CN111093492A - 生物电极及其形成方法 - Google Patents

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Abstract

提供一种生物电极及其形成方法。所述生物电极包括含有第一核壳纳米线和第一聚合物的第一核壳纳米线/聚合物复合体。所述生物电极的形成方法包括在含有导电金属的核表面外延生长生物相容性金属以形成核壳纳米线的步骤。

Description

生物电极及其形成方法
技术领域
本发明涉及一种生物电极及其形成方法。
背景技术
心脏是通过希-浦(His-Purkinje)传导系统的电传导被激活的最重要的器官之一。监控心脏的电活动可向医生提供对心脏疾病的洞察力，以有助于在临床医疗中诊断由动作电位波形确定的特定疾病。尤其，局部激活图提供受损心肌的位置信息，因此需要大量空间分布的记录来解释综合性心脏疾病。现有的通过血管的导管电极的解剖学方法难以在心脏的所需区域进行电起搏。
发明内容
发明要解决的问题
为了解决如上所述的问题，本发明提供一种性能优异的生物电极。
本发明提供一种生物相容性优异的生物电极。
本发明提供一种所述生物电极的形成方法。
本发明的其他目的可通过以下详细说明和附图更加明确。
用于解决问题的手段
本发明实施例的生物电极，包含含有第一核壳纳米线和第一聚合物的第一核壳纳米线/聚合物复合体。
本发明实施例的生物电极的形成方法，包括在含有导电金属核表面外延生长生物相容性金属以形成核壳纳米线的步骤。
发明效果
本发明实施例的生物电极，能够具有高导电性，且具有优异的生物相容性和伸缩性。所述生物电极能够适用于多种活体内及活体外电极或装置。例如，所述生物电极能够用作心脏网状电极，所述心脏网状电极能够适用于通过常规治疗方法无效的患者的心脏同步治疗中。
附图说明
图1示意地示出根据本发明的一实施例无电流反应地在银纳米线上形成金壳的工序。
图2示出本发明一实施例的由Ag@Au NW/SBS复合体构成的伸缩性导电体。
图3示出本发明一实施例的Ag@Au NW的SEM图像。
图4示出用于确认本发明一实施例的Ag@Au NW的核壳结构的EDS映射。
图5示出用于分析从Ag NW、Ag@Au NW及Ag@Au NW/SBS复合体浸出Ag离子的电感耦合等离子体质谱(Inductively coupled plasma mass spectroscopy，ICP-MS)数据。
图6示出根据制造工序温度的Ag@Au NW/SBS复合体的SEM图像。
图7示出图6的Ag@Au NW/SBS复合体伸长30％时的SEM图像。
图8示出根据制造工序温度的Ag@Au NW/SBS复合体的应变-应力曲线。
图9示出根据Ag@Au NW含量的Ag@Au NW/SBS复合体的伸缩率(stretchability)及导电率(conductivity)。
图10示出Ag@Au NW/SBS复合体机械伸长时的导电率变化。
图11示意地示出在Ag@Au NW/SBS电极上进行PEDOT电积(electrodeposition)的工序。
图12示出PEDOT蒸镀前后的Ag@Au NW/SBS电极及伸长的Ag@Au NW/SBS电极的阻抗和相位。
图13示出PEDOT蒸镀前后的Ag@Au NW/SBS电极及伸长的Ag@Au NW/SBS电极的循环伏安(Cyclic voltammetry)。
图14示出PEDOT蒸镀前后的2mA两相电流刺激下向Ag@Au NW/SBS电极的电荷注入。
图15示出在大鼠心脏通过包覆PEDOT的Ag@Au NW/SBS电极记录的心脏内电图(electrogram)。
图16示出用包覆PEDOT的Ag@Au NW/SBS电极起搏(260个周期长)期间大鼠心脏的表面ECG(导线1)。
图17示出本发明一实施例的心脏网状电极的设计。
图18示出连接到柔性PCB的展开的心脏网状电极。
图19示出活猪心脏的MRI图像。
图20示出心脏网状电极和所述心脏网状电极的定制过程。
图21示出定制前后心脏网状电极线的电阻。
图22示出在应变下心脏网状电极的电阻变化。
图23示出30％应变下心脏网状电极的循环测试结果。
图24比较示出心脏网状电极层截面的心脏网状电极的模量和猪心脏的模量。
图25示出移植到冠状动脉左前降支(left anterior descending coronaryartery，LAD)堵塞的猪心脏的心脏网状电极的图像。
图26示出LAD堵塞1小时后心脏网状电极的心脏内电图。
图27示出表面ECG、健康组织及受损组织的心脏内电图。
图28示出基于MRI的3D重建图像的双极电极排列，图29示出3D模型的激活图，图30示出3D模型的电压图。
图31示出三维协调的电刺激下的收缩性。
图32示出通过定位起搏的单一压力曲线。
具体实施方式
以下，通过实施例详细说明本发明。本发明的目的、特征、优点能够通过以下的实施例易于理解。本发明不限于这里所说明的实施例，可由其他方式具体化。这里所介绍的实施例是为使公开的内容透彻且完整，以及向本发明所属技术领域专业技术人充分传达本发明的思想而提供的。因此，不得通过以下的实施例限定本发明。
在本说明书中，第一、第二等术语用于描述多种构件(elements)，但所述构件不得通过这种术语被限定。这种术语仅用于彼此区分所述构件。另外，记载为某一构件在另一构件上是指其可直接形成在其他构件上，或者，它们之间可介入第三构件。
在附图中，为了更明确地理解本发明，构件的大小或构件之间的相对大小可放大示出。另外，附图所示的构件的形状可因制造工序上的变异等而有所变更。因此，应理解，除非另有说明，本说明书中公开的实施例不得由附图所示的形状限定，应包括某一程度的变形。
本说明书中所使用的术语Ag@Au是核壳结构体，@前记载的Ag表示核，@后记载的Au表示壳。Ag NW指银纳米线，Ag@Au NW指Ag@Au纳米线。另外，核壳纳米线/聚合物复合体指混合核壳纳米线和聚合物形成的复合体(composite)。例如，Ag@Au NW/SBS指混合Ag@Au纳米线和SBS(苯乙烯-丁二烯-苯乙烯)橡胶形成的复合体。
本发明实施例的生物电极包括含有第一核壳纳米线和第一聚合物的第一核壳纳米线/聚合物复合体。所述生物电极还可包括配置在所述第一核壳纳米线/聚合物复合体上的第一绝缘层以及第二核壳纳米线/聚合物复合体，所述第二核壳纳米线/聚合物复合体配置在所述第一绝缘层上，且包含第二核壳纳米线和第二聚合物。
在所述第一核壳纳米线及所述第二核壳纳米线中，所述核可包含导电金属，所述壳可包含生物相容性金属。所述导电金属可包括银，所述生物相容性金属可包括金。
所述第一聚合物及所述第二聚合物可包含高分子橡胶。所述高分子橡胶可包括SBS橡胶。
所述第一核壳纳米线/聚合物复合体可呈网状，且可包括多个第一线电极，所述第二核壳纳米线/聚合物复合体可呈网状，且可包括多个第二线电极。
所述生物电极还可包括配置在所述第一线电极及所述第二线电极中的至少一个之上或之下的高分子导电层。所述高分子导电层可包含PEDOT。所述第一线电极及所述第二线电极可呈弯曲的形状。
所述生物电极还可包括配置在所述第一核壳纳米线/聚合物复合体下的第二绝缘层以及配置在所述第二核壳纳米线/聚合物复合体上的第三绝缘层，所述第一绝缘层、所述第二绝缘层及所述第三绝缘层可包含高分子橡胶。所述第一绝缘层、所述第二绝缘层及所述第三绝缘层可呈网状。
所述生物电极可呈扇形。所述生物电极可以为心脏网状电极。
本发明实施例的生物电极的形成方法，包括在含有导电金属的核表面外延生长生物相容性金属以形成核壳纳米线的步骤。
所述外延生长可使用亚硫酸金复合体(gold sulfite complex)来执行。通过所述亚硫酸金复合体能够抑制所述导电金属和所述生物相容性金属间电流反应。所述导电金属可包括银，所述生物相容性金属可包括金，所述亚硫酸金复合体可包括Na2Au(SO3)2。
所述生物电极的形成方法还可包括：混合所述核壳纳米线和第一聚合物后进行注塑以形成网状的第一核壳纳米线/聚合物复合体的步骤。
所述生物电极的形成方法还可包括：混合所述核壳纳米线和第二聚合物后进行注塑以形成网状的第二核壳纳米线/聚合物复合体的步骤；注塑第三聚合物以形成网状的第一绝缘层的步骤；以及层积所述第一核壳纳米线/聚合物复合体、第一绝缘层及所述第二核壳纳米线/聚合物复合体的步骤。
所述生物电极的形成方法还可包括：在所述第一核壳纳米线/聚合物复合体及所述第二核壳纳米线/聚合物复合体中至少一个之上或之下形成高分子导电层的步骤。
所述生物电极的形成方法还可包括：注塑第四聚合物以形成网状的第二绝缘层的步骤；注塑第五聚合物以形成网状的第三绝缘层的步骤；及层积所述第二绝缘层、所述第一核壳纳米线/聚合物复合体、第一绝缘层、所述第二核壳纳米线/聚合物复合体及所述第三绝缘层的步骤。
所述第一聚合物至第五聚合物可包含高分子橡胶。
Ag NW是具有高纵横比的高导电性物质，能够形成良好的电渗滤网络(percolation network)。Ag NW由Au纳米壳(nanoshell)进行封装，由此能够保持优异的导电性，且能够减少银离子的浸出。另外，所述生物电极不使用可能会降低Ag NW导电性的表面活性剂，通过导电物质的定位(localization)即使在机械变形下也能够具有稳定的电性能。所述核壳纳米线/聚合物复合体可进行用于制作具备多重电极阵列的大型装置的注塑及焊接工序，从而能够适用于大尺寸的心脏。所述生物电极能够执行基于提供与位置无关的起搏的心脏映射和定位起搏效果的同时分析，能够用作用于治疗多种心脏疾病的活体医学装置的伸缩性电极。
例如，Ag@Au NW/SBS复合体可通过如下方法形成。
以260rpm搅拌100ml的乙二醇(ethylene glycol)并在175℃下预热。将聚乙烯吡咯烷酮(PVP，MW 360k)溶于30ml的乙二醇，并添加800μl的4mM氯化铜(CuCl2·2H2O)溶液。在乙二醇中注入0.095M浓度的硝酸银(AgNO3)溶液和铜溶液经过10分钟后，以180ml/hr注入所述溶液。完成所述注入后，中止搅拌，执行20分钟的合成反应，以形成Ag NW。所述反应结束后，用水(1：4)稀释Ag NW溶液，以3000RPM离心分离10分钟。反复3次清洗工序，以去除AgNW中的PVP。清洗的Ag NW用Au纳米壳进行封装，以形成Ag@Au NW。将Ag@Au NW以30mg/ml分散于甲苯中。将Ag@Au NW溶液与溶解有SBS的溶液(SBS：甲苯为1：10)混合。在具有最高伸缩性的最佳浓度为Ag@Au NW/SBS复合体内Ag@Au NW约占45重量％。将所述混合溶液倒入玻璃模具中，然后在热板上干燥。
以下，以心脏网状电极为生物电极的一例进行说明，但不限于此，所述生物电极能够适用于多种活体内及活体外电极或装置。
图1示意地示出根据本发明的一实施例无电流反应地在银纳米线上形成金壳的工序。
参照图1，使用亚硫酸金复合体(gold sulfite complex)，例如，Na2Au(SO3)2，在AgNW表面上外延蒸镀Au。Ag与Au之间无电流反应(galvanic reaction)的情况下形成Ag@AuNW非常困难，通过所述电流反应形成的中空Au/Ag合金纳米结构可能会降低Ag@Au NW的电特性及生物相容性。然而，根据本发明的实施例，通过使用亚硫酸盐配体抑制电流取代反应，能够在Ag NW形成Au纳米壳。能够厚厚地形成Au纳米壳，以覆盖Ag NW的整个表面。
亚硫酸盐配体与Au阳离子选择性地结合，以高稳定性降低还原电位，防止配体进行氧化蚀刻等在Ag表面的Au外延蒸镀中发挥重要作用。
由于以亚硫酸盐配体配位的Au前体表现出高稳定性，不必缓慢注入Au前体，因此可进行大规模合成。另外，反应中通过调节Ag NW的浓度，能够调节蒸镀到Ag表面的Au壳的厚度。所合成的Ag@Au NW具有约30nm的平均Au壳厚度和约180nm的平均整体直径。
Ag NW具有高固有导电性和优异的机械柔韧性，但由于浸出Ag+离子而产生的毒性，导致在生物医学应用中受限制。另外，尽管金(Au)具有生物相容性及抗氧化性，但因低固有导电率适用于活体医疗装置时受限制。然而，本发明实施例的Ag@Au NW中，Ag NW被封装在Au的厚壳中，导电率和生物相容性均优异。
图2示出由本发明一实施例的Ag@Au NW/SBS复合体构成的伸缩性导电体。
参照图2，将所合成的Ag@Au NW的配体用己胺交换后，将所述Ag@Au NW分散于甲苯中，并与SBS溶液混合后，干燥所述甲苯，以形成Ag@Au NW/SBS复合体。所述甲苯的重量可能大于SBS溶液的重量(例如，约10倍)。所述Ag@Au NW/SBS复合体能够具备高导电性、生物相容性及伸缩性。
图3示出本发明一实施例的Ag@Au NW的SEM图像。
参照图3，SEM图像示出Ag@Au NW，所插入的图片是反向散射图像，示出Ag NW核与Au壳之间的明显的对比。
图4示出用于确认本发明一实施例的Ag@Au NW的核壳结构的EDS映射。
参照图4，能量色散X射线光谱(Energy-dispersive X-ray spectroscopy，EDS)映射示出用于识别Ag@Au NW的核壳结构的Ag、Au元素的信号。由于电流取代反应被抑制，因此未观察到Ag NW的蚀刻或中空结构的形成。
图5示出用于分析从Ag NW、Ag@Au NW及Ag@Au NW/SBS复合体的浸出Ag离子的电感耦合等离子体质谱(Inductively coupled plasma mass spectroscopy，ICP-MS)数据。将Ag NW、Ag@Au NW、Ag@Au NW/SBS复合体在细胞培养箱中分散于DMEM(Dulbecco ModifiedEagle's Medium)溶液中三天，并通过电感耦合等离子体质谱法(inductively coupledplasma mass spectroscopy)分析所浸出的银离子(Ag+)的量。
参照图5，表现出Au壳有效阻挡银离子的浸出。对于Ag NW的银离子浸出，Ag@Au NW的银离子浸出减少到5.8％，且Ag@Au NW/SBS复合体的银离子浸出减少到1.2％。
图6示出根据制造工序温度的Ag@Au NW/SBS复合体的SEM图像，图7示出图6的Ag@Au NW/SBS复合体伸长30％时的SEM图像。
参照图6及图7，Ag@Au NW/SBS复合体具有优异的生物相容性，且表现出稳定的电性能和高伸缩性。在溶液的干燥过程中，Ag@Au NW表现出即使在机械应变下也实现电子路径致密的聚集效应。将具有适当浓度的甲苯内的Ag@Au NW及SBS的混合物倒入玻璃模具中。在低温(室温20℃)下干燥时干燥时间长2天，从而聚集效应可能更好。SEM图像主要示出由Ag@Au NW构成的聚集岛。在拉伸期间，大多数应变(strain)主要施加在与SBS结合的聚集区域之间，以形成SBS桥(图7)。然而，导电率通过SBS桥上非常长的Ag@Au NW渗滤结构来保持。Ag@Au NW/SBS复合材料在55℃和85℃下干燥时表现出Ag@Au NW的均匀分布而且未观察到聚集岛和SBS桥。
图8示出根据制造工序温度的Ag@Au NW/SBS复合体的应变-应力曲线。
参照图8，Ag@Au NW/SBS复合体表现出刚直的应变-应力曲线，但SBS桥结构吸收所施加的应变，以覆盖硬化的岛区域，从而诱导Ag@Au NW/SBS复合体的低模量。
图9示出根据Ag@Au NW含量的Ag@Au NW/SBS复合体的伸缩率(stretchability)及导电率(conductivity)。
参照图9，导电率表现出随着Ag@Au NW的含量增加而上升的倾向，Ag@Au NW/SBS复合体在Ag@Au NW的含量为70wt％时表现出最高的导电率(35,000S/cm)。另外，Ag@Au NW/SBS复合体在Ag@Au NW的含量为45wt％时表现出最高的伸缩性(180％)，这意味着形成具有19,783S/cm的依旧高的导电性的SBS桥所需的SBS的临界含量。
图10示出Ag@Au NW/SBS复合体机械伸长时的导电率变化。
参照图10，在20℃干燥工序(RT Drying)中致密的Ag@Au NW聚集区域和SBS桥上的渗透导电网络在最大伸长至180％的期间表现出导电率稳定的性能。
图11示意地示出在Ag@Au NW/SBS电极上进行PEDOT电积(electrodeposition)的工序。
参照图11，为了将Ag@Au NW/SBS复合体用作心膜电极，可在电极表面蒸镀聚(3,4-乙撑二氧噻吩)(Poly(3,4-ethylenedioxythiophene)，PEDOT)以增加电荷注入，从而降低阻抗。所述PEDOT可通过3,4-乙烯二氧噻吩(3,4-(Ethylenedioxythiophene)，EDOT)的电聚合反应形成。例如，将0.01M的3,4-乙烯二氧噻吩(3,4-(Ethylenedioxythiophene)，EDOT)和0.01M高氯酸锂(LiClO4)溶于乙腈(acetonitrile)后，将所制造的网状电极浸入所述溶液并使用双电极系统(Ag/AgCl标准电势电极)在0.1mA的电流下执行恒电流电沉积(galvanostatic electrodeposition)1000秒，从而能够使所述PEDOT蒸镀到所述电极表面上。
使用弯曲的模具对Ag@Au NW/SBS复合体和SBS进行图案化，而Ag@Au NW/SBS复合材料不覆盖电极区域而被SBS层夹着。所述电极线可以用硅橡胶等封装以进行绝缘。
图12示出PEDOT蒸镀前后的Ag@Au NW/SBS电极及伸长的Ag@Au NW/SBS电极的阻抗和相位。
参照图12，心膜电极的阻抗在蒸镀PEDOT后减少。心膜电极即使伸长至30％也保持电化学性质。
图13示出PEDOT蒸镀前后的Ag@Au NW/SBS电极及伸长的Ag@Au NW/SBS电极的循环伏安(Cyclic voltammetry)。
参照图13，在循环伏安(cyclic voltammogram)中，负极电荷储存容量在PEDOT蒸镀后，从12.98mC/cm2增加到80.11mC/cm2，即使伸长30％，CV曲线也被保持。
图14示出PEDOT蒸镀前后在2mA两相电流刺激下向Ag@Au NW/SBS电极的电荷注入。
参照图14，在20ms期间，2mA两相电流条件下，施加于包覆PEDOT的心膜电极的低电势发生相同量的电荷注入。所述心膜电极通过固有材料不仅具有高导电性，还能够具有优异的电化学性质，并且能够对心脏精确地检测信号。
图15示出在大鼠心脏内通过包覆PEDOT的Ag@Au NW/SBS电极记录的心脏内电图(electrogram)，图16示出用包覆PEDOT的Ag@Au NW/SBS电极起搏(260个周期长)期间大鼠心脏的表面ECG(导线1)。
参照图15及图16，能够通过一对电极从心膜表面检测心脏内信号，当以260ms的周期施加电刺激时，能够通过起搏速度来加快心率。
图17示出本发明一实施例的心脏网状电极的设计。
参照图17，心脏网状电极可包括多个单位网状电极，所述单位网状电极可包括多个线电极。例如，所述心脏网状电极可包括7个单位网状电极，所述单位网状电极可包括6对线电极。所述一对线电极隔着SBS层上下配置。所述线电极呈弯曲的形状。层积SBS网和Ag@Au NW/SBS复合体(电极)并通过焊接过程，由此形成由6对线电极构成的一个单位网状电极。由于SBS橡胶的热塑性，在SBS网和Ag@Au NW/SBS复合体内SBS在热和压力下分散并被焊接。多个单位网状电极被排列并彼此焊接，由此形成心脏网状电极。为牢固地封装导电层的侧面，除了开放的电极区域外，用硅橡胶包覆。为了包围心脏周围，所述心脏网状电极通过多个单位网状电极结合而呈扇形扩展的形状(扇形)。
图18示出连接到柔性PCB的展开的心脏网状电极，图19示出活猪心脏的MRI图像。
参照图18及图19，心脏网状电极根据MRI心脏图像，可形成为与心脏的形状和大小匹配。SBS橡胶的嵌段共聚物结构具有形状记忆效应，如所述聚合物具有用于切换的软链段和用于交联的硬链段。因此，在玻璃化转变温度以上的温度下，由于SBS橡胶嵌段共聚物的聚合物链产生变形，可以变形成与心脏的大小匹配，在该状态下，温度降低到玻璃化转变温度时能够固定形状。
图20示出心脏网状电极和所述心脏网状电极的定制过程。
参照图20，通过利用3D打印心脏模型的加热及冷却过程，所述心脏网状电极能够保持心脏的形状。
图21示出定制前后心脏网状电极线的电阻。
参照图21，即使心脏网状电极伸长至与心脏的原始大小匹配，在定制(customizing)过程后，电极的电阻也几乎不变。
图22示出在应变下心脏网状电极的电阻变化，图23示出在30％应变下心脏网状电极的循环测试结果。在收缩期和扩张期循环期间，在周向变形中发生的30％变形下检测电极线的各电阻，并在周期变形测试期间检测中型电极线的电阻变化。
参照图22及图23，所述心脏网状电极在机械变形及周期变形下，也能够检测心脏信号并刺激心脏。
图24比较示出根据心脏网状电极的层截面的心脏网状电极的模量和猪心脏的模量。(PC：Porcine circumferential direction；PL：Porcine longitudinal direction)
参照图24，由于心脏网状电极的模量远低于猪心脏(心肌)的模量，因此心脏网状电极不抑制心脏的泵送活动，并且不干扰心室的运动和左心室(LV)压力。
图25示出移植到冠状动脉左前降支(left anterior descending coronaryartery，LAD)堵塞的猪心脏的心脏网状电极的图像，图26示出LAD堵塞1小时后心脏网状电极的心脏内电图。
参照图25，在移植心脏网之前，在猪心脏中，酮球囊管堵塞冠状动脉左前降支(left anterior descending coronary artery，LAD)，从而诱发急性心梗。
参照图26，在LAD堵塞1小时后，在各位置同时检测心脏内电图(Intracardiacelectrogram)。由于LAD堵塞，在较宽的QRS期间可以提供与正常位置相比左前心室(LVa)中的心肌组织受损的信息。尤其，在3-5位表现出因心肌损伤导致的传导迟缓及ST升高。
图27示出表面ECG及健康的组织和受损组织的心脏内电图。
参照图27，随着心梗加重，心脏功能恶化，导致心跳加快的心室频脉(ventriculartachycardia，VT)和心律失常的心室纤颤(ventricular fibrillation，VF)。当心室频脉开始时，来自正常组织的信号表现出规则而快速的心跳，但是来自受损组织的信号表现出紊乱的图案。
图28示出基于MRI的3D重建图像的双极电极排列，图29示出3D模型的激活图，图30示出3D模型的电压图。
参照图28至图30，通过外心膜上的24对电极记录局部电活动，通过记录的双极心脏内电图绘制激活图，该双极心脏内电图示出基于表面ECG(导线II)的最大电压斜率的时间差。同步心脏激活图能够检测受损的心肌，并且与电压图相对应，所述电压图是最高和最低电压之间的差异图。
图31示出在三维协调的电刺激下的收缩性，图32示出通过定位起搏的单一压力曲线。
参照图31及图32，在同时进行起搏的情况下，基于压力曲线在三维协调电刺激下计算平均收缩力(dP/dtmax)，并且沿左心室的侧面起搏在恢复心脏功能方面相对有效。
如上所述，使用本发明实施例的心脏网状电极胸部定位(stereotacti cal)起搏可用于对于常规心脏起搏导管法无效的患者的心脏同步治疗。
以上，对本发明的具体实施例进行了说明。本发明所属技术领域的普通技术人员应理解，本发明在不脱离本发明的本质特性的范围内可以以变形的方式实现。因此，应该以说明的观点考虑所公开的实施例，而不是以限定的观点考虑。本发明的范围由权利要求书限定，并非由上述说明限定，应解释为本发明中包括等同范围内的所有差异。
工业实用性
本发明实施例的心脏网状电极能够具有高导电性，且具有优异的生物相容性和伸缩性。所述心脏网状电极能够适用于通过常规治疗方法无效的患者的心脏同步治疗。

Claims (23)

1.一种生物电极，其包括含有第一核壳纳米线和一聚合物的第一核壳纳米线/聚合物复合体。
2.根据权利要求1所述的生物电极，还包括：
第一绝缘层，配置在所述第一核壳纳米线/聚合物复合体上；以及
第二核壳纳米线/聚合物复合体，配置在所述第一绝缘层上，并包含第二核壳纳米线和第二聚合物。
3.根据权利要求2所述的生物电极，其特征在于，
在所述第一核壳纳米线和所述第二核壳纳米线中，所述核包含导电金属，所述壳包含生物相容性金属。
4.根据权利要求3所述的生物电极，其特征在于，
所述导电金属包括银，所述生物相容性金属包括金。
5.根据权利要求2所述的生物电极，其特征在于，
所述第一聚合物及所述第二聚合物包含高分子橡胶。
6.根据权利要求5所述的生物电极，其特征在于，
所述高分子橡胶包括SBS橡胶。
7.根据权利要求2所述的生物电极，其特征在于，
所述第一核壳纳米线/聚合物复合体呈网状，并包括多个第一线电极，
所述第二核壳纳米线/聚合物复合体呈网状，并包括多个第二线电极。
8.根据权利要求7所述的生物电极，其特征在于，
还包括配置在所述第一线电极及所述第二线电极中至少一个之上或之下的高分子导电层。
9.根据权利要求8所述的生物电极，其特征在于，
所述高分子导电层包含PEDOT。
10.根据权利要求7所述的生物电极，其特征在于，
所述第一线电极及所述第二线电极呈弯曲的形状。
11.根据权利要求2所述的生物电极，其特征在于，
还包括：
第二绝缘层，配置在所述第一核壳纳米线/聚合物复合体之下，以及
第三绝缘层，配置在所述第二核壳纳米线/聚合物复合体之上；
所述第一绝缘层、所述第二绝缘层及所述第三绝缘层包含高分子橡胶。
12.根据权利要求11所述的生物电极，其特征在于，
所述第一绝缘层、所述第二绝缘层及所述第三绝缘层呈网状。
13.根据权利要求1所述的生物电极，其特征在于，
所述生物电极呈扇形。
14.根据权利要求1所述的生物电极，其特征在于，
所述生物电极是心脏网状电极。
15.一种生物电极的形成方法，其包括在含有导电金属的核表面外延生长生物相容性金属以形成核壳纳米线的步骤。
16.根据权利要求15所述的生物电极的形成方法，其特征在于，
所述外延生长使用亚硫酸金复合体来执行。
17.根据权利要求16所述的生物电极的形成方法，其特征在于，
通过所述亚硫酸金复合体抑制所述导电金属和所述生物相容性金属间电流反应。
18.根据权利要求16所述的生物电极的形成方法，其特征在于，
所述导电金属包括银，所述生物相容性金属包括金，所述亚硫酸金复合体包含Na2Au(SO3)2。
19.根据权利要求15所述的生物电极的形成方法，其特征在于，
还包括：
混合所述核壳纳米线和第一聚合物后，进行注塑以形成网状的第一核壳纳米线/聚合物复合体的步骤。
20.根据权利要求19所述的生物电极的形成方法，其特征在于，
还包括：
混合所述核壳纳米线和第二聚合物后，进行注塑以形成网状的第二核壳纳米线/聚合物复合体的步骤；
注塑第三聚合物以形成网状的第一绝缘层的步骤；以及
层积所述第一核壳纳米线/聚合物复合体、第一绝缘层及所述第二核壳纳米线/聚合物复合体的步骤。
21.根据权利要求20所述的生物电极的形成方法，其特征在于，
还包括：
在所述第一核壳纳米线/聚合物复合体及所述第二核壳纳米线/聚合物复合体中至少一个之上或之下形成高分子导电层的步骤。
22.根据权利要求20所述的生物电极的形成方法，其特征在于，
还包括：
注塑第四聚合物以形成网状的第二绝缘层的步骤；
注塑第五聚合物以形成网状的第三绝缘层的步骤；以及
层积所述第二绝缘层、所述第一核壳纳米线/聚合物复合体、第一绝缘层、所述第二核壳纳米线/聚合物复合体及所述第三绝缘层的步骤。
23.根据权利要求22所述的生物电极的形成方法，其特征在于，
所述第一聚合物至第五聚合物包含高分子橡胶。
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Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101689568A (zh) * 2007-04-20 2010-03-31 凯博瑞奥斯技术公司 复合透明导体及其形成方法
CN102066941A (zh) * 2008-05-07 2011-05-18 首尔大学校产学协力财团 用于生物传感器的新型Au/Ag核-壳复合材料
CN102178513A (zh) * 2011-05-05 2011-09-14 长沙三诺生物传感技术股份有限公司 夹心式生物传感器
CN102971805A (zh) * 2010-02-27 2013-03-13 因努瓦动力有限公司 表面嵌入添加剂的结构和相关制造方法
CN103079462A (zh) * 2010-06-18 2013-05-01 密执安大学评议会 植入式微元件电极
CN103242063A (zh) * 2013-05-10 2013-08-14 济南大学 一种压电陶瓷表面电极的制备方法
WO2016076485A1 (ko) * 2014-11-11 2016-05-19 서울대학교 산학협력단 심장의 재동기화 치료를 위한 그물망 전극 및 이의 제조 방법
CN105618785A (zh) * 2016-01-15 2016-06-01 浙江大学 一种铜/银核壳结构纳米线的制备方法
WO2016114339A1 (ja) * 2015-01-14 2016-07-21 東洋紡株式会社 導電性布帛

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4030509A (en) * 1975-09-30 1977-06-21 Mieczyslaw Mirowski Implantable electrodes for accomplishing ventricular defibrillation and pacing and method of electrode implantation and utilization
US6907297B2 (en) * 2001-09-28 2005-06-14 Ethicon, Inc. Expandable intracardiac return electrode and method of use
US7181272B2 (en) * 2002-04-22 2007-02-20 Medtronic, Inc. Cardiac restraint with electrode attachment sites
US7972616B2 (en) * 2003-04-17 2011-07-05 Nanosys, Inc. Medical device applications of nanostructured surfaces
US7155295B2 (en) * 2003-11-07 2006-12-26 Paracor Medical, Inc. Cardiac harness for treating congestive heart failure and for defibrillating and/or pacing/sensing
WO2006105478A2 (en) * 2005-03-31 2006-10-05 New York University Conducting polymer nanowire brain-machine interface systems and methods
US20180003709A1 (en) 2008-05-07 2018-01-04 Seoul National University Industry Foundation Heterodimeric core-shell nanoparticle in which raman-active molecules are located at a binding portion of a nanoparticle heterodimer, use thereof, and method for preparing same
DK2440283T3 (en) 2009-06-09 2018-11-26 Neuronano Ab MICROELECTRODE AND MULTIPLE MICROELECTRODES INCLUDING AGENTS FOR THE RELEASE OF MEDICINAL PRODUCTS IN THE TISSUE
WO2011100059A1 (en) 2010-02-12 2011-08-18 Georgetown University Polymer film bioelectrodes and methods of making and using the same
KR101188368B1 (ko) 2010-12-03 2012-10-05 연세대학교 산학협력단 나노와이어 신경탐침 전극 및 그 제조방법
KR101503391B1 (ko) 2013-02-28 2015-03-18 한국과학기술원 단결정 금 나노선을 포함하는 신경신호 측정용 신경전극
JP2014215150A (ja) 2013-04-25 2014-11-17 大日本印刷株式会社 バイオセンサ用電極、バイオセンサ、バイオセンサ用導電性樹脂組成物

Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101689568A (zh) * 2007-04-20 2010-03-31 凯博瑞奥斯技术公司 复合透明导体及其形成方法
CN102066941A (zh) * 2008-05-07 2011-05-18 首尔大学校产学协力财团 用于生物传感器的新型Au/Ag核-壳复合材料
CN102971805A (zh) * 2010-02-27 2013-03-13 因努瓦动力有限公司 表面嵌入添加剂的结构和相关制造方法
CN103079462A (zh) * 2010-06-18 2013-05-01 密执安大学评议会 植入式微元件电极
CN102178513A (zh) * 2011-05-05 2011-09-14 长沙三诺生物传感技术股份有限公司 夹心式生物传感器
CN103242063A (zh) * 2013-05-10 2013-08-14 济南大学 一种压电陶瓷表面电极的制备方法
WO2016076485A1 (ko) * 2014-11-11 2016-05-19 서울대학교 산학협력단 심장의 재동기화 치료를 위한 그물망 전극 및 이의 제조 방법
WO2016114339A1 (ja) * 2015-01-14 2016-07-21 東洋紡株式会社 導電性布帛
CN105618785A (zh) * 2016-01-15 2016-06-01 浙江大学 一种铜/银核壳结构纳米线的制备方法

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