for the knitted fabric. Examples thereof include, but are not limited to, a double Russell structure, a corrugated cardboard structure, a reversible structure, a smooth structure, a milling structure, and a back hair structure.
  • the woven or knitted fabric used for the electrode 101 of the present invention preferably contains a multifilament yarn composed of a plurality of single fibers from the viewpoint of supporting the conductive resin on the fiber structure and high conductivity.
  • the fineness of the multifilament yarn is not particularly limited, it is preferably 30 dtex to 400 dtex from the viewpoint of utilizing the characteristics as a fiber structure.
  • the mixing ratio of the multifilament yarn in the woven or knitted fabric is not particularly limited as long as it does not affect the performance, but a higher mixing ratio is preferable from the viewpoint of conductivity and durability, and more preferably 50% to 100%. It is.
  • a polyester-based synthetic fiber such as polyethylene terephthalate, polytrimethylene terephthalate, polybutylene terephthalate, or a polyamide-based synthetic fiber such as nylon
  • blended additives such as a titanium oxide
  • the fiber which carried out the polymer modification for functional provisions such as a hygroscopic improvement, may also be used.
  • the cross-sectional shape of a single fiber unit constituting the multifilament is not specified, and various irregular cross-sectional yarns represented by a round shape, a triangular shape, an eight-leaf shape, a flat shape, and a Y shape can also be used.
  • the inelastic yarn a core sheath or a side-by-side type composite yarn made of polymers having different viscosities can be used.
  • false twisted yarn obtained by false twisting these raw yarns may be used.
  • synthetic fibers such as polyacrylonitrile and polypropylene, regenerated fibers such as rayon, polynosic and cupra, and semisynthetic fibers such as acetate and triacetate can be used.
  • the fiber structure according to the present invention preferably includes a multifilament having a single fiber diameter of 0.2 dtex or less from the viewpoint of supporting the conductive resin on the fiber surface and the gaps between the fibers.
  • the mixing ratio in the fiber structure of single fibers and multifilaments of 0.2 dtex or less is not particularly limited as long as it does not affect the performance, but a higher mixing ratio is preferable from the viewpoint of conductivity and durability, and more preferably. It is 50% or more and 100% or less.
  • microfibers with a fiber diameter of 5 ⁇ m or less used for artificial leather and outer materials are used, and more preferably, for the purpose of preventing slipping on linings of sports clothing, brassiere, golf gloves, etc. in recent years.
  • Nanofibers having a fiber diameter of 10 nm to 5000 nm, particularly nanofibers having a fiber diameter of 10 nm to 1000 nm.
  • Nanofibers include nanofiber staple yarns made from “Nanoalloy (registered trademark)” fibers, monofilament yarns made by an electrospinning method, etc., and fibers containing nanofibers made by a known method Although a structure can be used suitably, the fiber structure containing the multifilament yarn of nanofiber is more preferable.
  • the nanofiber multifilament yarn can be produced by a known composite spinning method or the like. As an example, nanofiber multifilament yarns with small variations in fiber diameter can be effectively used by removing the composite fiber using the composite base exemplified in JP2013-185283A, but are not limited thereto. is not.
  • the electrode 101 used in the present invention is preferably formed by laminating a resin layer on one side of a fiber structure containing a conductive substance. Considering adaptation to a bioelectrode, it is preferable that a resin layer is laminated on the back side of the surface of the fiber structure used for the electrode 101 that is in contact with the skin side.
  • a resin layer is laminated on the back side of the surface of the fiber structure used for the electrode 101 that is in contact with the skin side.
  • the type and shape of the polymer constituting the resin layer are not particularly limited as long as humidity control is possible and is preferably a moisture permeable layer. If the movement of moisture is completely blocked, the feeling of stuffiness will become stronger, leading to discomfort during wearing, as well as causing rashes.
  • a moisture permeable layer known membranes, films, laminates, such as PTFE (polytetrafluoroethylene) porous membranes, hydrophilic polyester resins, nonporous membranes made of hydrophilic elastomers such as polyurethane resins, polyurethane resin microporous membranes, Although the form which laminated
  • the moisture permeable layer is preferably a laminate of stretchable polyurethane resin microporous membranes laminated. Furthermore, in order to improve moisture permeability, micropores may be formed in a fiber structure having a resin layer laminated on one side using a punching machine or a sewing machine.
  • the electrode 101 used in the present invention preferably has a surface electrical resistance value of 1 ⁇ 10 6 ⁇ or less after 20 repeated washings by the washing method according to JIS L0217 (2012) 103 method. If it exceeds 1 ⁇ 10 6 ⁇ , the noise of the electric signal will increase and it will be difficult to measure accurately. Even when the electrode 101 has a dry surface electrical resistance greater than 1 ⁇ 10 6 ⁇ , the electrode 101 is impregnated with a liquid containing an electrolyte such as tap water or sweat when worn as the living body detection clothing 100. Then, measurement can be performed when the substantial surface electric resistance value is reduced to 1 ⁇ 10 6 ⁇ or less.
  • the biological signal detection garment 100 of the present invention is expected to be widely used in general households, it is preferable that biological signals can be detected until after 20 washings in consideration of actual wearing.
  • the wiring part 103 (103a, 103b, 103c) for transmitting the biological signal obtained by the electrode 101 to the measuring device 102 is required.
  • the wiring portion 103 is preferably formed by a method of printing a conductive resin on the clothing main body portion 104, a method of laminating a film of a conductive resin, and a fiber or metal wire having electrical conductivity.
  • the conductive resin used is not particularly limited as long as it is a resin having conductivity.
  • the conductive resin to be used include carbon black, carbon nanotubes, metal fine particles, or a mixture thereof mixed with an adhesive resin such as acrylic or epoxy.
  • the conductive resin may be printed in a wiring form at a predetermined position where the wiring of the clothing main body 104 is formed by screen printing or rotary printing.
  • the conductive fibers include conductive fibers in which carbon black is compositely arranged in the length direction of the fibers in a core or sheath of polyester or nylon, silver A metal-coated yarn obtained by coating a polyester or nylon fiber with a metal including aluminum or stainless steel may be used.
  • the method of coating the resin fibers with metals run nylon or polyester fibers in a solution in which fine powders such as silver, aluminum, or stainless steel are dispersed, coat the fibers with metal powders, and then use a heater.
  • the knit denit method is used.
  • the stainless steel to be used it is particularly preferable to use surgical stainless steel (SUS316L) that has a low irritation to the human body.
  • covers a stainless steel wire and a copper wire with insulating vinyl can be used.
  • the wiring part 103 is preferably formed of conductive fibers, and the wiring part 103 is more preferably made of conductive fibers coated with silver, aluminum, or stainless steel having excellent conductivity.
  • the method for attaching the conductive fibers to the clothing main body 104 is not particularly limited, and the conductive fibers may be sewn into the fabric of the clothing main body 104 using a sewing machine, or may be attached to the fabric using an adhesive resin. You may affix by thermal bonding using the film which consists of an electroconductive fiber which provided the hot-melt-adhesive on one side.
  • the wiring part 103 formed by printing of conductive fibers or conductive resin or the like on the surface of the clothing main body 104 (a surface not in close contact with the skin).
  • the wiring unit 103 does not directly contact the skin, and the biological signal detected by the electrode 101 is not mixed with the noise acquired by the wiring unit 103, and the biological signal can be measured with high accuracy. It becomes.
  • the conductive fibers are used as the lower thread, the normal sewing thread is used as the upper thread, and the back side of the fabric is directed upward. It is more preferable. As a result, the conductive fibers are mainly exposed on the surface side of the clothing main body 104 that is not in close contact with the skin. Furthermore, as a method of sewing the conductive fibers, it is preferable to sew the conductive fibers on the garment main body 104 in a staggered manner. By sewing the conductive fibers in a zigzag pattern, the sewing thread can move even when the fabric is stretched and follows the fabric, so the stretchability is not hindered.
  • polarization can be suppressed by connecting the electrode 101 made of these conductive fiber structures and the wiring portion 103, so that not only is it preferable for detecting weak biological signals, but also corrosion ( (Electric corrosion) can also be suppressed, so that long-term continuous use is possible.
  • a method of connecting the electrode 101 and the wiring portion 103 is not particularly limited, but a method of forming the wiring portion 103 by sewing with conductive fibers by sewing on the electrode 101 disposed on the clothing main body portion 104.
  • the conductive resin is printed to form the wiring portion 103
  • a method of printing the electrode portion 101 on top of the electrode 101 a hot melt adhesive is applied to one surface of the conductive resin film, and the film is formed on the electrode 101.
  • a method of forming the wiring portion 103 by thermocompression bonding is also included in the conductive resin.
  • the wiring unit 103 of the present invention is required to transmit the biological signal obtained from the electrode 101 to the measuring device 102 with high sensitivity, the wiring unit 103 exposed on the clothing main body 104 is not used for the wiring unit 103. It is preferable to cover the body 1 and the outside air with a waterproof electrically insulating member. This insulation makes it possible to measure a good biological signal even during heavy sweating or rain.
  • a waterproof electrically insulating member a waterproof film provided with a hot melt adhesive on one side is preferably used, and in particular, a polyurethane system excellent in stretchability in that it does not impair the follow-up performance of the fabric during attachment and detachment and exercise It is preferable that it is a film.
  • a hot melt adhesive is applied from both sides of the cloth of the clothing main body portion 104 so as to completely cover the wiring portion 103.
  • a method of thermocompression-bonding the waterproof electrical insulating member thus obtained with an iron or a press is preferably used.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line A-A ′ of the biological signal detection garment 100 shown in FIG.
  • the wiring 103 a shown in FIG. 2 is formed by sewing conductive fibers or metal wires to the clothing main body 104.
  • the conductive fibers or metal wires forming the wiring portion 103a are exposed on the front surface side and the back surface side of the clothing main body portion 104, so that both surfaces are covered by the waterproof electrically insulating member 105a. It is preferable to cover, but if at least the wiring portion 103a exposed on the side in contact with the skin is covered with the electrically insulating member 105a, noise from the wiring portion 103a can be removed to stably detect a biological signal. Can do.
  • the exposed portions of the wiring portions 103b and 103c are also covered with the electrically insulating members 105b and 105c similarly to the wiring portion 103a. As a result, it is possible to measure a good biological signal even when a large amount of sweat or rainfall occurs.
  • the conductive resin is printed on the front or back surface of the clothing main body 104 to form the wiring portion 103, only the surface on which the conductive resin is printed needs to be covered with the electrically insulating member 105.
  • the surface of the clothing main body 104 to which the electrode 101 is attached (the surface that does not adhere to the skin) is covered with a waterproof electrically insulating member 105 used for covering the wiring portion 103.
  • a waterproof electrically insulating member 105 used for covering the wiring portion 103.
  • a conductive resin is continuously laminated on a part of one side of a sheet made of the waterproof electrically insulating member 105, and the surface of the waterproof electrically insulating member 105 is laminated with the conductive resin.
  • the wiring portion 103 may be formed by bonding to the clothing main body portion 104.
  • the conductive resin may be cracked and disconnected due to repeated attachment / detachment of the biological signal detecting garment 100 or expansion / contraction of the cloth.
  • the waterproof electrically insulating member 105 has no gap like a cloth and is inferior in elasticity. The resin layer is hardly cracked and can be used stably as the wiring portion 103.
  • a conductive connection system is configured by one electrode 101, a measuring device 102, and a wiring portion 103 that conductively connects the electrode 101 and the measuring device 102. It is preferable that the conductive connection systems are separated from each other by a water-repellent and insulating structure. By separating the conductive connection system from each other, even if electrolyte such as sweat permeates into the clothing main body 104, it does not short-circuit, and biosignals are measured stably even when sweating a lot during exercise or during rainfall can do.
  • FIG. 3 is a schematic diagram of a biological signal detection garment 100A according to a modification of the embodiment of the present invention.
  • FIG. 3A is a schematic diagram of the front side when the biological signal detection garment 100A is worn
  • FIG. 3B is a cross-sectional view taken along the line BB ′ of the biological signal detection garment 100A of FIG. It is sectional drawing.
  • the biological signal detection garment 100 ⁇ / b> A according to the modified example includes three conductive connection systems 110 including an electrode 101, a measurement device 102, and a wiring unit 103, that is, an electrode 101 a, the measurement device 102, and a wiring unit.
  • a conductive connection system 110a composed of 103a
  • a conductive connection system 110b composed of an electrode 101b
  • a measuring device 102 and a wiring portion 103b and a conductive connection system 110c composed of an electrode 101c, the measuring device 102 and a wiring portion 103c.
  • the three conductive connection systems 110 are separated from each other by a water-repellent and insulating structure 120.
  • the water-repellent and insulating structure 120 includes a structure 120a that separates the electrode 101a and the wiring part 103a from other parts of the biological signal detection clothing 100A, and a structure 120b that separates the electrode 101b and the wiring part 103b from other parts.
  • the three conductive connection systems 110a, 110b and 110c are separated from each other by the water-repellent and insulating structures 120a and 120b.
  • the water-repellent and insulating structure 120 is provided so as to cut the fabric of the clothing main body 104 in the thickness direction, thereby preventing a short circuit and stable biosignals. Can be measured.
  • the above-described waterproof electric insulating member 105 may be sewn together by sewing.
  • the water repellent and insulating structure 120 may be formed on the surface of the cloth of the clothing main body 104.
  • the sheet of the waterproof electrically insulating member 105 described above is attached to both surfaces of the clothing main body 104. You can paste it on.
  • the conductive connection systems 110 may be separated from each other by the water-repellent and insulating structure 120.
  • the electrode 101 disposed in the garment main body 104 needs to be in close contact with the body 1, and the pressure of the electrode 101 on the body 1 is reduced. It is preferable that the electrode 101 is in close contact with the body 1 at a pressure of at least 0.1 kpa and not more than 2.0 kpa. If it is larger than 2.0 kpa, the signal can be obtained well, but the pressure is large and the feeling of wearing becomes difficult. If it is less than 0.1 kpa, the electrode is separated from the skin during operation, and a good signal cannot be obtained. More preferably, it is 0.5 pa or more and 1.5 pa or less.
  • the clothing main body 104 is made of a woven or knitted fabric, and the stress at 60% elongation in either the longitudinal direction or the lateral direction of the woven or knitted fabric is 0.5N or more and 15N or less. Is preferred.
  • the pressure can be adjusted from the stretch characteristics of the fabric and the sewing size, but if it is smaller than 0.5N, the fabric will stretch if it is stretched during operation even if the sewing size is reduced to achieve the above-mentioned pressure range. Becomes thinner and causes tearing. If it exceeds 15N, even if the sewing size is increased and the above-mentioned pressure range is realized, the fabric is difficult to stretch any more during operation, resulting in deterioration of operability. More preferably, it is 1.0N or more and 10N or less.
  • the garment main body 104 to which the electrode 101 is attached is a woven or knitted fabric made of an elastic yarn and an inelastic yarn.
  • a woven or knitted fabric made of an elastic yarn and an inelastic yarn has excellent fabric stretch characteristics, and can achieve the above-mentioned pressure.
  • the material of the elastic yarn applied to the elastic warp knitted fabric is not particularly limited.
  • polyurethane elastic fiber, polyether ester elastic fiber, polyamide elastic fiber, polyolefin elastic fiber, or natural rubber, synthetic rubber, semi-synthetic A so-called rubber thread made of rubber, a special fiber coated with a synthetic fiber, or a special fiber coated with rubber can be used.
  • the material of the inelastic yarn applied to the elastic warp knitted fabric is not particularly limited.
  • polyester synthetic fibers such as polyethylene terephthalate, polytrimethylene terephthalate, polybutylene terephthalate, and polyamide synthetic fibers such as nylon. Etc. can be used.
  • the above-described fiber containing an additive such as titanium oxide may be used, or a polymer-modified fiber may be used to provide functionality such as improved hygroscopicity. May be.
  • the cross-sectional shape of a single fiber unit of the inelastic yarn is not specified, and various modified cross-sectional yarns represented by a round shape, a triangular shape, an eight-leaf shape, a flat shape, and a Y shape can also be used.
  • a core sheath or a side-by-side type composite yarn made of polymers having different viscosities can be used as the inelastic yarn.
  • synthetic fibers such as polyacrylonitrile and polypropylene, regenerated fibers such as rayon, polynosic, and cupra, semi-synthetic fibers such as acetate and triacetate, and natural fibers such as cotton, hemp, wool, and silk, etc.
  • synthetic fibers such as polyacrylonitrile and polypropylene, regenerated fibers such as rayon, polynosic, and cupra, semi-synthetic fibers such as acetate and triacetate, and natural fibers such as cotton, hemp, wool, and silk, etc.
  • an optimum material may be appropriately selected according to the use.
  • the weaving method and the knitting method are not particularly limited, and it is only necessary to realize the above-mentioned pressure.
  • a method of weaving a plain weave or twill structure using a covering yarn in which a core is covered with an elastic yarn and a sheath covering an inelastic yarn as warp and weft and in the case of circular knitting, the covering yarn Can be used, such as a method of knitting a knitted fabric into a tense structure or a smooth structure, or a bare tentacle knitting or a bare smooth knitting in which inelastic yarn and elastic yarn are knitted together.
  • a double denby structure that uses an inelastic yarn for the front heel and an elastic yarn for the back heel to knitting the front structure to 10/01 and the back structure to 01/10, or the front structure May be knitted with a half structure knitting 10/23 and a back structure 01/10.
  • a circular knitting or warp knitting suitable for the inner or sports under which is excellent in the stretchability of the fabric, smoothly stretches even during exercise and has little disturbance in the wearing pressure, may be adopted.
  • the above-mentioned round knitted bare sheet knitted or warp knitted half structure is preferable.
  • the measuring device 102 used for the biological signal detecting garment 100, 100A of the present invention is attached to and detached from and connected to the garment main body 104 via a connector. Moreover, it becomes possible to wash by removing the measuring apparatus 102 from clothing.
  • the connector is not particularly limited, and a socket or the like generally used for connecting a cord may be used, but a plurality of metallic materials that can simultaneously fix the measuring device 102 to the clothing main body 104. More preferably, dot buttons are used.
  • the measuring device 102 preferably has a function of transferring data by communication with a mobile terminal or a personal computer. With this function, for example, data can be easily acquired, stored, and analyzed in a personal computer. Further, it is particularly preferable that the measuring apparatus 102 communicates with a mobile terminal or a personal computer by wireless communication. Wireless communication eliminates the need to bind a user for communication.
  • FIG. 4 is a block diagram showing an outline of the measuring apparatus 102 used in the biological signal detection garments 100 and 100A according to the embodiment of the present invention.
  • the measurement apparatus 102 includes a signal processing unit 102 a that performs processing on a biological signal measured by the electrode 101, a data storage unit 102 b that stores biological signal data processed by the signal processing unit 102 a, and a biological signal.
  • a communication unit 102c that communicates data with a mobile terminal or a personal computer in a wired or wireless manner, and a control unit 102d that controls each unit are provided.
  • the wiring unit 103 that transmits a biological signal and the measurement apparatus 102 are connected via a connector 106. With the measurement device 102 having such a configuration, it is possible to easily acquire, store, and analyze data in a personal computer.
  • the biological signal detection garment according to the present invention realizes detection of a biological signal, in particular, an electrocardiogram signal in the form of clothing, and continuously measures an electrocardiogram or the like for a long time without disturbing daily life activities. Is possible.
  • the biological signal detection garment of the present invention will be described in detail with reference to examples, but the biological signal detection garment of the present invention is not limited to these examples.
  • Elongation force with respect to elongation The elongation force with respect to the elongation of the fabric used in the clothing main body was measured by applying the JIS L1096A method. That is, three test pieces of width 5.0 cm ⁇ length 15 cm were sampled in the vertical or horizontal direction, and using a constant speed extension type tensile tester with a self-recording device, using a cut strip method, ) At 7.6 cm, initial load 29 mN, tensile rate 20 cm / min, stretch to 80% elongation, draw a stress-strain curve, determine the stress or elongation force for a strain rate of 60%, calculate the average value for each, Rounded to one digit below.
  • the sea-island type composite fiber dissolves and removes 99% or more of easily soluble components by immersing the fabric in a 3% by weight aqueous solution of sodium hydroxide (75 ° C., bath ratio 1:30), and then decomposes the yarn.
  • the multifilament made of ultrafine fibers was extracted, the mass of 1 m was measured, and the fineness was calculated by multiplying it by 10,000. This was repeated 10 times, and the value obtained by rounding off the second decimal place of the simple average value was defined as the fineness.
  • the yarn was disassembled, the multifilament was extracted, the weight of 1 m was measured, and the fineness was calculated by multiplying it by 10,000. This was repeated 10 times, and the value obtained by rounding off the second decimal place of the simple average value was defined as the fineness.
  • Fiber diameter and fiber diameter variation of multifilament (CV% (A))
  • the average fiber diameter and fiber diameter standard deviation of the fiber diameters described above were obtained, and the fiber diameter CV% (coefficient of variation) was calculated based on the following formula. All of the above values are measured for each of the three photographs, averaged at the three positions, measured in nm to the first decimal place, and rounded off to the nearest decimal place.
  • Fiber diameter variation (CV% (A)) (fiber diameter standard deviation / average fiber diameter) ⁇ 100
  • the fabric was dipped in a 3% by weight aqueous solution of sodium hydroxide (75 ° C., bath ratio 1:30) to remove easily soluble components, and a knitted fabric using mixed fibers of nanofibers and high shrinkage yarns was obtained.
  • a mixed solvent of water and ethanol water 44 wt%, ethanol 50 wt%), PEDOT / PSS 1.0 wt% as a conductive polymer, and acrylic thermosetting resin as a binder
  • An electrode was obtained by applying a dispersion in which 5.0 wt% was dispersed by a known gravure coating method so that the drug application amount was 15 g / m 2 .
  • the materials used and the properties of the resulting electrodes are shown in Tables 1 and 2.
  • the electrode was obtained by coating with a known gravure coating method so that the drug coating amount was 15 g / m 2 .
  • the materials used and the properties of the resulting electrodes are shown in Tables 1 and 2.
  • a polyurethane resin microporous film is laminated on the back surface of the obtained knitted fabric by a known method, and on the surface, a mixed solvent of water and ethanol, PEDOT / PSS as a conductive polymer, and an acrylic thermosetting resin as a binder
  • An electrode was obtained by applying a dispersion liquid in which the amount of the drug was applied by a known gravure coating method so that the drug application amount was 15 g / m 2 .
  • the materials used and the properties of the resulting electrodes are shown in Tables 1 and 2.
  • Polyurethane-based waterproof seam tape “ ⁇ E-110” manufactured by Toray Cortex Co., Ltd. is used as a waterproof electrical insulating member that covers the wiring parts manufactured in Manufacturing Examples 26 and 27, and is exposed to the clothing body. The wiring part to be covered was covered.
  • a biological signal detection garment having the following specifications was prepared by combining the body fabric produced in Production Example 24 with the electrode of Production Example 2, the wiring of Production Example 27, and the electrically insulating member of Production Example 28.
  • the metal dot button for clothing made from YKK was used as the attachment method to the clothing main-body part of a measuring device. As shown in FIG.
  • the biosignal detection garment produced in Example 1 has the electrodes 101 a and 101 b arranged near the fifth rib 2 of the left and right axilla, and the measurement device 102 that is an electrocardiogram measurement device is:
  • the measurement device 102 that is an electrocardiogram measurement device is:
  • an electrocardiogram waveform with the electrode 101b arranged in the left axilla as a positive electrode (anode) and the electrode 101a arranged in the right axilla as a negative electrode (cathode)
  • a conventional Holter electrocardiogram is obtained.
  • An electrocardiogram waveform similar to the CC5 lead obtained in the meter could be detected.
  • the CC5-induced waveform can be applied to conventional clinical medical knowledge, and can detect a large amplitude of the QRS signal, which is convenient for automatic analysis such as a pulse interval (RR interval).
  • the electrode 101c disposed apart from the electrodes 101a and 101b disposed in the vicinity of the left and right side chests or the side of the flank can be arranged freely as long as it contacts the body 1, but at least a part of the electrode 101c is left and right. If the body 1 is positioned on the scapula or the radial arch 3, the body 1 and the electrode 101 c are particularly easily brought into contact with each other, and detection of a biological signal can be stabilized.
  • the measuring device 102 is provided on either the left or right chest, shoulder, or lower back, so that noise caused by the movement of the user is less likely to be mixed, the user's daily activities are less affected, and the user can easily attach and detach the terminal. The effect is obtained.
  • a conductive surface fastener or the like as a connector so that the user can finely adjust the mounting position of the measuring apparatus 102 himself, because the burden on the user can be further reduced. For example, as shown in FIG.
  • the measuring apparatus 102 receives signals from a plurality of electrodes 101 and detects an electrocardiogram, a signal processing unit 102 a that detects an electrocardiogram, a data storage unit 102 b that accumulates the received signal and detected electrocardiogram data, A communication unit 102c that communicates with a mobile terminal or a personal computer to exchange data and a control unit 102d that controls these functional blocks are used.

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Abstract

　着用者に不快感を与えることなく、長期間安定的に生体信号を検出可能な生体信号検出衣料を提供する。本発明の生体信号検出衣料は、導電性繊維構造物からなる少なくとも２つ以上の電極と、生体と接触する前記電極が取得した生体電気信号を検出処理する測定装置と、前記電極と前記測定装置とを導通接続する配線部と、前記電極、前記測定装置、および前記配線部が所定の位置に配置される衣料本体部と、を具備することを特徴とする。

Description

生体信号検出衣料
　本発明は、心電図をはじめとする生体電気信号を測定するための生体信号検出衣料に関するものである。
　脳波、事象関連電位誘発電位、筋電図、心電図等の生体電気信号の記録、及び生体に対する電気刺激のために、体表面に装着する生体電極が広く使用されている。近年、個人の健康管理の手法の一つとして、長期間にわたって心電波形を記録し、その波形の変化を解析することで、自律神経の乱れや心臓病の兆候を早期に発見することができ、予防医学において有効であることが知られている。長期間にわたって心電波形を取得するため、生体電極の取り付けられた着衣（ウェアラブル電極）が注目されている（非特許文献１参照）。
David　M.　D.　Ribeiro,　et.　al.,　"A　Real　time,　Wearable　ECG　and　Continuos　Blood　Pressure　Monitoring　System　for　First　Responders,"　33rd　Annual　International　Conference　of　the　IEEE　EMBS,　pp.　6894-6898,　2011.
　しかしながら、従来のウェアラブル電極は、電極が生体と接触しづらい位置に配置されていて長期間の測定が困難であり、電極から生体信号測定装置までの配線が着衣と一体化されておらず着用者に不快感を与えたり、配線の動きにより信号が劣化したりするといった問題があった。さらに、従来のウェアラブル電極は、電極が透湿性を有していないため、発汗によって皮膚の蒸れが生じやすく、着用者に不快感を与える問題があった。さらに発汗のない状況では皮膚と電極が乾燥して安定した導電性を得ることが困難となる問題があった。
　本発明は、上記に鑑みてなされたものであって、着用者に不快感を与えることなく、長期間安定的に生体信号を検出可能な生体信号検出衣料を提供することにある。
　上述した課題を解決し、目的を達成するために、本発明の生体信号検出衣料は、導電性繊維構造物からなる少なくとも２つ以上の電極と、生体と接触する前記電極が取得した生体電気信号を検出処理する測定装置と、前記電極と前記測定装置とを導通接続する配線部と、前記電極、前記測定装置、および前記配線部が所定の位置に配置される衣料本体部と、を具備することを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記測定装置は心電図測定装置であって、前記電極のいずれか１つを関電極とし、前記関電極以外の電極を不関電極（生体基準電位電極）として、前記関電極と前記不関電極との電位差を心電図波形として検出することを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記測定装置は心電図測定装置であって、前記導電性繊維構造物からなる少なくとも３つ以上の電極を有し、前記電極のいずれか２つを関電極とし、前記関電極以外の電極を不関電極（生体基準電位電極）として、２つの前記関電極の電位差を心電図波形として検出することを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記測定装置は心電図測定装置であって、前記電極のうちの２つは、前記衣料本体部の左右の側胸部あるいは側腹部近傍にそれぞれ配置され、前記電極を３つ以上具備する場合、残りの電極は、前記衣料本体部の左右の側胸部あるいは側腹部近傍に配された電極から離間して配置されることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記衣料本体部の左右の側胸部あるいは側腹部近傍にそれぞれ配置された前記電極を２つの関電極とし、これら以外を不関電極（生体基準電位電極）として、２つの前記関電極の電位差を心電図波形として検出することを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記導電性繊維構造物は、導電性高分子を含浸させた繊維構造物であることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記導電性繊維構造物は、溶媒中に前記導電性高分子とバインダとを分散した分散液を前記繊維構造物に塗布することにより、前記繊維構造物に前記導電性高分子を含浸させることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記導電性高分子は、ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）とポリスチレンスルホン酸との混合物であることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記電極に用いる繊維構造物が織編物からなり、前記織編物の目付けが５０ｇ／ｍ２以上、３００ｇ／ｍ２以下であることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記電極に用いる織編物が合成繊維マルチフィラメントからなり、前記織編物に使用する合成繊維マルチフィラメントの少なくとも一部が、繊度が３０ｄｔｅｘ以上４００ｄｔｅｘ以下で、かつ単糸繊度が０．２ｄｔｅｘ以下である合成繊維マルチフィラメントであることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記電極に用いる織編物が合成繊維マルチフィラメントからなり、前記織編物に使用する合成繊維マルチフィラメントの少なくとも一部が、単糸繊維径が１０ｎｍ以上５０００ｎｍ以下である合成繊維マルチフィラメントを含むことを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記電極に用いる織編物が合成繊維マルチフィラメントからなり、前記織編物に使用する合成繊維マルチフィラメントの少なくとも一部が、単糸繊維径が１０ｎｍ以上１０００ｎｍ以下である合成繊維マルチフィラメントを含むことを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記電極に用いる導電性繊維構造物の肌側と接する面の裏面側に樹脂層が積層されたことを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記樹脂層がポリウレタン系透湿層からなることを特徴とする。
　前記配線部は、導電性樹脂のプリント、導電性樹脂フィルムのラミネート、導電性繊維または金属線により形成されることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記配線部は導電性繊維の縫込みにより形成され、前記導電性繊維は金属類によりコーティングされた繊維からなることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記導電性繊維にコーティングされる金属類は、銀、アルミあるいはステンレス鋼を含むことを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記配線部は、前記衣料本体部の表面側に配置されることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記配線部は導電性繊維の縫込みにより形成され、前記導電性繊維が主に前記衣料本体部の表面側に露出するように、ミシンの片糸に用いて縫製により縫い込まれたことを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記配線部は、前記衣料本体部の表面側に配置され、前記配線部の前記衣料本体部の表面側に露出する部分が、防水性の電気的絶縁性部材で被覆されていることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記電気的絶縁性部材がポリウレタン系フィルムであることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記配線部は導電性樹脂から形成され、防水性の電気的絶縁性部材からなるシートの片面の一部に前記導電性樹脂を連続的に積層し、前記防水性の電気的絶縁性部材の前記導電性樹脂が積層された面を前記衣料本体部と張り合わせることにより、前記配線部が形成されることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、１つの前記電極、前記測定装置、および前記電極と前記測定装置を導通接続する前記配線部によって構成される導通接続系統を少なくとも２つ有し、前記導通接続系統の少なくとも衣料本体部上に形成される部分が、撥水性かつ絶縁性の構造で互いに分離されることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記衣料本体部は織編物からなり、前記織編物のタテ方向あるいはヨコ方向のどちらか一方の６０％伸長時の応力が０．５Ｎ以上１５Ｎ以下であり、着衣の際、前記電極が０．１ｋＰａ以上、２．０ｋＰａ以下の圧力で皮膚に密着せしめられることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記衣料本体部は弾性糸と非弾性糸からなる織編物であることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記弾性糸はポリウレタン系弾性繊維であることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記衣料本体部が編物であることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記測定装置は、コネクタを介して前記衣料本体部と着脱かつ接続することができることを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記測定装置は、モバイル端末やパーソナルコンピュータと通信し、データを転送する機能を有することを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、上記発明において、前記測定装置は、モバイル端末やパーソナルコンピュータと無線通信し、データを転送する機能を有することを特徴とする。
　また、本発明の生体信号検出衣料は、導電性繊維構造物からなる少なくとも２つ以上の電極と、生体と接触する前記電極が取得した生体電気信号を検出処理する測定装置を着脱かつ接続可能なコネクタと、前記電極と前記コネクタとを導通接続する配線部と、前記電極、前記コネクタ、および前記配線部が所定の位置に配置される衣料本体部と、を具備することを特徴とする。
　本発明にかかる生体信号検出衣料は、電極、配線部、および測定装置を衣料本体部の所定の位置に配置することにより、着用時に着用者に不快感を与えずに、生体信号を長時間連続的かつ安定して検出することができる。
図１は、本発明の実施の形態にかかる生体信号検出衣料の模式図である。 図２は、図１に示す生体信号検出衣料のＡ－Ａ’線での断面図である。 図３は、本発明の実施の形態の変形例にかかる生体信号検出衣料の模式図である。 図４は、本発明の実施の形態にかかる測定装置の概略を示すブロック図である。
　以下に、本発明にかかる生体信号検出衣料を図面に基づいて詳細に説明する。なお、この実施の形態により本発明が限定されるものではない。
　図１は、本発明の実施の形態にかかる生体信号検出衣料の模式図である。図１に示すように、本発明の生体信号検出衣料１００は、導電性繊維構造物からなる３つの電極１０１ａ、１０１ｂ、１０１ｃと、電極１０１ａ、１０１ｂ、１０１ｃが取得した生体電気信号を検出処理する測定装置１０２と、電極１０１ａ、１０１ｂ、１０１ｃと測定装置１０２とをそれぞれ導通接続する配線部１０３ａ、１０３ｂ、１０３ｃと、電極１０１ａ、１０１ｂ、１０１ｃ、測定装置１０２、および配線部１０３ａ、１０３ｂ、１０３ｃが所定の位置に配置される衣料本体部１０４と、を具備する。以下、測定装置１０２が心電図測定装置である場合を例として説明する。
　生体信号検出衣料１００において、衣料本体部１０４の裏面（身体１の接する面）であって、着用時に左右の側胸部あるいは側腹部近傍に接する部分に電極１０１ａ、１０１ｂがそれぞれ配置され、衣料本体部１０４の左右の側胸部あるいは側腹部近傍に配された電極１０１ａ、１０１ｂから離間した位置であって、電極１０１ｂの下部に電極１０１ｃは配置されている。
　３つの電極１０１ａ、１０１ｂ、１０１ｃを、衣料本体部１０４の左右の側胸部あるいは側腹部近傍と、該左右の側胸部あるいは側腹部近傍から離間した部位にそれぞれ配置したため、電極１０１ａ、１０１ｂ、１０１ｃを、身体１に安定して接触させることができ、長期間の連続的な生体信号の測定が可能となる。また、測定装置１０２と電極１０１ａ、１０１ｂ、１０１ｃとが、衣料本体部１０４に直接配置された配線部１０３ａ、１０３ｂ、１０３ｃにて導通接続される。配線部１０３ａ、１０３ｂ、１０３ｃが衣料本体部１０４と一体化されているため、着用者に不快感を与えず、配線１０３ａ、１０３ｂ、１０３ｃの動きによる信号劣化も防止することができる。
　生体信号検出衣料１００において、電極１０１ａ、１０１ｂを２つの関電極とし、１０１ｃを不関電極（生体基準電位電極）として、関電極１０１ａ、１０１ｂの電位差を心電図波形として検出する。右側胸部あるいは左側腹部近傍に配された電極１０１ａを正の関電極、左側胸部あるいは左側腹部近傍に配された電極１０１ｂを負の関電極として生体信号の検出を行うこともできるが、電極１０１ｂを正の関電極とし、電極１０１ａを負の関電極とした場合、ＱＲＳ信号の振幅を大きく検出できるため、脈拍間隔（Ｒ－Ｒ間隔）などの自動解析に都合がよい。
　なお、図１では３つの電極を使用する場合について例示しているが、２つ以上であれば、３つに限定されるものではない。２つの電極を使用する場合、衣料本体部１０４の左右の側胸部あるいは側腹部近傍にそれぞれ電極を配置し、前記電極のいずれか１つを関電極とし、前記関電極以外の電極を不関電極（生体基準電位電極）として、前記関電極と前記不関電極との電位差を心電図波形として検出すればよい。４つ以上の電極を使用する場合には、前記電極のいずれか２つを関電極とし、前記関電極以外の電極を不関電極（生体基準電位電極）として、２つの前記関電極の電位差を心電図波形として検出すればよい。４つ以上の電極を使用する場合には、２つの電極は衣料本体部１０４の左右の側胸部あるいは側腹部近傍に配置し、それ以外の電極は、衣料本体部１０４の左右の側胸部あるいは側腹部近傍に配された２つの電極から離間した位置に配置することが好ましい。
　本発明の生体信号検出衣料１００では、生体信号を身体１から検出する電極１０１（１０１ａ、１０１ｂ、１０１ｃ）が、導電性高分子を含浸した繊維構造物であることが好ましく、繊維構造物を構成する単繊維の表面および／または単繊維と単繊維の間隙に導電性樹脂が担持されていることがさらに好ましい。電極１０１を繊維構造物とした場合、繊維構造物を構成する繊維間に導電性樹脂を担持することができるため好ましい。従来、一般的に心電図の電極に用いられているフィルムタイプの電極では、身体１との密着性を高め電気信号を得る為に、アクリル系のジェルを電極表面に塗ることが必須であり、皮膚障害が起こり易いという問題がある。
　一方、本発明に係る繊維構造物からなる電極１０１は、皮膚への接触時の刺激性が少なく、安全性が高い。皮膚の乾燥により信号が良好に得られない場合は、繊維構造物に、生理食塩水や保湿剤を少量塗布することで良好な心電図を得ることができる。保湿剤としては、例えば、グリセロール、ソルビトール、ポリエチレングリコール、ポリエチレングリコール－ポリプロピレングリコールコポリマー、エチレングリコール、スフィンゴシン、ホスファチジルコリン等を用いることができ、これらのうち１種類を単独で用いても良く、２種以上を組合せて用いても良い。これらの保湿剤は化粧品の保湿成分にも用いられ、皮膚への安全性が非常に高い。
　本発明に係る電極１０１に用いる導電性高分子は、導電性を有する樹脂であれば限定されない。低導電性樹脂にカーボンブラック、ＣＮＴ（Carbon　Nanotube）、金属微粒子などを配合した導電性樹脂組成物でもかまわないが、樹脂そのものが導電性を有する導電性高分子が好ましい。
　導電性高分子は、導電性を示す高分子であれば特に制限されることはないが、例えば、アセチレン系、複素５員環系（ポリピロール、ポリ（３－メチルピロール）、ポリ（３－エチルピロール）、ポリ（３－ドデシルピロール）などのポリ（３－アルキルピロール）；ポリ（３，４－ジメチルピロール）、ポリ（３－メチル－４－ドデシルピロール）などのポリ（３，４－ジアルキルピロール）；ポリ（Ｎ－メチルピロール）、ポリ（Ｎ－ドデシルピロール）などのポリ（Ｎ－アルキルピロール）；ポリ（Ｎ－メチル－３－メチルピロール）、ポリ（Ｎ－エチル－３－ドデシルピロール）などのポリ（Ｎ－アルキル－３－アルキルピロール）；ポリ（３－カルボキシピロール）などのピロール系高分子、ポリチオフェン、ポリ（３－メチルチオフェン）、ポリ（３－エチルチオフェン）、ポリ（３－ドデシルチオフェン）などのポリ（３－アルキルチオフェン）；ポリ（３、４－ジメチルチオフェン）、ポリ（３－メチル－４－ドデシルチオフェン）などのポリ（３、４－ジアルキルチオフェン）；ポリ（３－ヒドロキシチオフェン）、ポリ（３－メトキシチオフェン）などのポリ（３－アルコキシチオフェン）；ポリ（３，４－ジメチルチオフェン）、ポリ（３，４－ジブチルチオフェン）などのポリ（３，４－ジアルキルチオフェン）；ポリ（３－カルボキシチオフェン）；ポリ（３－ブロモチオフェン）、ポリ（３－クロロチオフェン）等のポリ（３－ハロゲン化チオフェン）；ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）等のチオフェン系高分子、イソチアナフテン系高分子など、ポリアニリン、ポリ（２－メチルアニリン）、ポリ（３－イソブチルアニリン）等のアニリン系、ポリパラフェニレンビニレン（ＰＰＶ）等のフェニレン系の各導電性高分子やこれらの共重合体などが挙げられる。導電性高分子は、ドーパントとともに使用することにより、導電性が向上する。導電性高分子と併用されるドーパントとしては、塩化物イオン、臭化物イオンなどのハロゲン化物イオン、過塩素酸イオン、テトラフルオロ硼酸イオン、六フッ化ヒ酸イオン、硫酸イオン、硝酸イオン、チオシアン酸イオン、六フッ化ケイ酸イオン、燐酸イオン、フェニル燐酸イオン、六フッ化燐酸イオンなどの燐酸系イオン、トリフルオロ酢酸イオン、トシレートイオン、エチルベンゼンスルホン酸イオン、ドデシルベンゼンスルホン酸イオンなどのアルキルベンゼンスルホン酸イオン、メチルスルホン酸イオン、エチルスルホン酸イオンなどのアルキルスルホン酸イオン、ポリアクリル酸イオン、ポリビニルスルホン酸イオン、ポリスチレンスルホン酸イオン、ポリ（２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸）イオンなどの高分子イオンのうち、少なくとも一種のイオンが使用される。ドーパントの添加量は、導電性に効果を与える量であれば特に制限されるものではない。　
　導電性高分子としては、中でも、ポリピロール、ポリ３、４－エチレンジオキシチオフェン（ＰＥＤＯＴ）、ポリアニリン、およびポリパラフェニレンビニレン（ＰＰＶ）などが樹脂化させやすく、導電性樹脂として好ましく用いられる。更に、チオフェン系導電性高分子のＰＥＤＯＴにポリスチレンスルホン酸（ポリ４－スチレンサルフォネート；ＰＳＳ）をドープしたＰＥＤＯＴ／ＰＳＳが安全性、加工性の観点から特に好適である。導電性の向上、安定化の観点から、導電性高分子を含んだ繊維構造物に、グリセロール、生理食塩水などを付与することも好適に利用できる。
　また、ＰＥＤＯＴ／ＰＳＳ等の導電性高分子は、溶媒中にバインダとともに分散させた分散液を繊維構造物に塗布、または、ディッピングすることにより、繊維構造物に含浸させることが好ましい。導電性高分子は、バインダとともに使用することにより、導電性高分子を含む塗膜の耐傷性や表面硬度が高くなり、基材との密着性が向上する。
　また、バインダを用いることにより、繊維構造物への導電性高分子の担持が容易となるとともに、電極部材を繰り返し洗濯後の表面抵抗の上昇も抑制できる。
　バインダとしては、熱硬化性樹脂であってもよいし、熱可塑性樹脂であってもよい。例えば、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレート、ポリエチレンナフタレート等のポリエステル；ポリイミド；ポリアミドイミド；ポリアミド６、ポリアミド６，６、ポリアミド１２、ポリアミド１１等のポリアミド；ポリフッ化ビニリデン、ポリフッ化ビニル、ポリテトラフルオロエチレン、エチレンテトラフルオロエチレンコポリマー、ポリクロロトリフルオロエチレン等のフッ素樹脂；ポリビニルアルコール、ポリビニルエーテル、ポリビニルブチラール、ポリ酢酸ビニル、ポリ塩化ビニル等のビニル樹脂；エポキシ樹脂；キシレン樹脂；アラミド樹脂；ポリイミドシリコーン；ポリウレタン；ポリウレア；メラミン樹脂；フェノール樹脂；ポリエーテル；アクリル樹脂及びこれらの共重合体等が挙げられる。　これらバインダは、有機溶剤に溶解されていてもよいし、スルホン酸基やカルボン酸基などの官能基が付与されて水溶液化されていてもよいし、乳化など水に分散されていてもよい。
　バインダ樹脂の中でも、容易に混合できることから、ポリウレタン、ポリエステル、アクリル樹脂、ポリアミド、ポリイミド、エポキシ樹脂、ポリイミドシリコーンのいずれか１種以上が好ましい。
　使用する溶媒は、導電性高分子、およびバインダが安定して分散するものであれば制限されるものではないが、水、または水とアルコールの混合溶液が好適に使用できる。ＰＥＤＯＴ／ＰＳＳ等のポリチオフェン系導電性高分子を使用する場合、水とエタノールの混合溶媒とすることが好ましい。
　電極１０１に使用する繊維構造物の形態としては、織物、編物および不織布が挙げられる。繊維構造物に含浸させる導電性樹脂の量が不足すると、繰り返し使用での洗濯耐久性が得られなくなるため、繊維構造物の目付けは、５０ｇ／ｍ２以上３００ｇ／ｍ２以下であることが好ましい。５０ｇ／ｍ２より小さいと、導電性樹脂の含浸量が少なくなり、洗濯耐久性が得られない。３００ｇ／ｍ２より大きいと実質目付けが大きく、着用感が劣る原因となる。より好ましくは、６０ｇ／ｍ２以上２５０ｇ／ｍ２以下である。繊維構造物の厚みは、０．２ｍｍ以上２．０ｍｍ以下であることが好ましい。厚みが０．２ｍｍ未満では、生地が薄過ぎるため実質目付けが小さくなり、導電性樹脂の含浸量が少なくなる。厚みが２．０ｍｍを超えると、厚過ぎて着用感が劣る原因となる。より好ましくは０．３ｍｍ以上１．５ｍｍ以下である。　
　電極１０１の大きさや形状については、生体信号が検出できれば特に規定されるものではなく、タテ、ヨコの長さは各２ｃｍ以上、２０ｃｍ以下であることが好ましい。電極１０１のタテ、ヨコの長さが各２ｃｍ以下であると、電極の面積が小さ過ぎるため、運動時などに生地が動く際に電極もずれ易く、ノイズを拾い易くなる。２０ｃｍ以上であると実質信号検出に必要のない大きさであると共に、電極の面積が大き過ぎるため、隣接する電極との間隔が小さく、ショートなどトラブルの原因になり易い。より好ましくは、タテ、ヨコの長さが各２．５ｃｍ以上、１８ｃｍ以下であることが好ましい。
　また、良好な心電波形を継続的に得るためには、電極１０１が皮膚に接触し、貼り付いた状態を保持する必要がある。電極１０１を皮膚に継続して貼り付けておくためには、繊維構造物を構成する生地の柔軟性が必要となるため、繊維構造物は、織物、編物、不織布が好ましく、より好ましくは、より柔軟性の高い編物である。
　さらに、編物に代表される繊維構造物の組織、製造方法は特に限定される物では無いが、電極として汗等の水分を保持する形状が好ましく、編物では多層構造編地が好ましく使用出来る。その例として、ダブルラッセル組織、ダンボール組織、リバーシブル組織、スムース組織、フライス組織、裏毛組織等が上げられるが、これに限定される物ではない。
　本発明の電極１０１に用いる織編物は、導電性樹脂の繊維構造物への担持ならびに高導電性の観点から、複数の単繊維から構成されるマルチフィラメント糸を含んでいることが好ましい。マルチフィラメント糸の繊度は特に限定はされないが、繊維構造物としての特性を活かす観点から、３０ｄｔｅｘから４００ｄｔｅｘであることが好ましい。織編物中のマルチフィラメント糸の混率は、性能に影響がない範囲であれば、特に限定されないが、混率は高い方が導電性、耐久性の観点から好ましく、より好ましくは５０％以上１００％以下である。
　織編物に使用されるマルチフィラメント糸の素材は、例えばポリエチレンテレフタレート、ポリトリメチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレートなどのポリエステル系合成繊維、ナイロンなどのポリアミド系合成繊維などを使用することができる。また、酸化チタン等の添加物を配合したものを使用してもよいし、吸湿性向上等の機能性付与のためにポリマー改質した繊維も使用してもよい。また、マルチフィラメントを構成する単繊維単位の断面形状も規定されるものではなく、丸形、三角形、八葉形、扁平形、Ｙ形に代表される様々な異形断面糸も使用することができる。さらに、非弾性糸として、粘度が異なるポリマーからなる芯鞘またはサイドバイサイド型の複合糸を使用することもできる。さらにまた、これらの原糸に仮撚加工を施した仮撚加工糸を用いても良い。さらには、ポリアクリルニトリル、ポリプロピレンなどの合成繊維、レーヨン、ポリノジック、キュプラなどの再生繊維、アセテート、トリアセテートなどの半合成繊維を使用することができる。
　本発明に係る繊維構造物は、繊維表面および繊維間の空隙へ導電性樹脂を担持させる観点から、単繊維の繊維径が０．２ｄｔｅｘ以下のマルチフィラメントを含むことが好ましい。０．２ｄｔｅｘ以下の単繊維マルチフィラメントの繊維構造物に占める混率は、性能に影響がない範囲であれば特に限定されないが、混率は高い方が導電性、耐久性の観点から好ましく、より好ましくは５０％以上１００％以下である。さらに、単繊維の本数が多いほど複数の単繊維から構成される空隙、すなわち導電性樹脂が担持される部位が再分化されることで導電性樹脂の繊維構造物への担持性が高くなり、かつ、繊維径が細くなることで再分化されても導電性樹脂の連続性が保持されるため、優れた高導電性および洗濯耐久性が得られるようになる。好ましくは、人工皮革やアウター素材などに用いられる繊維径が５μｍ以下のマイクロファイバーを用いることが好ましく、より好ましくは、近年、スポーツ衣料、ブラジャー、ゴルフグローブなどの内張りに、滑り止めを目的に使用されている繊維径１０ｎｍ以上５０００ｎｍ以下のナノファイバー、特に繊維径１０ｎｍ以上１０００ｎｍ以下のナノファイバーを用いることがより好ましい。ナノファイバーとしては、“ナノアロイ（登録商標）”繊維から作製されるナノファイバーステープル糸集合体、エレクトロスピニング方式などにより作製されるモノフィラメント糸の集合体など既知の方法で作製されたナノファイバーを含む繊維構造物が好適に利用できるが、ナノファイバーのマルチフィラメント糸を含む繊維構造物がより好ましい。ナノファイバーのマルチフィラメント糸は既知の複合紡糸方式などにより作製できる。一例としては、特開２０１３－１８５２８３号公報に例示された複合口金を用いた複合繊維を脱海した、繊維径のバラツキが小さいナノファイバーマルチフィラメント糸が有効に利用できるがこれらに限定されるものではない。
　また、本発明に使用する電極１０１は導電性物質を含む繊維構造物の片面に、樹脂層が積層されてなることが好ましい。生体電極への適応を考えると、電極１０１に用いる繊維構造物の肌側と接する面の裏面側に樹脂層が積層されることが好ましい。生体信号を検出する際、電極１０１が乾燥してしまうと、安定して生体信号を検出することが困難になる。したがって、ある程度電極１０１を湿潤状態に保つ必要があり、電極１０１の片面を樹脂層で覆うことで、乾燥を防ぎ、導電性を安定して得ることができる。さらに、電極１０１の片面を樹脂層で覆うことで、洗濯時に脱落する導電性樹脂を軽減することができ、洗濯耐久性を大幅に抑制できるようになる。
　樹脂層を構成するポリマーの種類、形状は、湿度コントロールが可能なものであればよく、特に限定されるものではないが、透湿層であることが好ましい。完全に湿気の移動を遮断すると、蒸れ感が強くなり、着用時の不快感に繋がるほか、かぶれなどの原因にも繋がる。透湿層としては、ＰＴＦＥ（ポリテトラフルオロエチレン）多孔膜、親水性のポリエステル樹脂、ポリウレタン樹脂など親水性エラストマーからなる無孔膜、ポリウレタン樹脂微多孔膜など、既知の膜、フィルム、積層物、樹脂などをコーティング、ラミネート方式で積層した形態が挙げられるがこれらに限定されるものではない。基材である繊維構造物への追随性の観点から、透湿層は、伸縮性を有するポリウレタン樹脂微多孔膜をラミネートにより積層接着したものが好ましい。更に、透湿性を向上させるために、片面に樹脂層を積層した繊維構造物に、パンチング機やミシンを用いて微多孔を形成しても良い。
　本発明に用いる電極１０１は、ＪＩＳ　Ｌ０２１７（２０１２）１０３法での洗濯法による２０回の繰り返し洗濯後の表面電気抵抗値が１×１０6Ω以下であることが好ましい。１×１０6Ωを超えると、電気信号のノイズが大きくなり、精密な測定が困難となる。なお、乾燥状態の表面電気抵抗値が１×１０6Ωより大きい電極１０１であっても、生体検出衣料１００として着用される際、電極１０１に水道水や汗等の電解質を含む液体が含浸されると、実質的な表面電気抵抗値が１×１０6Ω以下まで低減される場合には測定が可能となる。本発明の生体信号検出衣料１００は、一般家庭にも広く使用されることが期待されるが、実着用を考慮すると、洗濯２０回後までは生体信号の検出が可能であることが好ましい。
　本発明の生体信号検出衣料１００では、電極１０１で得た生体信号を測定装置１０２に送信する配線部１０３（１０３ａ、１０３ｂ、１０３ｃ）が必要となる。配線部１０３は、衣料本体部１０４に導電性樹脂をプリントする方法や導電性樹脂のフィルムをラミネートする方法、更に電気導電性を有する繊維や金属線により形成されることが好ましい。
　衣料本体部１０４の所定位置に導電性樹脂をプリントすることにより配線部１０３を形成する場合、使用する導電性樹脂は、導電性を有する樹脂であれば特に限定はないが、前述の電極１０１で使用する導電性樹脂が例示できるほか、カーボンブラック、カーボンナノチューブ、金属微粒子、またはこれらの混合物をアクリルやエポキシ等の接着樹脂に混合したものを使用できる。導電性樹脂は、スクリーンプリントやロータリープリントなどにより、衣料本体部１０４の配線を形成する所定位置に、配線状にプリントすれば良い。
　電気導電性が得られる繊維により配線部１０３を形成する場合、導電性繊維としては、カーボンブラックをポリエステルやナイロンの芯や鞘の一部に繊維の長さ方向に複合配置した導電性繊維、銀、アルミまたはステンレス鋼を含む金属類をポリエステルやナイロン繊維にコーティングした金属コーティング糸を用いれば良い。樹脂繊維への金属類のコーティングの方法については、銀、アルミ、またはステンレス鋼等の微粉末を分散させた溶液にナイロンやポリエステル繊維を走行させ、繊維を金属粉末で被覆した後に、加熱ヒータにより、熱セットする方法や、ナイロンやポリエステル繊維で筒編を作製し、銀、アルミ、またはステンレス鋼を分散させた溶液に投入し、加熱により、繊維に固着させた後、編地から繊維を解く、ニットデニット法が用いられる。また用いるテンレス鋼については、特に人体に与える刺激の小さいサージカルステンレス（ＳＵＳ３１６Ｌ）を用いることが好ましい。更に、金属線により配線部１０３を形成する場合、ステンレス線や銅線を絶縁性のビニールで被覆される金属線を用いることができる。
　導電性樹脂をプリントすることにより配線部１０３を形成する場合、繰り返し着脱や運動による生地の伸縮により、衣料本体部１０４にプリントされた導電性樹脂に亀裂が入り断線するおそれがあり、耐久性面で問題がある。金属線により配線１０３を形成する場合、金属線破断時や、金属線末端の処理に不備がある場合、金属線が身体に刺さるおそれがあり、安全面で問題が残る。配線部１０３は導電性繊維により形成されることが好ましく、配線部１０３は、繊維を導電性の優れる銀、アルミまたはステンレス鋼によりコーティングした導電性繊維を用いることがより好ましい。
　導電性繊維を衣料本体部１０４に取り付ける方法は特に限定されず、ミシンを用いて導電性繊維を衣料本体部１０４の生地に縫い込んだり、接着樹脂を用いて生地に貼り付けても良いし、ホットメルト接着剤を片面に付与した導電性繊維からなるフィルムを用いて熱接着により貼り付けても良い。
　導電性繊維や導電性樹脂のプリント等により形成される配線部１０３は、衣料本体部１０４の表面（皮膚に密着しない面）に配置することが好ましい。表面に配線することで、配線部１０３は皮膚に直接接触せず、電極１０１が検出した生体信号に配線部１０３が取得したノイズが混入することがなく、精度よく生体信号を測定することが可能となる。
　導電性繊維を衣料本体部１０４に取り付ける方法としては、ミシンを用いた縫製において、導電性繊維を下糸に、通常のミシン糸を上糸に用いて、生地の裏面を上に向けて縫製することがより好ましい。これにより、衣料本体部１０４の皮膚と密着しない表面側に導電性繊維が主として露出する。更に、導電性繊維の縫い付け方としては、衣料本体部１０４に導電性繊維を千鳥状に縫い付けることが好ましい。導電性繊維を千鳥状に縫い付けることで、生地の伸縮時も、縫い糸部分が動くことが可能となり、生地に追従するため、ストレッチ性を阻害しない。
　本発明の生体信号検出衣料１００では、これらの導電性繊維構造物からなる電極１０１と配線部１０３とを接続すれば分極を抑制できるため、微弱な生体信号の検出に好ましいだけでなく、腐食（電蝕）も抑制できるため、長期間の連続的利用が可能となる。電極１０１と配線部１０３とを接続する方法は、特に限定されるものではないが、衣料本体部１０４に配置した電極１０１上に縫製にて導電性繊維で縫い付けて配線部１０３を形成する方法や、導電性樹脂をプリントして配線部１０３を形成する際に、電極１０１に重ねてプリントする方法、また、導電性樹脂フィルムの片面にホットメルト接着剤を付与し、電極１０１上に該フィルムを熱圧着して配線部１０３を形成する方法などがあげられる。
　本発明の配線部１０３は、電極１０１から得た生体信号を測定装置１０２に感度良く伝達することが必要とされるため、配線部１０３については、衣料本体部１０４上に露出する配線部１０３を、防水性の電気的絶縁性部材により被覆し、身体１や外気と絶縁することが好ましい。本絶縁により、多量の発汗時や降雨時にも、良好な生体信号の測定が可能となる。防水性の電気的絶縁性部材としては、ホットメルト接着剤を片面に付与した防水性フィルムが好ましく用いられ、特に着脱や運動時の生地の追従性を阻害しない点で、伸縮性に優れるポリウレタン系のフィルムであることが好ましい。配線部１０３を被覆する方法としては、配線部１０３を衣料本体部１０４に取りつけた後、配線部１０３を完全に被覆する形で、衣料本体部１０４の生地の両面から、ホットメルト接着剤を付与した防水性の電気的絶縁性部材をアイロンやプレス機で熱圧着させる方法が好ましく用いられる。
　図２は、図１に示す生体信号検出衣料１００のＡ－Ａ’線での断面図である。図２に示す配線１０３ａは、導電性繊維または金属線を衣料本体部１０４に縫い付けて形成されたものである。図２に示すように、配線部１０３ａを形成する導電性繊維または金属線は、衣料本体部１０４の表面側および裏面側に露出しているため、防水性の電気的絶縁性部材１０５ａにより両面を被覆することが好ましいが、少なくとも皮膚に接触する側に露出する配線部１０３ａを電気的絶縁性部材１０５ａにより被覆すれば、配線部１０３ａからのノイズを除去して安定的に生体信号を検出することができる。配線部１０３ｂ、１０３ｃの露出部についても、配線部１０３ａと同様に電気的絶縁性部材１０５ｂ、１０５ｃにより被覆される。これにより、多量の発汗時や降雨時にも、良好な生体信号の測定が可能となる。なお、導電性樹脂を衣料本体部１０４の表面または裏面にプリントして配線部１０３を形成する場合、導電性樹脂をプリントした面のみ電気的絶縁性部材１０５で被覆すればよい。
　また、電極１０１を取り付けている衣料本体部１０４の表面（皮膚に接着しない面）も、配線部１０３の被覆に使用する防水性の電気的絶縁性部材１０５で被覆することが好ましい。電極１０１が配置される衣料本体部１０４の表面を被覆することで、降雨時の生地表面からの水の浸み込みを抑制することができる。
　また、防水性の電気的絶縁性部材１０５からなるシートの片面の一部に、導電性樹脂を連続的に積層し、防水性の電気的絶縁性部材１０５の導電性樹脂が積層された面を衣料本体部１０４と張り合わせることにより、配線部１０３を形成してもよい。前述の通り、生地に導電性樹脂をプリントした場合は、生体信号検出衣料１００の繰り返しの着脱や運動による生地の伸縮により、導電性樹脂に亀裂が入り断線するおそれがあるが、防水性の電気的絶縁性部材１０５に導電性樹脂を積層して配線部１０３とした場合、防水性の電気的絶縁性部材１０５は生地のように空隙がなく、伸縮性も劣るため、伸縮しても導電性樹脂層に亀裂が入り難く、配線部１０３として安定的に使用することが可能となる。
　本発明の生体信号検出衣料１００では、１つの電極１０１、測定装置１０２、および電極１０１と測定装置１０２を導通接続する配線部１０３によって導通接続系統を構成する。導通接続系統が、撥水性かつ絶縁性の構造で互いに分離されるようにすることが好ましい。導通接続系統を互いに分離することにより、衣料本体部１０４に汗等の電解液がしみこんでも短絡することがなく、運動時の多量に発汗するような場合や降雨時でも安定して生体信号を測定することができる。
　図３は、本発明の実施の形態の変形例にかかる生体信号検出衣料１００Ａの模式図である。図３（ａ）は、生体信号検出衣料１００Ａを着用時の前面側の概略図であり、図３（ｂ）は、図３（ａ）の生体信号検出衣料１００ＡのＢ－Ｂ’線での断面図である。図３に示すように、変形例に係る生体信号検出衣料１００Ａは、電極１０１、測定装置１０２および配線部１０３によって構成される３つの導通接続系統１１０、すなわち、電極１０１ａ、測定装置１０２および配線部１０３ａからなる導通接続系統１１０ａ、電極１０１ｂ、測定装置１０２および配線部１０３ｂからなる導通接続系統１１０ｂ、電極１０１ｃ、測定装置１０２および配線部１０３ｃからなる導通接続系統１１０ｃが存在する。３つの導通接続系１１０は、撥水性かつ絶縁性の構造１２０で互いに分離されている。撥水性かつ絶縁性の構造１２０は、電極１０１ａ、および配線部１０３ａを生体信号検出衣料１００Ａの他の部分と分離する構造１２０ａと、電極１０１ｂ、および配線部１０３ｂを他の部分と分離する構造１２０ｂとからなり、撥水性かつ絶縁性の構造１２０ａおよび１２０ｂにより、３つの導通接続系統１１０ａ、１１０ｂおよび１１０ｃが互いに分離されている。図３（ｂ）に示すように、撥水性かつ絶縁性の構造１２０は、衣料本体部１０４の生地を厚さ方向に縦断するように設けられるため、短絡を防止して、安定して生体信号を測定することができる。撥水性かつ絶縁性の構造１２０を、衣料本体部１０４の生地内部に形成する場合、縫製により前述の防水性の電気的絶縁性部材１０５からなる繊維を縫い合わせれば良い。
　撥水性かつ絶縁性の構造１２０は、衣料本体部１０４の生地の表面に形成してもよく、かかる場合は、前述した防水性の電気的絶縁性部材１０５のシートを、衣料本体部１０４の両面に貼り付ければよい。
　なお、導通接続系統１１０が２つの場合、ならびに３つ以上の場合でも、撥水性かつ絶縁性の構造１２０により導通接続系統１１０を互いに分離すればよい。
　本発明の生体信号検出衣料１００、１００Ａでは、ノイズの少ない信号を得るために、衣料本体部１０４に配置した電極１０１を身体１に密着させる必要があり、電極１０１の身体１への着圧が少なくとも、０．１ｋｐａ以上、２．０ｋｐａ以下の圧力で電極１０１を身体１に密着させることが好ましい。２．０ｋｐａより大きい場合、信号は良好に取れるものの、着圧が大きく、着用感が苦しくなり、０．１ｋｐａ以下では動作時に、電極が皮膚から離れ、良好な信号が得られなくなる。より好ましくは、０．５ｐａ以上、１．５ｐａ以下である。
　本着圧を実現するためには、衣料本体部１０４が織編物からなり、該織編物の縦方向あるいは横方向のどちらか一方の６０％伸長時の応力が０．５Ｎ以上１５Ｎ以下であることが好ましい。着圧は生地のストレッチ特性と縫製サイズから調整することができるが、０．５Ｎより小さいと縫製サイズを小さくして前述の着圧範囲を実現したとしても、動作時に生地が伸びた場合、生地が薄くなり破れの原因となる。１５Ｎを超えると、縫製サイズを大きくして前述の着圧範囲を実現したとしても、動作時にそれ以上生地が伸び難く、動作性が悪化する原因となる。より好ましくは、１．０Ｎ以上１０Ｎ以下である。
　本着圧を実現するためには、電極１０１を取り付ける衣料本体部１０４が弾性糸と非弾性糸からなる織編物であることが好ましい。弾性糸と非弾性糸からなる織編物は、生地のストレッチ特性に優れており、上記の着圧を実現することができる。
　弾性経編地に適用する弾性糸の素材は特に限定されるものではなく、例えばポリウレタン弾性繊維、ポリエーテル・エステル弾性繊維、ポリアミド弾性繊維、ポリオレフィン弾性繊維、もしくは、天然ゴム、合成ゴム、半合成ゴムからなる糸状のいわゆるゴム糸、合成繊維にゴムをデッピングしたり、コーティングした特殊繊維などを使用することができる。このうち、一般の弾性経編地に広く利用されており、編立性が良好で、製品とした時に優れた伸度および回復特性を発揮するポリウレタン弾性繊維が特に好適である。
　また、弾性経編地に適用する非弾性糸の素材も特に限定されるものではないが、例えばポリエチレンテレフタレート、ポリトリメチレンテレフタレート、ポリブチレンテレフタレートなどのポリエステル系合成繊維、ナイロンなどのポリアミド系合成繊維などを使用することができる。また、非弾性糸の素材として、前述した繊維に酸化チタン等の添加物を含ませたものを使用してもよいし、吸湿性向上等の機能性付与のためにポリマー改質した繊維も使用してもよい。また、非弾性糸の単繊維単位の断面形状も規定されるものではなく、丸形、三角形、八葉形、扁平形、Ｙ形に代表される様々な異形断面糸も使用することができる。さらに、非弾性糸として、粘度が異なるポリマーからなる芯鞘またはサイドバイサイド型の複合糸を使用することもできる。また、これらの原糸に仮撚加工を施した仮撚加工糸を用いても良い。さらには、ポリアクリルニトリル、ポリプロピレンなどの合成繊維、レーヨン、ポリノジック、キュプラなどの再生繊維、アセテート、トリアセテートなどの半合成繊維、綿、麻、羊毛、絹などの天然繊維などを要求特性に合わせて使用すれば良い。このように、非弾性糸としては、用途に応じて最適な素材を適宜選定すれば良い。
　弾性糸と非弾性糸を用いる織編物について、織方や編方については特に限定されるものではなく、前述の着圧を実現できれば良い。例えば、織物の場合、芯に弾性糸、鞘に非弾性糸をカバーリングしたカバーリング糸を経糸、緯糸に用いて平織りやツイル組織に製織する方法や、丸編の場合は、該カバーリング糸を天竺組織やスムース組織に編成する方法や、非弾性糸と弾性糸を引き揃えて編成するベア天竺編やベアスムース編などを用いることが出来る。経編の場合は、フロントの筬に非弾性糸、バックの筬に弾性糸に用いて、フロントの組織を１０／０１、バックの組織を０１／１０に編成するダブルデンビー組織や、フロントの組織を１０／２３、バックの組織を０１／１０に編成するハーフ組織で編成すれば良い。より好ましくは、生地の伸縮性に優れ、運動時にも生地がスムーズに伸縮して着圧の乱れが少ない、インナーやスポーツアンダーに好適な、丸編や経編を採用すれば良い。特に前述の着圧を安定して得るには、前述の丸編のベア天竺編や経編のハーフ組織が好ましい。
　本発明の生体信号検出衣料１００、１００Ａに使用する測定装置１０２は、コネクタを介して衣料本体部１０４と着脱および接続することが好ましい。また、測定装置１０２を衣料から取り外すことで、洗濯することが可能となる。コネクタとしては、特に限定されるものではなく、一般的にコードの接続に使用されるソケットなどを用いても良いが、測定装置１０２を衣料本体部１０４に同時に固定することができる複数の金属性ドットボタンを使用することがより好ましい。
　測定装置１０２は、モバイル端末やパーソナルコンピュータと通信によりデータを転送する機能を有することが好ましい。本機能により、例えば、パソコン内に簡便にデータを取得、蓄積し、解析することも可能となる。また、測定装置１０２は、無線通信によりモバイル端末やパーソナルコンピュータと通信することが特に好ましい。無線通信により、通信のためにユーザを拘束する必要がなくなる。
　図４に、本発明の実施の形態にかかる生体信号検出衣料１００、１００Ａで使用する測定装置１０２の概略をブロック図により示す。図４に示すように、測定装置１０２は、電極１０１が測定した生体信号の処理を行う信号処理部１０２ａと、信号処理部１０２ａが処理した生体信号データを記憶するデータ記憶部１０２ｂと、生体信号データをモバイル端末やパーソナルコンピュータと、有線または無線で通信する通信部１０２ｃと、各部を制御する制御部１０２ｄとを備える。生体信号を送信する配線部１０３と測定装置１０２は、コネクタ１０６を介して接続されている。測定装置１０２をかかる構成とすることにより、パソコン内に簡便にデータを取得、蓄積し、解析することが可能となる。
　このように、本発明にかかる生体信号検出衣料により、生体信号、とりわけ心電信号を衣服の形態で検出することを実現し、日常生活活動を阻害せずに長時間連続的に心電図等の計測が可能となる。
　次に、本発明の生体信号検出衣料について、実施例を参照して詳細に説明するが、本発明の生体信号検出衣料はこれらの実施例に限定されるものではない。
　（１）伸びに対する伸長力
　衣料本体部に使用する生地の伸びに対する伸長力については、ＪＩＳ　Ｌ１０９６Ａ法を応用して測定した。すなわち、幅５．０ｃｍ×長さ１５ｃｍの試験片をタテあるいはヨコ方向に３枚採取し、自記録装置付定速伸長形引張試験機を用い、カットストリップ法で、つかみ間隔（元の印間）７．６ｃｍ、初荷重２９ｍＮ、引張速度２０ｃｍ／ｍｉｎで、伸び率８０％まで引き伸ばし、応力－歪み曲線を描き、ひずみ率６０％に対する応力すなわち伸長力を求め、それぞれ平均値を算出し、小数点以下１桁に丸めた。
　（２）繊度
　海島型複合繊維は、布帛を水酸化ナトリウム３質量％水溶液（７５℃、浴比１：３０）に浸漬することで易溶解成分を９９％以上溶解除去した後、糸を分解し、極細繊維からなるマルチフィラメントを抜き出し、この１ｍの質量を測定し、１００００倍することで繊度を算出した。これを１０回繰り返し、その単純平均値の小数点第２位を四捨五入した値を繊度とした。
　その他の繊維については、糸を分解し、マルチフィラメントを抜き出し、この１ｍの重量を測定し、１００００倍することで繊度を算出した。これを１０回繰り返し、その単純平均値の小数点第２位を四捨五入した値を繊度とした。
　（３）繊維径
　得られたマルチフィラメントをエポキシ樹脂で包埋し、Ｒｅｉｃｈｅｒｔ社製ＦＣ・４Ｅ型クライオセクショニングシステムで凍結し、ダイヤモンドナイフを具備したＲｅｉｃｈｅｒｔ－Ｎｉｓｓｅｉ　ｕｌｔｒａｃｕｔ　Ｎ（ウルトラミクロトーム）で切削した後、その切削面を（株）キーエンス製ＶＥ－７８００型走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）にて、ナノファイバーは５０００倍、マイクロファイバーは１０００倍、その他は５００倍で撮影した。得られた写真から無作為に選定した１５０本の極細繊維を抽出し、写真について画像処理ソフト（ＷｉｎＲＯＯＦ）を用いて全ての外接円径（繊維径）を測定した。
　（４）マルチフィラメントの繊維径および繊維径バラツキ（ＣＶ％（Ａ））
　前述した繊維径の平均繊維径および繊維径標準偏差を求め、下記式に基づき繊維径ＣＶ％（変動係数：Ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ　ｏｆ　Ｖａｒｉａｔｉｏｎ）を算出した。以上の値は全て３ヶ所の各写真について測定を行い、３ヶ所の平均値とし、ｎｍ単位で小数点１桁目まで測定し、小数点以下を四捨五入するものである。
　繊維径バラツキ（ＣＶ％（Ａ））＝（繊維径標準偏差／平均繊維径）×１００　　　
　（５）異形度および異形度バラツキ（ＣＶ％（Ｂ））
　前述した繊維径と同様の方法で、マルチフィラメントの断面を撮影し、その画像から、切断面に外接する真円の径を外接円径（繊維径）とし、さらに、内接する真円の径を内接円径として、異形度＝外接円径÷内接円径から、小数点３桁目までを求め、小数点３桁目以下を四捨五入したものを異形度として求めた。この異形度を同一画像内で無作為に抽出した１５０本の極細繊維について測定し、その平均値および標準偏差から、下記式に基づき異形度バラツキ（ＣＶ％（Ｂ）（変動係数：Ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ　ｏｆ　Ｖａｒｉａｔｉｏｎ））を算出した。この異形度バラツキについては、小数点２桁目以下は四捨五入する。
異形度バラツキ（ＣＶ％（Ｂ））＝（異形度の標準偏差／異形度の平均値）×１００（％）
　（６）樹脂付着量
　標準状態（２０℃×６５％ＲＨ）での導電性高分子分散液の塗布前後の試験布である繊維構造体の質量変化により樹脂付着量を測定した。計算式は下記の通りである。
樹脂付着量（ｇ／ｍ２）＝（加工後の試験布質量（ｇ）－加工前の試験質重量（ｇ））／試験布の分散液を塗布した面積（ｍ２）
　（７）表面抵抗
　１０ｃｍ×１０ｃｍの電極を試験片として、高質発泡スチロールの上に乗せ、表面抵抗値（Ω）を、抵抗計（三菱アナリテック四探針抵抗計Loresta-AX　ＭＣＰ-T370）を用いて２０℃、４０％ＲＨ環境下で測定した。
　（８）洗濯耐久性
　１０ｃｍ×１０ｃｍの電極を試験片として、ＪＩＳ　Ｌ０２１７（２０１２）１０３法に準拠した方法で、２０回繰り返し法による洗濯後の表面抵抗値を測定した。洗濯機は、全自動洗濯機（National　NA-F50Z8）を使用した。
　（９）通気度
　電極の通気性は、ＪＩＳ　Ｌ１０９６（織物および編物の生地試験方法）（１９９９）通気性Ａ法（フラジール形法）に準じて測定した。
　（１０）剛軟度
　電極の剛軟度は、ＪＩＳ　Ｌ１０９６（織物および編物の生地試験方法）（１９９９）剛軟度Ａ法（４５°カンチレバー法）に準じて測定した。
　本発明の生体信号検出衣料に使用する電極、衣料本体部、配線部および電気的絶縁性部材の製造例および実施例について説明する。
電極の製造例
［製造例１］
　島成分がポリエチレンテレフタレート、海成分がポリエステルの酸成分としてテレフタル酸と５－ナトリウムスルホイソフタル酸の共重合体からなるアルカリ熱水可溶型ポリエステルの７５Ｔ－１１２Ｆ（海島比率３０％：７０％、島数１２７島／Ｆ）のナノファイバーと２２Ｔ－２４Ｆの高収縮糸を混繊した１００Ｔ－１３６Ｆのポリエステルナノファイバー混繊糸を用いて、スムース組織で丸編物を製編した。次いで、布帛を水酸化ナトリウム３質量％水溶液（７５℃、浴比１：３０）に浸漬することで易溶解成分を除去し、ナノファイバーと高収縮糸の混繊糸使い編物を得た。得られた繊維構造物としての編物に、水とエタノールの混合溶媒（水４４ｗｔ％、エタノール５０ｗｔ％）に、導電性高分子としてＰＥＤＯＴ／ＰＳＳを１．０ｗｔ％、バインダとしてアクリル系熱硬化性樹脂を５．０ｗｔ％を分散した分散液を、既知のグラビアコーティング法で薬剤塗布量が１５ｇ／ｍ２になるように塗布して電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例２］
　高収縮糸を２２Ｔ－２４Ｆから３３Ｔ－６Ｆに変更し、ナノファイバーを７５Ｔ－１１２Ｆ（海島比率３０％：７０％、島数１２７島／Ｆ）と混線した１１０Ｔ－１１８Ｆのポリエステルナノファイバー混繊糸としたこと以外は、製造例１と同じ処理を行って電極を製造した。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例３］
　布帛構造を編物から平織物に変更したこと以外は、製造例１と同じ処理を行って電極を製造した。使用した材料の特性を表１に示す。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例４］
　２２Ｔ－２４Ｆの高収縮糸を使用せず、７５Ｔ－１１２Ｆ（海島比率３０％：７０％、島数１２７島／Ｆ）のポリエステルナノファイバー単独糸に変更したこと以外は、製造例１と同じ処理を行って電極を製造した。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例５］
　２２Ｔ－２４Ｆの高収縮糸を使用せず、７５Ｔ－１１２Ｆ（海島比率３０％：７０％、島数１２７島／Ｆ）を１００Ｔ－３０Ｆ（海島比率３０％：７０％、島数２０４８島／Ｆ）のポリエステルナノファイバー単独糸に変更したこと以外は、製造例１と同じ処理を行って電極を製造した。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例６］
　２２Ｔ－２４Ｆの高収縮糸を使用せず、７５Ｔ－１１２Ｆ（海島比率３０％：７０％、島数１２７島／Ｆ）を１２０Ｔ－６０Ｆ（海島比率５０％：５０％、島数２０４８島／Ｆ）のポリエステルナノファイバー単独糸に変更したこと以外は、製造例１と同じ処理を行って電極を製造した。使用した材料および得られた電極の特性を表１に示す。
［製造例７］
　２２Ｔ－２４Ｆの高収縮糸を使用せず、７５Ｔ－１１２Ｆ（海島比率３０％：７０％、島数１２７島／Ｆ）の三角断面のポリエステルナノファイバー単独糸に変更したこと以外は、製造例１と同じ処理を行って電極を製造した。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例８］
　２２Ｔ－２４Ｆの高収縮糸を使用せず、７５Ｔ－１１２Ｆ（海島比率３０％：７０％、島数１２７島／Ｆ）を６６Ｔ－９Ｆ（海島比率２０％：８０％、島数７０島／Ｆ）のマイクロファイバーの織物に変更したこと以外は、製造例１と同じ処理を行って電極を製造した。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例９］
　４．２ｄｔｅｘ、長さ５１ｍｍ、島成分がポリエチレンテレフタレート、海成分がポリスチレンからなる高分子配列体繊維（海島比率５７％：４３％、島数１６島）を用いて形成したニードルパンチ不織布に、ポリウレタンを含浸付与し、湿式凝固を実施した。ポリウレタンの含有率はポリエチレンテレフタレートの質量に対し、４９％であった。これをトリクロロエチレンに漬け、マングルで絞りポリスチレン成分を除去し、単糸繊度０．１５ｄｔｅｘの極細繊維を得た。バフィングｍ／ｃにて立毛処理、染色加工を実施した不織布を得た。次いで、製造例１と同じく、得られた繊維構造物としての不織布に、水とエタノールの混合溶媒に、導電性高分子としてＰＥＤＯＴ／ＰＳＳ、バインダとしてアクリル系熱硬化性樹脂を分散した分散液を、既知のグラビアコーティング法で薬剤塗布量が１５ｇ／ｍ２になるように塗布して電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例１０］
　２２Ｔ－２４Ｆの高収縮糸を使用せず、７５Ｔ－１１２Ｆ（海島比率３０％：７０％、島数１２７島／Ｆ）を８４Ｔ－３６Ｆ（染色試験用ポリエステル繊維布　(株)色染社製）のポリエステルファイバー織物に変更した以外は、製造例１と同じ処理を行って電極を製造した。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例１１］
　５６Ｔ－２４Ｆのポリエステルファイバーとポリウレタン糸を混繊した混繊糸を用いて、丸編物を製編した。次いで、布帛を水酸化ナトリウム０．０６質量％と界面活性剤０．０５質量％の混合水溶液（８０℃、浴比１：３０）に浸漬することで原糸油剤や汚れを除去した。得られた繊維構造物としての編物に、製造例１と同様にして、導電性高分子の分散液を塗布して電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例１２］
　７８Ｔ－２４Ｆのナイロンファイバー単独糸を用いて、丸編物を製編した。次いで、布帛を水酸化ナトリウム０．０６質量％と界面活性剤０．０５質量％の混合水溶液（８０℃、浴比１：３０）に浸漬することで原糸油剤や汚れを除去した。得られた繊維構造物としての編物に、製造例１と同様にして、導電性高分子の分散液を塗布して電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例１３］
　島成分がポリエチレンテレフタレート、海成分がポリエステルの酸成分としてテレフタル酸と５－ナトリウムスルホイソフタル酸の共重合体からなるアルカリ熱水可溶型ポリエステルの７５Ｔ－１１２Ｆ（海島比率３０％：７０％、島数１２７島／Ｆ）のナノファイバーと２２Ｔ－２４Ｆの高収縮糸を混繊した１００Ｔ－１３６Ｆのポリエステルナノファイバー混繊糸を用いて、丸編物を製編した。次いで、布帛を水酸化ナトリウム３質量％水溶液（７５℃、浴比１：３０）に浸漬することで易溶解成分を除去し、ナノファイバーと高収縮糸の混繊糸使い編物を得た。得られた編物の裏面に、既知の方法でポリウレタン樹脂微多孔膜をラミネート加工し、表面に、水とエタノールの混合溶媒に、導電性高分子としてＰＥＤＯＴ／ＰＳＳ、バインダとしてアクリル系熱硬化性樹脂を分散した分散液を、既知のグラビアコーティング法で薬剤塗布量が１５ｇ／ｍ２になるように塗布して電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例１４］
　高収縮糸を２２Ｔ－２４Ｆから３３Ｔ－６Ｆに変更し、ナノファイバーを７５Ｔ－１１２Ｆ（海島比率３０％：７０％、島数１２７島／Ｆ）を１１０Ｔ－１１８Ｆのポリエステルナノファイバー混繊糸に変更したこと以外は、製造例１３と同じ処理を行って電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例１５］
　布帛構造を編物から平織物に変更したこと以外は、製造例１３と同じ処理を行って電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例１６］
　７５Ｔ－１１２Ｆ（海島比率３０％：７０％、島数１２７島／Ｆ）のポリエステルナノファイバー単独糸に変更したこと以外は、製造例１３と同じ処理を行って電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例１７］
　４．２ｄｔｅｘ、５１ｍｍ島成分がポリエチレンテレフタレート、海成分がポリスチレンからなる高分子配列体繊維（海島比率５７％：４３％、島数１６島）を用いて形成したニードルパンチ不織布に、ポリウレタンを含浸付与し、湿式凝固を実施した。ポリウレタンの含有率はポリエチレンテレフタレートの質量に対し、４９％であった。これをトリクロロエチレンに漬け、マングルで絞りポリスチレン成分を除去し、単糸繊度０．１５ｄｔｅｘの極細繊維を得た。バフィングｍ／ｃにて立毛処理、染色加工を実施した不織布を得た。製造例１３と同様に、得られた不織布の裏面にポリウレタン樹脂微多孔膜をラミネート加工し、表面に導電性高分子分散液を塗布して、電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例１８］
　８４Ｔ－３６Ｆ（染色試験用ポリエステル繊維布　(株)色染社製）のポリエステルファイバー織物を用いて、製造例１３と同様に、布帛の裏面にポリウレタン樹脂微多孔膜をラミネート加工し、表面に導電性高分子分散液を塗布して、電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例１９］
　５６Ｔ－２４Ｆのポリエステルファイバーとポリウレタン糸を混繊した混繊糸を用いて、丸編物を製編した。次いで、布帛を水酸化ナトリウム０．０６質量％と界面活性剤０．０５質量％の混合水溶液（８０℃、浴比１：３０）に浸漬することで原糸油剤や汚れを除去した。製造例１３と同様に、得られた編物の裏面にポリウレタン樹脂微多孔膜をラミネート加工し、表面に導電性高分子分散液を塗布して、電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例２０］
　７８Ｔ－２４Ｆのナイロンファイバー単独糸を用いて、丸編物を製編した。次いで、布帛を水酸化ナトリウム０．０６質量％と界面活性剤０．０５質量％の混合水溶液（８０℃、浴比１：３０）に浸漬することで原糸油剤や汚れを除去した。得られた編物の裏面にポリウレタン樹脂微多孔膜をラミネート加工し、表面に導電性高分子分散液を塗布して、電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例２１］
　導電性高分子としてポリアニリン５％水溶液（アルドリッチ製）に変更したこと以外は、製造例１と同じ処理を行って電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例２２］
　導電性高分子としてポリピロール５％水溶液（アルドリッチ製）に変更したこと以外は、製造例１と同じ処理を行って電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
［製造例２３］
　製造例４のポリエステルナノファイバーをナイロンナノファイバーに変更した以外は、製造例１と同じ処理を行って電極を得た。使用した材料および得られた電極の特性を表１および表２に示す。
衣料本体部の身生地の製造例
［製造例２４］
　トリコット機において、５６Ｔ－２４Ｆのポリエステルフィラメントをフロントの筬に、３３Ｔのポリウレタン弾性繊維をバックの筬に配して、ハーフ組織で生機を作成した。その後、精錬、リラックス工程を経て、１９０℃で予め熱セットをした後、通常のポリエステルの染色条件で染色し、１７０℃仕上げセットを行い、１８０ｇ／ｍ２の身生地を得た。ヨコ方向の６０％伸長時の応力は、５．２Ｎであった。
[製造例２５]
　８４Ｔ－３６Ｆのポリエステル仮撚り加工糸と３３Ｔのポリウレタン弾性糸を引き揃えて、３２ゲージ丸編機にてベア天組織で生機を作成した。その後、精錬、リラックス工程を経て、１８５℃で予め熱セットをした後、通常のポリエステルの染色条件で染色し、１７０℃で最終仕上げセットを行い目付け１８０ｇ／ｍ２の身生地を得た。ヨコ方向の６０％伸長時の応力は、２．１Ｎであった。
配線部の製造例
[製造例２６]
　配線部として、ＬＩＯＮ（株）製カーボン樹脂「ライオンベーストＷ－３１１」と、（株）松井色素化学工業所製アクリル樹脂「ストレッチクリア－７０１Ｂ」を、１：４で混合した樹脂を、スクリーンプリントにより製造例２４および２５で製造した身生地により作成した衣料本体部の表面に２０μｍの厚みで配線状にプリントした。
[製造例２７]
　導電性繊維として、三ツ冨士繊維工業（株）製銀メッキ糸「ＡＧｐｏｓｓ」の１１０Ｔ－３４Ｆを２本引き揃え撚糸した糸を下糸に、ポリエステル６０番手の縫い糸を上糸に用いて、製造例２４および２５で製造した身生地により作成した衣料本体部の裏面を上に向けて縫製することで、銀メッキ糸を生地表面に縫い付けた。
防水性の電気的絶縁性部材の製造例
[製造例２８]
　製造例２６および２７で製造した配線部をカバーする防水性の電気的絶縁性部材として、東レコーテックス（株）製のポリウレタン系防水シームテープ「αＥ－１１０」を使用し、衣料本体部に露出する配線部を被覆した。
[製造例２９]
　防水性の電気的絶縁性部材として、ＰＴＦＥ（ポリテトラフロオロエチレン）フィルムの片面にポリウレタン系ホットメルト接着剤を塗布したものをテープ状にカットし、防水シームテープを作成し、製造例２６および２７で製造した配線部を作成した防水シームテープにより被覆した。
　製造例２４で作製した身生地に、製造例２の電極、製造例２７の配線、製造例２８の電気的絶縁性部材を組み合わせて、以下に示す仕様で生体信号検出衣料を作成した。なお、測定装置の衣料本体部への取りつけ方法として、ＹＫＫ（株）製の衣料用金属製ドットボタンを使用した。
　実施例１で作製した生体信号検出衣料は、図１に示すように、電極１０１ａおよび１０１ｂの配置場所を、左右の腋窩の第５肋骨２上近傍とし、心電図測定装置である測定装置１０２は、該左腋窩に配置された電極１０１ｂを正の関電極（陽極）とし、該右腋窩に配置された電極１０１ａを負の関電極（陰極）として心電図波形を取得することにより、従来のホルター心電計において取得されるＣＣ５誘導に類似の心電図波形を検出することができた。ＣＣ５誘導波形は、従来の臨床医学的知見を適用可能であるほか、ＱＲＳ信号の振幅を大きく検出できるため脈拍間隔（Ｒ－Ｒ間隔）などの自動解析に都合が良い。
　左右の側胸部あるいは側腹部近傍に配された電極１０１ａおよび１０１ｂから離間して配される電極１０１ｃは、身体１に接触する限りにおいてその配置は自由であるが、少なくとも電極１０１ｃの一部が左右の肩甲骨部あるいは肋骨弓３上に位置するようにすると、特に身体１と電極１０１ｃとが接触しやすくなり、生体信号の検出を安定化できる。
　測定装置１０２は、左右どちらかの胸部または肩部または腰部に具備することで、ユーザの動きによる雑音が混入しにくい、ユーザの日常生活活動への影響が少ない、ユーザが端末を容易に着脱できるという効果が得られる。ここで、例えば導電性面ファスナ等をコネクタとして用いて、ユーザが自ら測定装置１０２の取り付け位置を微調整できるようにすると、さらにユーザに与える負担を軽減することができるため好ましい。
　測定装置１０２は、例えば図４に示すように、複数の電極１０１からの信号を受信し、心電図を検出する信号処理部１０２ａ、受信した信号や検出した心電図データ等を蓄積するデータ記憶部１０２ｂ、モバイル端末やパーソナルコンピュータと通信してデータをやりとりする通信部１０２ｃ、これら機能ブロックを制御する制御部１０２ｄを備えるものを使用した。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000002
　１　身体
　２　第５肋骨
　３　肩甲骨部あるいは肋骨弓
　１００、１００Ａ　生体信号検出衣料
　１０１　電極
　１０２　測定装置
　１０３　配線部
　１０４　衣料本体部
　１０５　電気的絶縁性部材
　１０６　コネクタ
　１１０　導通接続系統
　１２０　撥水性かつ絶縁性の構造

Claims (31)

  1. 　導電性繊維構造物からなる少なくとも２つ以上の電極と、
    　生体と接触する前記電極が取得した生体電気信号を検出処理する測定装置と、
    　前記電極と前記測定装置とを導通接続する配線部と、
    　前記電極、前記測定装置、および前記配線部が所定の位置に配置される衣料本体部と、
    　を具備することを特徴とする生体信号検出衣料。
  2. 　前記測定装置は心電図測定装置であって、
    　前記電極のいずれか１つを関電極とし、前記関電極以外の電極を不関電極（生体基準電位電極）として、前記関電極と前記不関電極との電位差を心電図波形として検出することを特徴とする請求項１に記載の生体信号検出衣料。
  3. 　前記測定装置は心電図測定装置であって、
    　前記導電性繊維構造物からなる少なくとも３つ以上の電極を有し、前記電極のいずれか２つを関電極とし、前記関電極以外の電極を不関電極（生体基準電位電極）として、２つの前記関電極の電位差を心電図波形として検出することを特徴とする請求項１に記載の生体信号検出衣料。
  4. 　前記測定装置は心電図測定装置であって、
    　前記電極のうちの２つは、前記衣料本体部の左右の側胸部あるいは側腹部近傍にそれぞれ配置され、
    　前記電極を３つ以上具備する場合、残りの電極は、前記衣料本体部の左右の側胸部あるいは側腹部近傍に配された電極から離間して配置されることを特徴とする請求項１～３のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  5. 　前記衣料本体部の左右の側胸部あるいは側腹部近傍にそれぞれ配置された前記電極を２つの関電極とし、これら以外を不関電極（生体基準電位電極）として、２つの前記関電極の電位差を心電図波形として検出することを特徴とする請求項４に記載の生体信号検出衣料。
  6. 　前記導電性繊維構造物は、導電性高分子を含浸させた繊維構造物であることを特徴とする請求項１～５のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  7. 　前記導電性繊維構造物は、溶媒中に前記導電性高分子とバインダとを分散した分散液を前記繊維構造物に塗布することにより、前記繊維構造物に前記導電性高分子を含浸させることを特徴とする請求項６に記載の生体信号検出衣料。
  8. 　前記導電性高分子は、ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）とポリスチレンスルホン酸との混合物であることを特徴とする請求項６または７に記載の生体信号検出衣料。
  9. 　前記電極に用いる繊維構造物の織編物からなり、前記織編物の目付けが５０ｇ／ｍ２以上、３００ｇ／ｍ２以下であることを特徴とする請求項１～８のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  10. 　前記電極に用いる織編物が合成繊維マルチフィラメントからなり、前記織編物に使用する合成繊維マルチフィラメントの少なくとも一部が、繊度が３０ｄｔｅｘ以上４００ｄｔｅｘ以下で、かつ単糸繊度が０．２ｄｔｅｘ以下である合成繊維マルチフィラメントであることを特徴とする請求項１～９のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  11. 　前記電極に用いる織編物が合成繊維マルチフィラメントからなり、前記織編物に使用する合成繊維マルチフィラメントの少なくとも一部が、単糸繊維径が１０ｎｍ以上５０００ｎｍ以下である合成繊維マルチフィラメントを含むことを特徴とする請求項１～１０のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  12. 　前記電極に用いる織編物が合成繊維マルチフィラメントからなり、前記織編物に使用する合成繊維マルチフィラメントの少なくとも一部が、単糸繊維径が１０ｎｍ以上１０００ｎｍ以下である合成繊維マルチフィラメントを含むことを特徴とする請求項１～１１のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  13. 　前記電極に用いる導電性繊維構造物の肌側と接する面の裏面側に樹脂層が積層されたことを特徴とする請求項１～１２のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  14. 　前記樹脂層がポリウレタン系透湿層からなることを特徴とする請求項１３に記載の生体信号検出衣料。
  15. 　前記配線部は、導電性樹脂のプリント、導電性樹脂フィルムのラミネート、導電性繊維または金属線により形成されることを特徴とする請求項１～１４のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  16. 　前記配線部は導電性繊維の縫込みにより形成され、
    　前記導電性繊維は金属類によりコーティングされた繊維からなることを特徴とする請求項１～１５のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  17. 　前記導電性繊維にコーティングされる金属類は、銀、アルミあるいはステンレス鋼を含むことを特徴とする請求項１６に記載の生体信号検出衣料。
  18. 　前記配線部は、前記衣料本体部の表面側に配置されることを特徴とする請求項１～１７のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  19. 　前記配線部は導電性繊維の縫込みにより形成され、
    　前記導電性繊維が主に前記衣料本体部の表面側に露出するように、ミシンの片糸に用いて縫製により縫い込まれたことを特徴とする請求項１～１８のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  20. 　前記配線部は、前記衣料本体部の表面側に配置され、
    　前記配線部の前記衣料本体部の表面側に露出する部分が、防水性の電気的絶縁性部材で被覆されていることを特徴とする請求項１～１９のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  21. 　前記電気的絶縁性部材がポリウレタン系フィルムであることを特徴とする請求項２０に記載の生体信号検出衣料。
  22. 　前記配線部は導電性樹脂から形成され、
    　防水性の電気的絶縁性部材からなるシートの片面の一部に前記導電性樹脂を連続的に積層し、前記防水性の電気的絶縁性部材の前記導電性樹脂が積層された面を前記衣料本体部と張り合わせることにより、前記配線部が形成されることを特徴とする請求項１～１５、１８および２１のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  23. 　前記生体信号検出衣料は、１つの前記電極、前記測定装置、および前記電極と前記測定装置を導通接続する前記配線部によって構成される導通接続系統を少なくとも２つ有し、前記導通接続系統の少なくとも衣料本体部上に形成される部分が、撥水性かつ絶縁性の構造で互いに分離されることを特徴とする請求項１～２２のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  24. 　前記衣料本体部は織編物からなり、前記織編物のタテ方向あるいはヨコ方向のどちらか一方の６０％伸長時の応力が０．５Ｎ以上１５Ｎ以下であり、着衣の際、前記電極が０．１ｋＰａ以上、２．０ｋＰａ以下の圧力で皮膚に密着せしめられることを特徴とする請求項１～２３のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  25. 　前記衣料本体部は弾性糸と非弾性糸からなる織編物であることを特徴とする請求項１～２４のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  26. 　前記弾性糸はポリウレタン系弾性繊維であることを特徴とする請求項２５に記載の生体信号検出衣料。
  27. 　前記衣料本体部が編物であることを特徴とする請求項１～２６のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  28. 　前記測定装置は、コネクタを介して前記衣料本体部と着脱かつ接続することができることを特徴とする請求項１～２７のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  29. 　前記測定装置は、モバイル端末やパーソナルコンピュータと通信し、データを転送する機能を有することを特徴とする請求項１～２８のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  30. 　前記測定装置は、モバイル端末やパーソナルコンピュータと無線通信し、データを転送する機能を有することを特徴とする請求項１～２９のいずれかに記載の生体信号検出衣料。
  31. 　導電性繊維構造物からなる少なくとも２つ以上の電極と、
    　生体と接触する前記電極が取得した生体電気信号を検出処理する測定装置を着脱かつ接続可能なコネクタと、
    　前記電極と前記コネクタとを導通接続する配線部と、
    　前記電極、前記コネクタ、および前記配線部が所定の位置に配置される衣料本体部と、
    　を具備することを特徴とする生体信号検出衣料。
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