JP2013248355A - Biomedical electrode and iontophoretic apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、生体用電極及びイオントフォレシス装置に関する。 The present invention relates to a biological electrode and an iontophoresis device.
イオントフォレシス（ＩＯＮＴＯＰＨＯＲＥＳＩＳ）は、電気エネルギーを利用して、主にイオン性薬剤の、人体の皮膚その他の生体膜への透過を促進させる方法であり、例えば、薬剤の経皮吸収の促進を目的に利用されている。具体的には、一対の電極が電気的に接続されたシートを、イオン性薬剤を介して皮膚に貼り合わせ、電極間に微細電流を流して、電荷を持つイオン性薬剤を皮膚中に浸透させる技術である。 Iontophoresis is a method that mainly uses electric energy to promote the penetration of ionic drugs through the human skin and other biological membranes. For example, the purpose is to promote percutaneous absorption of drugs. Has been used. Specifically, a sheet in which a pair of electrodes is electrically connected is bonded to the skin via an ionic drug, and a fine current is passed between the electrodes to allow the charged ionic drug to penetrate into the skin. Technology.
近年、このような技術を用いたイオントフォレシス装置としては、需要の増大とともに、低コストのものが開発されつつあり、電源ユニット等を再利用しつつ、コストを抑制するものも登場してきている。 In recent years, as an iontophoresis device using such a technology, as the demand increases, low-cost devices are being developed, and devices that reduce costs while reusing power supply units and the like have also appeared. .
例えば、コストを抑制したイオントフォレシス装置としては、生体用電極に電流又は電圧を印加する電源ユニットとの接続を容易にすることが可能な生体用電極構造を用いているものが知られている。具体的には、この生体用電極は、基材に設けられた電極層上に、絶縁層を積層するとともに薬剤を貯蔵するためのくぼみが形成されたバッキングを備え、信号電極と切り離し可能な構造を有している（例えば、特許文献１）。 For example, as an iontophoresis device with reduced cost, a device using a biological electrode structure capable of facilitating connection with a power supply unit that applies current or voltage to the biological electrode is known. . Specifically, this biological electrode has a structure in which an insulating layer is laminated on an electrode layer provided on a base material and a recess in which a depression for storing a drug is formed, and can be separated from a signal electrode. (For example, Patent Document 1).
上述の特許文献１等に記載されたイオントフォレシス装置にあっては、さらに製造コストを削減するためには、生体用電極を形成する電極材料の使用量を抑制する必要がある。 In the iontophoresis device described in Patent Document 1 and the like described above, in order to further reduce the manufacturing cost, it is necessary to suppress the amount of electrode material used to form the biomedical electrode.
本発明は、上記課題を解決するためになされたものであって、その目的は、生体用電極を薄膜化することによって生体用電極を形成する電極材料の使用量を抑制してコストの低減を実現しつつ、生体用電極の機能を十分に発揮させることが可能な生体用電極及びそれを用いたイオントフォレシス装置を提供することにある。 The present invention has been made to solve the above-described problems, and its object is to reduce the cost by suppressing the amount of electrode material used to form the biomedical electrode by thinning the biomedical electrode. An object of the present invention is to provide a biomedical electrode capable of sufficiently realizing the function of the biomedical electrode and an iontophoresis device using the same.
（１）上記課題を解決するための本発明に係る生体用電極は、 薬剤を介して生体面に接触され、電源ユニットから信号が供給される生体用電極であって、フレキシブル基材と、前記フレキシブル基材に設けられた金属電極と、前記金属電極が設けられた前記基材の同一面に設けられた金属塩化物電極と、前記フレキシブル基材に形成され、前記電源ユニットが接続される接続部分と前記金属電極とを電気的に接続するために設けられた配線部と、を備え、前記金属電極の厚さが１．６μｍ以下（０を含まず）であり、前記金属電極に、前記配線部との接合部分から連続的に形成された通電経路が形成されている。 (1) A biological electrode according to the present invention for solving the above-mentioned problems is a biological electrode that is brought into contact with a biological surface via a drug and is supplied with a signal from a power supply unit. A metal electrode provided on a flexible base material, a metal chloride electrode provided on the same surface of the base material provided with the metal electrode, and a connection formed on the flexible base material and connected to the power supply unit A wiring portion provided to electrically connect the portion and the metal electrode, and the thickness of the metal electrode is 1.6 μm or less (not including 0), An energization path that is continuously formed from a joint portion with the wiring portion is formed.
この発明によれば、金属電極の厚さが１．６μｍ以下（０を含まず）の場合に、金属電極の内部及び周縁部の少なくともいずれか一方に、配線部との接合部分から連続的に形成され、かつ、生体面との接触から保護された通電経路が形成されるので、薬剤や生体面からの影響を受けることなく、薄膜化された金属電極において配線部と電気的に直接接合可能な金属電極の領域を増加させることができるとともに、効率的に金属電極を通電させことができる。 According to the present invention, when the thickness of the metal electrode is 1.6 μm or less (excluding 0), at least one of the inside and the peripheral portion of the metal electrode is continuously formed from the joint portion with the wiring portion. A conductive path that is formed and protected from contact with the biological surface is formed, so that it can be directly electrically connected to the wiring part on the thinned metal electrode without being affected by the drug or biological surface. As a result, the area of the metal electrode can be increased and the metal electrode can be efficiently energized.
一般的に、イオントフォレシス装置に用いる金属電極においては、通電されると、主に薬剤や生体面と接触している表面で電極反応が生じ、当該電極反応を利用して薬剤を生体面に浸透させることができる。その一方で、当該電極反応が生じた電極領域は、高抵抗化し、その結果、高抵抗化した領域は電極反応が生じなくなる。したがって、金属電極を効率よく使用し、生体用電極の寿命を最大限にするためには、金属電極の全ての表面領域で電極反応を生じさせることが必要である。また、一般的に、金属電極は、配線部との接合部分又はその近傍等の電源ユニットに物理的に近接する抵抗値が低い領域から電極反応が生じるとともに、その表面から所定の深さまでの一定領域で電極反応が生じる。 In general, when a metal electrode used in an iontophoresis device is energized, an electrode reaction occurs mainly on the surface that is in contact with the drug or the biological surface, and the drug is applied to the biological surface using the electrode reaction. Can penetrate. On the other hand, the electrode region in which the electrode reaction has occurred has a high resistance, and as a result, the electrode reaction does not occur in the region having a high resistance. Therefore, in order to efficiently use the metal electrode and maximize the life of the biomedical electrode, it is necessary to cause an electrode reaction in all the surface regions of the metal electrode. In general, a metal electrode is subjected to an electrode reaction from a low resistance region that is physically close to a power supply unit, such as a junction with a wiring portion or the vicinity thereof, and is constant from the surface to a predetermined depth. An electrode reaction occurs in the region.
このため、金属電極が薄膜化された場合には、高抵抗化された金属電極の電極部分においては、その表面下に、電極反応の影響を受けずに、高抵抗化しない通電経路の役割を果たす領域（層）を確保することができず、表面から底面（例えば基材）までの深さ方向のすべての領域が高抵抗化する。したがって、金属電極で電極反応が生じると、電極反応が生じた表面が属する電極部分を介して他の金属電極部分に通電を行うことができず、すなわち、当該電極部分で通電経路を形成することができず、例えば、配線部との接合部分から遠い電極部分等に通電することが難しくなる。その結果、高抵抗化していない電極部分があっても、金属電極としての電極反応が終了し、生体用電極の寿命が短くなってしまう。 For this reason, when the metal electrode is thinned, the electrode portion of the metal electrode having a high resistance plays a role of an energization path under the surface that is not affected by the electrode reaction and does not increase in resistance. A region (layer) to be fulfilled cannot be ensured, and all regions in the depth direction from the surface to the bottom surface (for example, the base material) are increased in resistance. Therefore, when an electrode reaction occurs in a metal electrode, it is not possible to energize another metal electrode part through the electrode part to which the surface where the electrode reaction occurred belongs, that is, to form an energization path in the electrode part. For example, it becomes difficult to energize an electrode portion or the like that is far from the joint portion with the wiring portion. As a result, even if there is an electrode portion that has not been increased in resistance, the electrode reaction as a metal electrode is completed, and the life of the living body electrode is shortened.
本発明に係る生体用電極は、薄膜化した金属電極の各領域に通電するための通電経路を形成することができるので、金属電極の各領域に多角的にかつ効率的に通電を行うことができる。 Since the biomedical electrode according to the present invention can form energization paths for energizing each region of the thinned metal electrode, it is possible to energize each region of the metal electrode in a multifaceted and efficient manner. it can.
したがって、本発明に係る生体用電極は、金属電極を薄膜化することによってその電極材料の使用量を抑制しても、当該金属電極の全ての領域で電極反応を生じさせることができるので、コストの低減を図りつつ、金属電極の面積に応じて想定される生体用電極の寿命を確保し、生体用電極としての機能を十分に発揮させることができる。 Therefore, the biomedical electrode according to the present invention can cause an electrode reaction in all regions of the metal electrode even if the amount of the electrode material used is reduced by reducing the thickness of the metal electrode. The life of the living body electrode assumed according to the area of the metal electrode can be ensured while the function as the living body electrode can be sufficiently exhibited.
（２）また、本発明に係る生体用電極は、前記通電経路が、前記金属電極の外周に沿って前記配線部との接合部分から連続的に形成されている。 (2) Moreover, as for the biomedical electrode which concerns on this invention, the said electricity supply path | route is continuously formed from the junction part with the said wiring part along the outer periphery of the said metal electrode.
この発明によれば、通電経路が、金属電極の外周に沿って配線部との接合部分から連続的に形成されているので、通電に伴って電極反応によって薄膜化した金属電極の各領域に通電するための通電経路を形成することができる。その結果、金属電極の各領域に多角的に通電を行うことができるとともに、金属電極を効率よく反応させることができる。 According to the present invention, since the energization path is continuously formed from the joint portion with the wiring portion along the outer periphery of the metal electrode, it is energized to each region of the metal electrode that has been thinned by an electrode reaction due to energization. It is possible to form an energization path for this purpose. As a result, it is possible to energize each region of the metal electrode in a multifaceted manner, and to react the metal electrode efficiently.
（３）また、本発明に係る生体用電極は、前記通電経路が、前記配線部との接合部分から前記金属電極の内部に向かって連続的に形成されている。 (3) Moreover, as for the biomedical electrode which concerns on this invention, the said electricity supply path | route is continuously formed toward the inside of the said metal electrode from the junction part with the said wiring part.
この発明によれば、前記通電経路が、前記配線部との接合部分から前記金属電極の内部に向かって連続的に形成されているので、通電に伴って電極反応によって薄膜化した金属電極の各領域に通電するための通電経路を形成することができる。その結果、金属電極の各領域に多角的に通電を行うことができるとともに、金属電極を効率よく反応させることができる。 According to this invention, since the energization path is continuously formed from the joint portion with the wiring portion toward the inside of the metal electrode, each of the metal electrodes thinned by an electrode reaction with energization An energization path for energizing the region can be formed. As a result, it is possible to energize each region of the metal electrode in a multifaceted manner, and to react the metal electrode efficiently.
（４）また、本発明に係る生体用電極は、前記通電経路が、前記金属電極を形成する形状の重心を通り、かつ、前記配線部との接合部分から内部に向かって連続的に形成されている。 (4) In the biomedical electrode according to the present invention, the energization path passes through the center of gravity of the shape forming the metal electrode, and is continuously formed from the joint portion with the wiring portion toward the inside. ing.
この発明によれば、前記通電経路が、前記配線部との接合部分から前記金属電極の内部に向かって連続的に形成されているので、通電に伴って電極反応によって薄膜化した金属電極の各領域に通電するための通電経路を形成することができる。その結果、金属電極のすべての領域に通電を行うことができるとともに、金属電極を効率よく反応させることができる。 According to this invention, since the energization path is continuously formed from the joint portion with the wiring portion toward the inside of the metal electrode, each of the metal electrodes thinned by an electrode reaction with energization An energization path for energizing the region can be formed. As a result, all the regions of the metal electrode can be energized and the metal electrode can be reacted efficiently.
（５）また、本発明に係る生体用電極は、前記通電経路が、前記金属電極上に絶縁層を被覆することによって当該金属電極を用いて形成されている。 (5) Moreover, as for the biomedical electrode which concerns on this invention, the said electricity supply path | route is formed using the said metal electrode by coat | covering the insulating layer on the said metal electrode.
この発明によれば、前記通電経路が、前記金属電極上に絶縁層を被覆することによって当該金属電極を用いて形成されているので、金属電極の一部を通電経路に利用することができる。その結果、通電経路を簡易に形成することができるので、製造コストを抑制することができるとともに、結果としてコストの低減を実現することができる。 According to this invention, since the said electricity supply path | route is formed using the said metal electrode by coat | covering the insulating layer on the said metal electrode, a part of metal electrode can be utilized for an electricity supply path | route. As a result, the energization path can be easily formed, so that the manufacturing cost can be suppressed and the cost can be reduced as a result.
（６）また、本発明に係る生体用電極は、前記通電経路が、前記金属電極上に形成された、又は、当該金属電極に電気的に接触して形成された耐腐食性の導電性材料によって形成されている。 (6) In addition, the biomedical electrode according to the present invention is a corrosion-resistant conductive material in which the energization path is formed on the metal electrode or formed in electrical contact with the metal electrode. Is formed by.
この発明によれば、前記通電経路が、前記金属電極上に形成された、又は、当該金属電極に電気的に接触して形成された耐腐食性の導電性材料によって形成されているので、通電経路の面積を少なくすることができる。その結果、金属電極の周縁部や内部等金属電極の形状に制約されることなく簡易にかつ自由に形成することができるとともに、電極反応させる領域を無駄にすることなく、結果的にコストの低減を実現することができる。 According to this invention, since the energization path is formed of the corrosion-resistant conductive material formed on the metal electrode or in electrical contact with the metal electrode, The area of the path can be reduced. As a result, it can be easily and freely formed without being restricted by the shape of the metal electrode, such as the peripheral part of the metal electrode or the inside, and the cost can be reduced without wasting a region for electrode reaction. Can be realized.
（７）上記課題を解決するための本発明に係るイオントフォレシス装置は、上記の生体用電極を有する。 (7) An iontophoresis device according to the present invention for solving the above-described problems has the above-described biological electrode.
この発明によれば、金属電極の厚さが１．６μｍ以下（０を含まず）の場合に、金属電極の内部及び周縁部の少なくともいずれか一方に、配線部との接合部分から連続的に形成され、かつ、薬剤に対して耐腐食性の材料を用いて形成された通電経路を形成することができるので、薄膜化された金属電極において配線部と電気的に直接接合可能な金属電極の領域を増加させることができる。 According to the present invention, when the thickness of the metal electrode is 1.6 μm or less (excluding 0), at least one of the inside and the peripheral portion of the metal electrode is continuously formed from the joint portion with the wiring portion. It is possible to form a current-carrying path that is formed using a material that is corrosion-resistant to chemicals. Therefore, a metal electrode that can be directly electrically connected to a wiring portion in a thin metal electrode The area can be increased.
したがって、本発明に係るイオントフォレシス装置は、金属電極を薄膜化することによってその電極材料の使用量を抑制しても、金属電極の面積に応じて想定される通電時間を確保することができるので、コストの低減を図りつつ、生体用電極としての機能を十分に発揮させることができる。 Therefore, the iontophoresis device according to the present invention can ensure the energization time assumed according to the area of the metal electrode even if the amount of the electrode material used is reduced by thinning the metal electrode. Therefore, the function as the biomedical electrode can be sufficiently exhibited while reducing the cost.
本発明に係る生体用電極及びイオントフォレシス装置は、金属電極を薄膜化することによってその電極材料の使用量を抑制しても、当該金属電極の全ての領域において電極反応を生じさせることができるので、コストの低減を図りつつ、金属電極の面積に応じて想定される生体用電極の寿命を確保し、生体用電極としての機能を十分に発揮させることができる。 The biomedical electrode and iontophoresis device according to the present invention can cause an electrode reaction in all regions of the metal electrode even if the amount of the electrode material used is reduced by thinning the metal electrode. Therefore, the lifetime of the biomedical electrode assumed according to the area of a metal electrode can be ensured, and the function as a biomedical electrode can fully be exhibited, aiming at cost reduction.
本発明に係る生体用電極及びイオントフォレシス装置の各実施形態について、図面を参照しながら説明する。なお、本発明は、その技術的思想を含む範囲内で以下の形態に限定されない。 Embodiments of a biological electrode and an iontophoresis device according to the present invention will be described with reference to the drawings. In addition, this invention is not limited to the following forms within the range including the technical idea.
［生体用電極］
まず、図１〜図３の各図を用いて本発明に係る生体用電極１について説明する。なお、図１は、本実施形態のイオントフォレシス装置３１の全体構成の説明図であり、図２は、本実施形態のイオントフォレシス装置３１を構成する生体用電極１の一例を示す模式的な平面図（その１）である。また、図３は、本実施形態のイオントフォレシス装置３１を構成する生体用電極１の一例を示す模式的な平面図（その２）である。
[Biological electrode]
First, the biological electrode 1 according to the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is an explanatory diagram of the overall configuration of the iontophoresis device 31 of the present embodiment, and FIG. 2 is a schematic diagram illustrating an example of the biological electrode 1 that constitutes the iontophoresis device 31 of the present embodiment. FIG. 2 is a plan view (No. 1). FIG. 3 is a schematic plan view (part 2) showing an example of the biological electrode 1 constituting the iontophoresis device 31 of the present embodiment.
本実施形態の生体用電極１は、図１に示すように、イオントフォレシス装置の電極として好ましく用いられるとともに、薬剤４を介して生体面（図示せず）に接触され、電源ユニット３９から電流また電圧が供給される生体用の電極である。具体的には、生体用電極１は、図１〜図３の各図に示すように、フレキシブル基材２と、当該フレキシブル基材２上に設けられた金属電極１１と、金属電極１１が設けられたフレキシブル基材２の同一面に隣接して設けられた金属塩化物電極２１と、フレキシブル基材２上に形成され、電源ユニット３９が接続される接続端子部１２及び２２と金属電極１１とを電気的に接続するために設けられた配線部１７と、を備えている。 As shown in FIG. 1, the biological electrode 1 of the present embodiment is preferably used as an electrode of an iontophoresis device, is brought into contact with a biological surface (not shown) via a drug 4, and a current is supplied from a power supply unit 39. It is a living body electrode to which a voltage is supplied. Specifically, as shown in FIGS. 1 to 3, the biological electrode 1 includes a flexible base material 2, a metal electrode 11 provided on the flexible base material 2, and a metal electrode 11. The metal chloride electrode 21 provided adjacent to the same surface of the flexible substrate 2 formed, the connection terminal portions 12 and 22 formed on the flexible substrate 2 and connected to the power supply unit 39, and the metal electrode 11 And a wiring portion 17 provided for electrically connecting the two.
また、生体用電極１においては、金属電極１１の厚さが１．６μｍ以下（０を含まず）であり、金属電極１１の内部及び周縁部の少なくともいずれか一方に、配線部１７との接合部分から連続的に形成され、かつ、生体面との接触から保護された通電経路５０が形成されている。特に、通電経路５０は、金属電極１１の生体面との接触表面上（金属電極１１側）に形成されていてよいし、当該接触表面下（生体面とフレキシブル基材２との間）に生体と非接触となるように形成されていてもよい。 Moreover, in the biomedical electrode 1, the thickness of the metal electrode 11 is 1.6 μm or less (not including 0), and at least one of the inside and the peripheral portion of the metal electrode 11 is joined to the wiring portion 17. An energization path 50 formed continuously from the portion and protected from contact with the living body surface is formed. In particular, the energization path 50 may be formed on the contact surface with the living body surface of the metal electrode 11 (on the metal electrode 11 side), or below the contact surface (between the living body surface and the flexible substrate 2). And may be formed so as to be non-contact with each other.
このように、本実施形態の生体用電極１は、金属電極１１の厚さを１．６μｍ以下と薄膜化したので、金属電極材料の使用量を必要最小限に抑えることができるので、コスト低減を図ることができるとともに、使い捨て型の生体用電極として用いることができるようになっている。 Thus, since the thickness of the metal electrode 11 is reduced to 1.6 μm or less in the living body electrode 1 of the present embodiment, the amount of the metal electrode material used can be suppressed to the minimum necessary, thereby reducing the cost. And can be used as a disposable biomedical electrode.
また、生体用電極１は、薄膜化された金属電極１１において、薬剤４や生体面（図示せず）の影響を受けることなく、配線部１７と電気的に直接に接合可能な金属電極１１の領域を増加させることができるので、効率的な通電を行うことができるようになっている。 Further, the living body electrode 1 is formed of a metal electrode 11 that can be electrically joined directly to the wiring portion 17 without being affected by the drug 4 or the living body surface (not shown) in the thinned metal electrode 11. Since the area can be increased, efficient energization can be performed.
一般的に、イオントフォレシス装置に用いる金属電極においては、通電されると、その表面部分から電極反応が生じ、当該電極反応を利用して薬剤４を生体面に浸透させることができる。その一方で、当該電極反応が生じた電極領域は、高抵抗化し、その結果、高抵抗化した領域は電極反応が生じなくなる。したがって、金属電極を効率よく使用し、生体用電極の寿命を最大限にするためには、金属電極の全ての表面領域で電極反応を生じさせることが必要である。また、一般的に、金属電極は、配線部との接合部分又はその近傍等の電源ユニットに物理的に近接する抵抗値が低い領域から電極反応が生じるとともに、その表面から所定の深さまでの一定領域で電極反応が生じる。 In general, when a metal electrode used in an iontophoresis device is energized, an electrode reaction occurs from a surface portion thereof, and the drug 4 can be infiltrated into the living body surface using the electrode reaction. On the other hand, the electrode region in which the electrode reaction has occurred has a high resistance, and as a result, the electrode reaction does not occur in the region having a high resistance. Therefore, in order to efficiently use the metal electrode and maximize the life of the biomedical electrode, it is necessary to cause an electrode reaction in all the surface regions of the metal electrode. In general, a metal electrode is subjected to an electrode reaction from a low resistance region that is physically close to a power supply unit, such as a junction with a wiring portion or the vicinity thereof, and is constant from the surface to a predetermined depth. An electrode reaction occurs in the region.
このため、金属電極が薄膜化された場合には、高抵抗化された金属電極の電極部分においては、生体面との接触表面下に、電極反応の影響を受けずに、高抵抗化しない通電経路の役割を果たす領域（層）を確保することができず、表面から底面（例えばフレキシブル基材）までの深さ方向のすべての領域が高抵抗化する。したがって、金属電極で電極反応が生じると、電極反応が生じた表面が属する電極部分を介して他の金属電極部分に通電を行うことができず、すなわち、当該電極部分で通電経路を形成することができず、例えば、配線部との接合部分から遠い電極部分等に通電することが難しくなる。その結果、高抵抗化していない電極部分があっても、金属電極としての電極反応が終了し、生体用電極の寿命が短くなってしまう。 For this reason, when the metal electrode is thinned, the electrode portion of the metal electrode with high resistance is energized under the contact surface with the living body surface without being affected by the electrode reaction and without increasing the resistance. A region (layer) serving as a path cannot be secured, and all the regions in the depth direction from the front surface to the bottom surface (for example, a flexible base material) increase in resistance. Therefore, when an electrode reaction occurs in a metal electrode, it is not possible to energize another metal electrode part through the electrode part to which the surface where the electrode reaction occurred belongs, that is, to form an energization path in the electrode part. For example, it becomes difficult to energize an electrode portion or the like that is far from the joint portion with the wiring portion. As a result, even if there is an electrode portion that has not been increased in resistance, the electrode reaction as a metal electrode is completed, and the life of the living body electrode is shortened.
そこで、本実施形態の生体用電極１は、薄膜化した金属電極１１の各領域に通電するための通電経路を形成し、通電するための経路を多角的に確保することができるので、金属電極１１のすべての領域に効率的に通電を行うことができるようになっている。そして、生体用電極１は、金属電極１１を薄膜化することによってその電極材料の使用量を抑制しても、当該金属電極１１の全ての領域において電極反応を生じさせることができるので、コストの低減を図りつつ、金属電極１１の面積に応じて想定される生体用電極の寿命を確保し、生体用電極としての機能を十分に発揮させることができるようになっている。 Therefore, the biomedical electrode 1 of the present embodiment forms energization paths for energizing each region of the thinned metal electrode 11 and can secure a multiplicity of energization paths. It is possible to efficiently energize all 11 areas. The biomedical electrode 1 can cause an electrode reaction in the entire region of the metal electrode 11 even if the amount of the electrode material used is reduced by making the metal electrode 11 thin. While aiming at reduction, the lifetime of the biomedical electrode assumed according to the area of the metal electrode 11 is ensured, and the function as a biomedical electrode can fully be exhibited.
本願明細書において、「上に」とは、そのものの上に直に又は他の層を介して設けられていることを意味し、「直上に」とは、そのものの上に直接設けられている場合を意味する。また、「覆う」とは、そのものの上に設けられるとともに、そのものの周りにも設けられていることを意味する。さらに、「隣接」とは、物理的に隣り合っていればよく、対象物同士が直接的に接しているだけでなく、対象物間に間隙又は他の物を介して接していることも含まれる。 In this specification, “on” means being provided directly on itself or via another layer, and “on” is directly provided on itself. Means the case. In addition, “covering” means being provided on itself and around it. Furthermore, “adjacent” is only required to be physically adjacent to each other, and includes not only that the objects are in direct contact with each other but also that the objects are in contact with each other through a gap or other object. It is.
また、本願明細書において、「生体面」とは、肌面の他に、人体の各部位又は内臓を含め生体組織によって形成される面を意味する。 In addition, in the present specification, the “biological surface” means a surface formed by a biological tissue including each part or internal organ of the human body in addition to the skin surface.
さらに、本願明細書において、「金属電極の内部」とは、金属電極が生体面と接触する接触面内（表面領域内）の他に、接触面下に形成される金属電極の外部と接していない部分を意味する。 Further, in this specification, “inside of metal electrode” means in contact with the outside of the metal electrode formed below the contact surface, in addition to the contact surface (in the surface region) where the metal electrode contacts the living body surface. Means no part.
なお、本発明の生体用電極の各構成要素の詳細については後述する。また、生体用電極１を備えたイオントフォレシス装置３１は後述する「イオントフォレシス装置」の説明欄で詳しく説明する。 In addition, the detail of each component of the biomedical electrode of this invention is mentioned later. The iontophoresis device 31 provided with the biomedical electrode 1 will be described in detail in the description section of “iontophoresis device” described later.
（フレキシブル基材）
フレキシブル基材２は、フレキシブルである絶縁性の基材であれば特に限定されず、プラスチックフィルムや紙等を用いることができる。フレキシブル基材２を用いることにより、人や動物の体の表面形態に追従した態様で生体用電極１を貼り付けることができる。プラスチックフィルムの例としては、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリエチレンテレフタレート、ポリエチレンナフタレート、ポリメタクリレート、ポリメチルメタクリレート、ポリメチルアクリレート、ポリエステル、ポリカーボネート等の樹脂フィルムを好ましく挙げることができる。ポリエチレンテレフタレート、ポリプロピレン系の合成紙等が好ましく挙げることができる。なお、ポリプロピレン系合成紙は、ポリプロピレンを主原料とするフィルム合成紙であり、例えばユポ（登録商標）を挙げることができる。
(Flexible substrate)
The flexible substrate 2 is not particularly limited as long as it is a flexible insulating substrate, and a plastic film, paper, or the like can be used. By using the flexible substrate 2, the biological electrode 1 can be attached in a manner that follows the surface form of a human or animal body. Preferred examples of plastic films include resin films such as polyethylene, polypropylene, polyethylene terephthalate, polyethylene naphthalate, polymethacrylate, polymethyl methacrylate, polymethyl acrylate, polyester, and polycarbonate. Preferred examples include polyethylene terephthalate and polypropylene synthetic paper. Polypropylene-based synthetic paper is film synthetic paper made mainly of polypropylene, and examples thereof include YUPO (registered trademark).
プラスチックフィルム以外のフレキシブル基材２としては、アート紙、不織布及びシリコンゴム等を挙げることができる。なお、不織布等のような隙間の空いている薄い紙は、目詰め材等で隙間を埋めて用いることが好ましい。 Examples of the flexible substrate 2 other than the plastic film include art paper, nonwoven fabric, and silicon rubber. In addition, it is preferable to use a thin paper with a gap, such as a nonwoven fabric, with a gap filled with a filling material or the like.
フレキシブル基材２の厚さは、その材質によっても異なり、一概には言えないが、プラスチックフィルムの場合は、通常、３μｍ以上２００μｍ以下のものを好ましく用いることができる。また、ユポ（登録商標）、アート紙、不織布等では、１０μｍ以上２０００μｍ以下のものを好ましく用いることができる。本発明で用いるフレキシブル基材２の厚さは薄いが、後述する金属電極等を形成した後であっても変形が生じにくいという利点がある。その理由は、例えば、金属電極１１を金属ナノ粒子で形成する場合に、成膜時に加熱条件が厳しくなく、従来のように金属材料と樹脂バインダーとを含む導電性材料で金属電極を形成する場合の加熱等によってフレキシブル基材が変形しないという利点を有している。なお、フレキシブル基材２の形状は、所定の大きさの枚葉形状であってもよいし、ロール状に巻かれた長尺のシート形状であってもよい。 The thickness of the flexible base material 2 differs depending on the material and cannot be generally specified. However, in the case of a plastic film, a thickness of 3 μm or more and 200 μm or less can be preferably used. In addition, in YUPO (registered trademark), art paper, non-woven fabric, etc., those having a size of 10 μm or more and 2000 μm or less can be preferably used. Although the thickness of the flexible base material 2 used in the present invention is thin, there is an advantage that deformation does not easily occur even after a metal electrode or the like described later is formed. The reason is that, for example, when the metal electrode 11 is formed of metal nanoparticles, the heating conditions are not strict at the time of film formation, and the metal electrode is formed of a conductive material including a metal material and a resin binder as in the past. This has the advantage that the flexible base material is not deformed by heating or the like. In addition, the shape of the flexible base material 2 may be a sheet shape having a predetermined size, or may be a long sheet shape wound in a roll shape.
（金属電極）
金属電極１１は、金属塩化物電極２１よりも薄い厚さを有し、フレキシブル基材２上に設けられる。具体的には、金属電極１１は、厚さ１．６μｍ以下の範囲内でフレキシブル基材２上に設けられる。金属電極１１の構成材料としては、銀、金、銅、パラジウム、ロジウム、又はそれらの合金を挙げることができる。特に好ましくは、銀からなる銀電極である。銀電極は、例えば塩化物イオンを含む薬剤４に接触した場合であっても安定した電極特性を有するとともに、金属塩化物電極２１として銀−塩化銀電極を用いた場合に、その銀−塩化銀電極に対応する電極として好ましい。銀電極と銀−塩化銀電極とで構成された生体用電極１は、イオントフォレシス装置を安定した状態で実現できる。
(Metal electrode)
The metal electrode 11 has a smaller thickness than the metal chloride electrode 21 and is provided on the flexible substrate 2. Specifically, the metal electrode 11 is provided on the flexible substrate 2 within a thickness of 1.6 μm or less. Examples of the constituent material of the metal electrode 11 include silver, gold, copper, palladium, rhodium, and alloys thereof. Particularly preferred is a silver electrode made of silver. The silver electrode has stable electrode characteristics even when it is in contact with, for example, the drug 4 containing chloride ions. When a silver-silver chloride electrode is used as the metal chloride electrode 21, the silver-silver chloride is used. It is preferable as an electrode corresponding to an electrode. The biomedical electrode 1 composed of a silver electrode and a silver-silver chloride electrode can realize an iontophoresis device in a stable state.
金属電極１１が金属ナノ粒子で構成されていることが好ましい。具体的には、銀電極の場合は、平均粒径は、１ｎｍ以上１００ｎｍ以下の銀ナノ粒子を銀電極の構成材料として用いることが好ましい。なお、当該平均粒径は、５ｎｍ以上５０ｎｍ以下がより好ましく、さらに１５ｎｍ以上２０ｎｍ以下が好ましい。 The metal electrode 11 is preferably composed of metal nanoparticles. Specifically, in the case of a silver electrode, it is preferable to use silver nanoparticles having an average particle diameter of 1 nm or more and 100 nm or less as a constituent material of the silver electrode. The average particle size is more preferably 5 nm to 50 nm, and further preferably 15 nm to 20 nm.
銀ナノ粒子は粒子径が小さいので、そのナノサイズ効果によって粒子の焼結開始温度が下がって低温での焼結が可能となる。その結果、プラスチックフィルムのような低融点基材に熱ダメージを与えることなく、低融点基材上に形成することができる。なお、「平均粒径」は、電子顕微鏡観察結果により評価することができる。 Since the silver nanoparticles have a small particle diameter, the nano-size effect lowers the sintering start temperature of the particles and enables sintering at a low temperature. As a result, it can be formed on the low melting point substrate without causing thermal damage to the low melting point substrate such as a plastic film. The “average particle diameter” can be evaluated based on the result of observation with an electron microscope.
銀電極は、以下の工程によって形成される。まず、銀ナノ粒子と揮発性溶媒とからなる銀ナノ粒子含有スラリーが塗布剤として調製され、その塗布剤が、フレキソ印刷法、グラビア印刷法、インクジェット法、又は、ディスペンサーを用いた方法等で、フレキシブル基材２上に塗布される。そして、その後、揮発性溶媒が揮発する乾燥条件を加えることにより、上記した厚さ範囲で銀電極が形成される。 The silver electrode is formed by the following process. First, a silver nanoparticle-containing slurry composed of silver nanoparticles and a volatile solvent is prepared as a coating agent, and the coating agent is a flexographic printing method, a gravure printing method, an inkjet method, or a method using a dispenser, etc. It is applied on the flexible substrate 2. And then, by adding a drying condition in which the volatile solvent volatilizes, a silver electrode is formed in the above-described thickness range.
揮発性溶媒としては、極性溶媒、炭化水素系溶媒、水系溶媒、ケトン系溶媒等を挙げることができる。銀ナノ粒子含有スラリーは、通常、樹脂成分は含まない。フレキソ印刷やグラビア印刷は、例えば１００ｍ／分〜２００ｍ／分等のような高速印刷が可能であり、製造の効率化を図ることができる。特にインクジェット法や、ディスペンサーを用いた方法は、所定の形状を任意に塗布形成できるという利点があり、本発明では金属電極１１と金属塩化物電極２１とをインクジェット法で塗布形成する方法が好ましい。 Examples of the volatile solvent include a polar solvent, a hydrocarbon solvent, an aqueous solvent, a ketone solvent, and the like. The silver nanoparticle-containing slurry usually does not contain a resin component. Flexographic printing and gravure printing are capable of high-speed printing such as 100 m / min to 200 m / min, for example, and can improve manufacturing efficiency. In particular, the ink jet method and the method using a dispenser have an advantage that a predetermined shape can be arbitrarily formed by coating. In the present invention, the method of applying and forming the metal electrode 11 and the metal chloride electrode 21 by the ink jet method is preferable.
乾燥条件は、塗布剤に配合する揮発性溶媒の種類によって任意に調整可能である。ただし、通常、１２０℃で数秒間程度の乾燥により、揮発性溶媒を除去して、銀ナノ粒子が焼結されてなる銀電極を形成することができる。 The drying conditions can be arbitrarily adjusted depending on the type of volatile solvent to be blended in the coating agent. However, usually, the volatile solvent can be removed by drying at 120 ° C. for several seconds to form a silver electrode in which silver nanoparticles are sintered.
こうした乾燥条件に基づく銀電極の形成は、フレキシブル基材２に対する熱負荷を低減しているので、薄いフレキシブル基材２に「しわ」や「歪み」を生じさせることがない。また、本実施形態の銀電極は、従来のような樹脂バインダーを含む材料によって形成されるものではなく、樹脂バインダーを含まないので、従来の銀電極の抵抗値よりも低くなるという利点を有している。 Formation of the silver electrode based on such drying conditions reduces the thermal load on the flexible base material 2, and thus does not cause “wrinkles” or “distortion” in the thin flexible base material 2. In addition, the silver electrode of the present embodiment is not formed of a conventional material containing a resin binder, and does not contain a resin binder, so that it has an advantage that it is lower than the resistance value of the conventional silver electrode. ing.
金属電極１１の平面視形状は、例えば、図２に示すように、四角形等の角形、又は、円形や楕円形であってもよいし、それらが組み合わされた形状であってもよい。また、図２に示すような一様なベタ状であってもよいし、図３に示すような種々の形態であってもよい。 The planar view shape of the metal electrode 11 may be, for example, a square such as a quadrangle, a circle or an ellipse as shown in FIG. Moreover, the uniform solid shape as shown in FIG. 2 may be sufficient, and the various forms as shown in FIG. 3 may be sufficient.
また、薬剤４の保持性は、金属電極１１の形成方法によっても実現可能である。例えば、金属電極１１の形成方法として、フレキソ印刷を適用した場合には、印刷版で塗布剤を印刷した後にフレキシブル基材面から当該印刷版を剥がすことによって、印刷された金属電極１１の表面に平坦ではない凹凸を形成させることができるので、その状態で金属電極１１を乾燥させた場合には、当該金属電極１１は、その凹凸で薬剤ジェルを効果的に保持させることができる。また、インクジェット法や、ディスペンサーを用いた方法で銀電極を形成する場合にも、乾燥後に得られた金属電極１１の表面に凹凸を形成することができるので、金属電極１１は、その凹凸で薬剤４を効果的に保持させることができる。 In addition, the retainability of the drug 4 can also be realized by the method of forming the metal electrode 11. For example, when flexographic printing is applied as a method of forming the metal electrode 11, the printing agent is printed on the printing plate, and then the printing plate is peeled off from the surface of the flexible substrate to thereby form the surface of the printed metal electrode 11. Since unevenness that is not flat can be formed, when the metal electrode 11 is dried in that state, the metal electrode 11 can effectively hold the drug gel with the unevenness. In addition, even when the silver electrode is formed by an ink jet method or a method using a dispenser, since the unevenness can be formed on the surface of the metal electrode 11 obtained after drying, the metal electrode 11 is formed by the unevenness in the drug. 4 can be effectively retained.
なお、フレキシブル基材２上に、蒸着やコーティングによって形成される接着層を設けて、金属電極１１とフレキシブル基材２との密着性を向上させてもよい。この接着層に用いる材料としては、特に制限はなく、例えば、アクリル酸系アミド誘導体、ポリα−オレフィン系重合体、ランダムコポリエステル等のポリエステル系材料、シランカップリング剤等のシリコン系材料、及び、ポリマーブレンド体を用いることができる。また、このような材料は、１種単独で用いてもよいし、２種以上を混合して用いてもよい。 Note that an adhesive layer formed by vapor deposition or coating may be provided on the flexible substrate 2 to improve the adhesion between the metal electrode 11 and the flexible substrate 2. The material used for the adhesive layer is not particularly limited, and examples thereof include acrylic materials such as acrylic amide derivatives, poly α-olefin polymers, polyester materials such as random copolyesters, silicon materials such as silane coupling agents, and the like. A polymer blend can be used. Moreover, such a material may be used individually by 1 type, and 2 or more types may be mixed and used for it.
金属電極１１は、図１〜図３に示すように、配線６及び配線部１７を介して電源ユニット３９が接続される接続端子部１２に接続されている。すなわち、金属電極１１は、配線６及び配線部１７を介して電源ユニット３９と電気的に接続されている。 As shown in FIGS. 1 to 3, the metal electrode 11 is connected to the connection terminal portion 12 to which the power supply unit 39 is connected via the wiring 6 and the wiring portion 17. In other words, the metal electrode 11 is electrically connected to the power supply unit 39 via the wiring 6 and the wiring portion 17.
なお、接続端子部１２は、図２に示すように、電源ユニット３９と接続容易に、その中央に形成された穴を有している。そして、接続端子部１２は、図５及び図６のイオントフォレシス装置３１に示すように、当該穴と電極接続治具３６を用いて、フレキシブル基材２の裏面に設けられた電極端子接続部３４と、電極端子３３を介して容易に接続することができるように構成されている。 As shown in FIG. 2, the connection terminal portion 12 has a hole formed in the center for easy connection to the power supply unit 39. And the connection terminal part 12 is the electrode terminal connection part provided in the back surface of the flexible base material 2 using the said hole and the electrode connection jig 36, as shown to the iontophoresis apparatus 31 of FIG.5 and FIG.6. 34 and the electrode terminal 33 can be easily connected.
また、金属電極１１には、金属電極１１の内部及び周縁部の少なくともいずれか一方に、配線部１７との接合部分から連続的に形成され、かつ、生体面との接触から保護された通電経路５０が形成されている。 The metal electrode 11 is continuously formed from at least one of the inside and the peripheral portion of the metal electrode 11 from the joint portion with the wiring portion 17 and is protected from contact with the living body surface. 50 is formed.
具体的には、通電経路５０は、図２及び図３に示すように、金属電極１１の表面に絶縁層５１を被覆することによって当該金属電極１１を用いて形成されている。すなわち、通電経路５０は、金属電極１１の一部を利用して形成されている。そして、通電経路５０となる金属電極部分は、薬剤４や生体面から保護され、通電されても電極反応が生じないようになっている。例えば、絶縁層５１としては、熱硬化型絶縁層、ＵＶ硬化型絶縁層、ＰＥＴシール、紙シール、レジスト等の絶縁性を有する材料から形成されているとともに、配線部１７に形成された絶縁層１６と一体的に形成されている。また、通電経路５０の幅としては、０．５ｍｍ〜５．０ｍｍが好ましく、一例としては、１．０ｍｍが好ましい。さらに、通電経路５０の合計面積としては、金属電極１１の面積の１０％以下が好ましい。 Specifically, as shown in FIGS. 2 and 3, the energization path 50 is formed using the metal electrode 11 by covering the surface of the metal electrode 11 with an insulating layer 51. That is, the energization path 50 is formed using a part of the metal electrode 11. And the metal electrode part used as the electricity supply path | route 50 is protected from the chemical | medical agent 4 or a biological surface, and even if it supplies with electricity, an electrode reaction does not arise. For example, the insulating layer 51 is formed of an insulating material such as a thermosetting insulating layer, a UV curable insulating layer, a PET seal, a paper seal, or a resist, and the insulating layer formed on the wiring portion 17. 16 is formed integrally. Moreover, as a width | variety of the electricity supply path | route 50, 0.5 mm-5.0 mm are preferable, and 1.0 mm is preferable as an example. Furthermore, the total area of the energization paths 50 is preferably 10% or less of the area of the metal electrode 11.
このように、通電経路５０は、金属電極１１の一部を利用して形成することができるので、当該通電経路５０を簡易に形成することができるようになっている。 Thus, since the electricity supply path 50 can be formed using a part of the metal electrode 11, the current supply path 50 can be easily formed.
また、通電経路５０は、金属電極１１上に形成された、又は、当該金属電極１１に電気的に接触して形成された導電性を有するカーボン（例えばグラファイト）等の耐腐食性を有する導電性材料によって形成されていてもよい。この場合には、上記の絶縁層５１と同様に、金属電極１１上の通電経路５０を形成する位置に導電性材料を積層してもよいし、当該位置に導電性材料によって形成されたパターンを貼り合わせてもよい。また、金属電極１１の周縁に接するように導電性材料を積層してもよいし、当該位置に導電性材料によって形成されたパターンを貼り合わせてもよい。 In addition, the conduction path 50 is formed on the metal electrode 11 or is formed in contact with the metal electrode 11 and has conductivity such as conductive carbon (for example, graphite) having conductivity. It may be formed of a material. In this case, similarly to the insulating layer 51 described above, a conductive material may be laminated at a position where the conduction path 50 is formed on the metal electrode 11, or a pattern formed of the conductive material may be formed at the position. You may stick together. Alternatively, a conductive material may be stacked so as to be in contact with the peripheral edge of the metal electrode 11, or a pattern formed of the conductive material may be bonded to the position.
このように、導電性を有する耐腐食性の導電性材料によって形成された場合には、絶縁層５１を形成する場合に比べてフレキシブルに通電経路５０を形成することができるので、金属電極１１の周縁部や内部等金属電極１１の形状に制約されることなく簡易にかつ自由に形成することができる。 As described above, when the conductive layer 50 is formed of a conductive and corrosion-resistant conductive material, the current-carrying path 50 can be formed more flexibly than when the insulating layer 51 is formed. It can be easily and freely formed without being restricted by the shape of the metal electrode 11 such as the peripheral portion or the inside.
さらに、通電経路５０は、図２及び図３に示すように、金属電極１１の内部及び周縁部の少なくともいずれか一方に、配線部１７との接合部分から連続的に形成されている。通電経路５０の経路パターンは、特に限定されず、金属電極１１の各領域において、通電経路５０からの距離に著しく差が生じないように形成されていればよい。 Further, as shown in FIGS. 2 and 3, the energization path 50 is continuously formed from the joint portion with the wiring portion 17 in at least one of the inside and the peripheral portion of the metal electrode 11. The path pattern of the energization path 50 is not particularly limited as long as the distance from the energization path 50 is not significantly different in each region of the metal electrode 11.
ただし、通電経路５０が、図２及び図３に示すように、金属電極１１の外周に沿って配線部１７との接合部分から連続的に形成されていること、金属電極１１を形成する形状の重心を通るように形成されていること、又は、当該接合部分から放射状に複数の通電経路５０が形成されていることが好ましい。また、通電経路５０は、このような形状のうち、１種単独の形状によって形成されてもよいし、２種以上の形状を組み合わせて形成されていてもよい。 However, as shown in FIGS. 2 and 3, the energization path 50 is formed continuously from the joint portion with the wiring portion 17 along the outer periphery of the metal electrode 11, and the shape of the metal electrode 11 is formed. It is preferable that it is formed so as to pass through the center of gravity, or a plurality of energization paths 50 are formed radially from the joint portion. In addition, the energization path 50 may be formed by one type of shape among such shapes, or may be formed by combining two or more types.
このように、本実施形態においては、金属電極１１を薄膜化することができるので、使い捨て型の生体用電極１を構成する金属電極材料の使用量を必要最小限に抑えることができる。したがって、生体用電極１におけるコストの低減を図ることができるとともに、特に、材料単価が高い銀、金、パラジウム等の金属を金属電極に用いた場合には、その効果が大きい。 Thus, in this embodiment, since the metal electrode 11 can be thinned, the usage amount of the metal electrode material constituting the disposable biomedical electrode 1 can be minimized. Therefore, the cost of the biomedical electrode 1 can be reduced, and in particular, when a metal such as silver, gold, palladium or the like having a high material unit price is used for the metal electrode, the effect is great.
また、金属電極１１の各領域に通電するための通電経路５０を設けた構成を有し、金属電極１１の各領域に多角的にかつ効率的に通電を行うことができるとともに、当該金属電極１１の全ての領域において電極反応を生じさせることができるので、コストの低減を図りつつ、金属電極１１の面積に応じて想定される生体用電極１の寿命を確保し、生体用電極としての機能を十分に発揮させることができる。 Moreover, it has the structure which provided the electricity supply path 50 for supplying with electricity to each area | region of the metal electrode 11, and while being able to energize each area | region of the metal electrode 11 in many ways and efficiently, the said metal electrode 11 The electrode reaction can be caused in all the regions of the above, so that the lifetime of the biomedical electrode 1 assumed according to the area of the metal electrode 11 is secured and the function as the biomedical electrode is achieved while reducing the cost. It can be fully demonstrated.
（金属塩化物電極）
金属塩化物電極２１は、金属電極１１よりも厚い形状を有し、金属電極１１と同様に、フレキシブル基材２上に設けられる。具体的には、金属塩化物電極２１は、厚さ５μｍ以上２０μｍ以下の範囲内で、金属電極１１が設けられたフレキシブル基材２の同一面Ｓに隣接して設けられる。
(Metal chloride electrode)
The metal chloride electrode 21 has a thicker shape than the metal electrode 11, and is provided on the flexible substrate 2 in the same manner as the metal electrode 11. Specifically, the metal chloride electrode 21 is provided adjacent to the same surface S of the flexible substrate 2 on which the metal electrode 11 is provided within a thickness range of 5 μm to 20 μm.
金属塩化物電極２１の構成材料としては、銀−塩化銀電極を好ましく挙げることができる。銀−塩化銀電極は、例えば塩化物イオンを含む薬剤４に接触した場合であっても安定した電極電位特性を示すことができる。また、銀−塩化銀電極は、金属電極１１として銀電極を用いた場合に、その銀電極に対応する電極として好ましい。そして、銀電極と銀−塩化銀電極とで構成された生体用電極１は、イオントフォレシス装置３１を安定した状態で実現できる。 As a constituent material of the metal chloride electrode 21, a silver-silver chloride electrode can be preferably exemplified. The silver-silver chloride electrode can exhibit stable electrode potential characteristics even when it is in contact with, for example, the drug 4 containing chloride ions. Moreover, when a silver electrode is used as the metal electrode 11, the silver-silver chloride electrode is preferable as an electrode corresponding to the silver electrode. And the biological electrode 1 comprised with the silver electrode and the silver-silver chloride electrode can implement | achieve the iontophoresis apparatus 31 in the stable state.
生体用電極１を銀−塩化銀電極と銀電極とで構成し、薬剤４を設けてイオントフォレシス装置３１とし、０．１ｍＡ／ｃｍ２以上１０ｍＡ／ｃｍ２以下の範囲、好ましくは０．２ｍＡ／ｃｍ２以上２ｍＡ／ｃｍ２以下の範囲の電流を印加した場合には、銀−塩化銀電極の厚さは５μｍ以上２０μｍ以下の範囲であるので、銀電極の場合に比べて十分に許容できる量の電極材料を有しており、問題はない。 The biomedical electrode 1 is composed of a silver-silver chloride electrode and a silver electrode, and a drug 4 is provided to form an iontophoresis device 31, which is in the range of 0.1 mA / cm 2 to 10 mA / cm 2 , preferably 0.2 mA. When a current in the range of / cm 2 or more and 2 mA / cm 2 or less is applied, the thickness of the silver-silver chloride electrode is in the range of 5 μm or more and 20 μm or less, which is sufficiently acceptable as compared with the case of the silver electrode. There is no problem with the amount of electrode material.
金属塩化物電極２１は、金属粒子と樹脂バインダーとで構成されていることが好ましい。具体的には、銀−塩化銀電極の場合には、平均粒径が０．１μｍ以上３０μｍ以下の塩化銀粒子と、樹脂バインダーとを銀−塩化銀電極の構成材料として用いることが好ましい。このとき、樹脂バインダーとしては、ポリエステル、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリエーテル、ポリウレタン、メタクリル樹脂、エポキシ樹脂、フェノール樹脂、塩化ビニル、酢酸ビニル、塩化ビニル−酢酸ビニル共重合体等を挙げることができる。また、溶媒としては、人体に無害な溶媒であれば特に限定はなく、例えば、エタノール等の低級アルコールが好ましい。 The metal chloride electrode 21 is preferably composed of metal particles and a resin binder. Specifically, in the case of a silver-silver chloride electrode, it is preferable to use silver chloride particles having an average particle diameter of 0.1 μm or more and 30 μm or less and a resin binder as constituent materials of the silver-silver chloride electrode. At this time, examples of the resin binder include polyester, polypropylene, polyethylene, polyether, polyurethane, methacrylic resin, epoxy resin, phenol resin, vinyl chloride, vinyl acetate, vinyl chloride-vinyl acetate copolymer, and the like. The solvent is not particularly limited as long as it is harmless to the human body. For example, a lower alcohol such as ethanol is preferable.
銀−塩化銀電極は、以下の工程によって形成される。まず、塩化銀粒子と樹脂バインダーと溶媒とからなるスラリーが塗布剤として調製され、その塗布剤が、フレキソ印刷法、グラビア印刷法、インクジェット法、又は、ディスペンサーを用いた方法で、フレキシブル基材２上に塗布される。そして、その後、加熱して溶媒を揮発させるとともに、樹脂バインダーで塩化銀を結着させることにより、上記した厚さ範囲で銀−塩化銀電極が形成される。フレキソ印刷やグラビア印刷は、例えば、１００ｍ／分〜２００ｍ／分等のような高速のパターン印刷が可能であり、製造の効率化を図ることができる。また、インクジェット法や、ディスペンサーを用いた場合には、所定の形状を任意に塗布形成できるという利点がある。なお、本実施形態において、金属電極１１と金属塩化物電極２１とをインクジェット法で塗布形成することが好ましい。 The silver-silver chloride electrode is formed by the following process. First, a slurry comprising silver chloride particles, a resin binder, and a solvent is prepared as a coating agent, and the coating agent is a flexographic printing method, a gravure printing method, an inkjet method, or a method using a dispenser, and a flexible substrate 2. It is applied on top. And after that, while heating and volatilizing a solvent, a silver-silver chloride electrode is formed in the above-mentioned thickness range by binding silver chloride with a resin binder. Flexographic printing and gravure printing can perform high-speed pattern printing such as 100 m / min to 200 m / min, for example, and can improve manufacturing efficiency. In addition, when an inkjet method or a dispenser is used, there is an advantage that a predetermined shape can be arbitrarily formed by coating. In the present embodiment, it is preferable to apply and form the metal electrode 11 and the metal chloride electrode 21 by an inkjet method.
加熱条件は、塗布剤に配合する樹脂バインダーや溶媒の種類によって任意に調整できる。例えば、フェノール樹脂バインダーを樹脂バインダーとして用いるとともに、エタノールを溶媒として用いた場合は、１２５℃で２５分間の加熱により、銀−塩化銀電極を形成することができる。このような条件での銀−塩化銀電極の形成は、過度の熱が加わらないので、薄いフレキシブル基材２に「しわ」や「歪み」を生じさせない。 The heating conditions can be arbitrarily adjusted depending on the type of the resin binder and solvent to be blended in the coating agent. For example, when a phenol resin binder is used as a resin binder and ethanol is used as a solvent, a silver-silver chloride electrode can be formed by heating at 125 ° C. for 25 minutes. Formation of the silver-silver chloride electrode under such conditions does not apply excessive heat, and thus does not cause “wrinkles” or “distortion” in the thin flexible substrate 2.
金属塩化物電極２１の平面視形状も、金属電極１１の場合と同様、例えば、図２及び図３に示すように、四角形等の角形、又は、円形や楕円形であってもよいし、それらが組み合わされた形状であってもよい。また、図２に示すような一様なベタ状であってもよいし、金属電極１１のところで説明したような種々の形態としてもよい。 Similarly to the case of the metal electrode 11, the shape of the metal chloride electrode 21 in plan view may be, for example, a square such as a quadrangle, or a circle or an ellipse, as shown in FIGS. May be combined with each other. Further, it may be a uniform solid shape as shown in FIG. 2, or may be various forms as described for the metal electrode 11.
金属塩化物電極２１とフレキシブル基材２との間には、金属層を設けることが好ましい。このような金属層を設けることにより、電気信号を金属塩化物電極２１に効率良く伝えることができる。なお、この金属層の金属成分は、金属塩化物電極２１を構成する金属成分と同じであることが好ましく、例えば、金属塩化物電極２１が銀−塩化銀電極である場合には、金属層を銀層とすることが好ましい。 It is preferable to provide a metal layer between the metal chloride electrode 21 and the flexible substrate 2. By providing such a metal layer, an electric signal can be efficiently transmitted to the metal chloride electrode 21. The metal component of the metal layer is preferably the same as the metal component constituting the metal chloride electrode 21. For example, when the metal chloride electrode 21 is a silver-silver chloride electrode, the metal layer is A silver layer is preferred.
また、金属電極１１と同様に、フレキシブル基材２上に、蒸着やコーティングによって形成される接着層を設けて、金属電極１１とフレキシブル基材２との密着性を向上させてもよい。この接着層に用いる材料としては、特に制限はなく、例えば、アクリル酸系アミド誘導体、ポリα−オレフィン系重合体、ランダムコポリエステル等のポリエステル系材料、シランカップリング剤等のシリコン系材料、及び、ポリマーブレンド体を用いることができる。また、このような材料は、１種単独で用いてもよいし、２種以上を混合して用いてもよい。 Similarly to the metal electrode 11, an adhesive layer formed by vapor deposition or coating may be provided on the flexible substrate 2 to improve the adhesion between the metal electrode 11 and the flexible substrate 2. The material used for the adhesive layer is not particularly limited, and examples thereof include acrylic materials such as acrylic amide derivatives, poly α-olefin polymers, polyester materials such as random copolyesters, silicon materials such as silane coupling agents, and the like. A polymer blend can be used. Moreover, such a material may be used individually by 1 type, and 2 or more types may be mixed and used for it.
さらに、金属塩化物電極２１は、図１〜図３に示すように、配線６及び配線部２７を介して電源ユニット３９が接続される接続端子部２２に接続されている。すなわち、金属塩化物電極２１は、配線６及び配線部２７を介して電源ユニット３９と電気的に接続されている。 Further, as shown in FIGS. 1 to 3, the metal chloride electrode 21 is connected to the connection terminal portion 22 to which the power supply unit 39 is connected via the wiring 6 and the wiring portion 27. That is, the metal chloride electrode 21 is electrically connected to the power supply unit 39 via the wiring 6 and the wiring part 27.
なお、接続端子部２２は、上述と同様に、接続容易にその中央に形成された穴を有している。 In addition, the connection terminal part 22 has the hole formed in the center easily like the above-mentioned.
［イオントフォレシス装置］
本発明に係るイオントフォレシス装置３１は、図１及び図４〜図６に示すように、上記した本発明に係る生体用電極１を有し、その生体用電極１を構成する金属電極１１及び金属塩化物電極２１を覆うように薬剤４が設けられている。イオントフォレシス装置３１には、金属電極１１及び金属塩化物電極２１に接続する電極端子３３と、電極端子３３が電極端子接続部３４を介して接続される電源ユニット３９とが設けられている。また、電源ユニット３９は、信号生成部３７と電源部３８とを有している。
[Iontophoresis equipment]
As shown in FIG. 1 and FIGS. 4 to 6, the iontophoresis device 31 according to the present invention has the above-described biological electrode 1 according to the present invention, and the metal electrode 11 constituting the biological electrode 1 and The chemical | medical agent 4 is provided so that the metal chloride electrode 21 may be covered. The iontophoresis device 31 is provided with an electrode terminal 33 connected to the metal electrode 11 and the metal chloride electrode 21, and a power supply unit 39 to which the electrode terminal 33 is connected via an electrode terminal connection portion 34. The power supply unit 39 includes a signal generation unit 37 and a power supply unit 38.
具体的には、イオントフォレシス装置３１は、生体用電極１と、その生体用電極１を取り付ける電源ユニット３９とを有している。そして、その生体用電極１が有する電極端子３３が、電源ユニット３９が有する電極端子接続部３４にフック態様で嵌め合わされることにより、生体用電極１の取り付け又は取り外しが可能になっている。 Specifically, the iontophoresis device 31 includes a biological electrode 1 and a power supply unit 39 to which the biological electrode 1 is attached. And the electrode terminal 33 which the biomedical electrode 1 has is fitted in the electrode terminal connection part 34 which the power supply unit 39 has in a hook mode, and attachment or removal of the biomedical electrode 1 is possible.
イオントフォレシス装置３１は、好ましくは、図５に示すように電極端子３３上に絶縁層４０を備えた構成、又は、図６に示すように電極端子３３以外の箇所に薬剤４を設けられた構成を有している。このような構成にすることにより、電源ユニット３９に電極端子接続部３４を介して接続するための電極端子３３に直接薬剤４が接触しないので、接触抵抗の増加等の生体用電極１の機能低下を防止することができる。 The iontophoresis device 31 is preferably configured so that the insulating layer 40 is provided on the electrode terminal 33 as shown in FIG. 5, or the drug 4 is provided at a place other than the electrode terminal 33 as shown in FIG. It has a configuration. With such a configuration, the drug 4 does not directly contact the electrode terminal 33 for connection to the power supply unit 39 via the electrode terminal connection portion 34, so that the function of the biological electrode 1 such as an increase in contact resistance is deteriorated. Can be prevented.
薬剤４は、１種類又は２種類以上用いられる。特に、薬剤４としては、２種類以上用いることが好ましい。薬剤の使用形態としては、金属電極１１及び金属塩化物電極２１のいずれも覆うように１種類の薬剤４が設けられていてもよいし（図１及び図５参照）、金属電極１１及び金属塩化物電極２１のそれぞれを別に覆うように１種類の薬剤４ａが設けられていてもよい（図５参照）。また、金属電極１１及び金属塩化物電極２１のそれぞれを別に覆うようにそれぞれ異なる薬剤４ａ及び４ｂが設けられていてもよい（図４参照）。なお、金属電極１１や金属塩化物電極２１に設けられる薬剤４は、１種類の薬剤からなる単一薬剤であってもよいし、２種以上の薬剤を含む複合薬剤であってもよい。本実施形態においては、このように、薬剤４を用いることによって、効率よく、薬剤を体内へ浸透させることが可能となる。 One kind or two or more kinds of medicines 4 are used. In particular, it is preferable to use two or more kinds as the drug 4. As a form of use of the medicine, one kind of medicine 4 may be provided so as to cover both the metal electrode 11 and the metal chloride electrode 21 (see FIGS. 1 and 5), or the metal electrode 11 and the metal chloride. One kind of chemical | medical agent 4a may be provided so that each of the physical electrode 21 may be covered separately (refer FIG. 5). Moreover, different chemical | medical agents 4a and 4b may be provided so that each of the metal electrode 11 and the metal chloride electrode 21 may be covered separately (refer FIG. 4). In addition, the chemical | medical agent 4 provided in the metal electrode 11 or the metal chloride electrode 21 may be a single chemical | medical agent which consists of one type of chemical | medical agent, and may be a composite chemical | medical agent containing 2 or more types of chemical | medical agents. In the present embodiment, by using the drug 4 as described above, the drug can efficiently penetrate into the body.
薬剤４に含まれる薬剤としては、所望の効果を生じさせるために生体器官に供給される治療上の任意の能動物質を用いることができる。具体的には、主要な治療分野における治療薬を含むものであって、特に限定するものでなく、例えば、抗生物質及び抗ウィルス薬のような抗感染薬；鎮痛剤及び鎮痛剤複合物；麻酔剤、食欲抑制剤；抗関節炎薬；抗喘息薬；抗痙攣薬；抗うつ薬；抗糖尿薬；下痢止め薬；抗ヒスタミン薬；抗炎症薬；抗偏頭痛製剤；アンチモーション病（antimotion sickness）製剤；抗嘔吐剤；抗腫瘍剤；抗パーキンソン剤；心臓刺激剤；止痒剤；抗精神病薬；解熱剤；胃腸用及び尿道用を含む抗痙攣薬；抗コリン作用薬；交感神経様作用薬；キサンチン誘導体；カルシウム遮断薬を含む循環器製剤；β（ベータ）遮断薬；β（ベータ）作動薬；抗不整脈薬；高血圧症薬；ＡＣＥ抑制薬；利尿剤；一般血管、冠状動脈、末梢血管及び脳血管を含む血管拡張薬；中央神経興奮剤；咳及び風邪製剤；鬱血除去薬；診断薬；ホルモン；催眠剤；免疫抑制剤；筋弛緩剤；副交感神経病薬；副交感神経作用薬；プロスタグラジン；蛋白質；ペプチド；精神刺激薬；鎮静剤及び精神安定剤（トランキライザー）を含むものを用いることができる。 As the drug contained in the drug 4, any therapeutic active substance supplied to a living organ to produce a desired effect can be used. Specifically, including therapeutic agents in major therapeutic fields, not particularly limited, for example, anti-infective agents such as antibiotics and antiviral agents; analgesics and analgesic compounds; anesthesia Anti-arthritis drug; anti-asthma drug; anti-convulsant drug; antidepressant drug; anti-diabetic drug; anti-diarrheal drug; anti-histamine drug; anti-inflammatory drug; Formulations; Antiemetics; Antitumor agents; Antiparkinsonians; Cardiac stimulants; Antidiarrheals; Antipsychotics; Antipyretics; Anticonvulsants including gastrointestinal and urethral agents; Xanthine derivatives; cardiovascular products containing calcium blockers; beta (beta) blockers; beta (beta) agonists; antiarrhythmic drugs; hypertension drugs; ACE inhibitors; diuretics; general blood vessels, coronary arteries, peripheral blood vessels and Vasodilators including cerebrovascular; Chuogami Stimulants; cough and cold preparations; decongestants; diagnostics; hormones; hypnotics; immunosuppressants; muscle relaxants; parasympathomimetics; parasympathomimetics; prostaglandins; proteins; What contains a sedative and a tranquilizer can be used.
以上のように、本実施形態の生体用電極１は、薄膜化した金属電極１１の各領域に通電するための通電経路５０を形成することができるので、金属電極１１の各領域に多角的にかつ効率的に通電を行うことができる。 As described above, the living body electrode 1 of the present embodiment can form the energization path 50 for energizing each region of the thinned metal electrode 11, so that the region of the metal electrode 11 can be multifaceted. And it can energize efficiently.
したがって、本実施形態の生体用電極１は、金属電極１１を薄膜化することによってその電極材料の使用量を抑制しても、当該金属電極１１の全ての領域において電極反応を生じさせることができるので、コストの低減を図りつつ、金属電極１１の面積に応じて想定される生体用電極１の寿命を確保し、生体用電極としての機能を十分に発揮させることができる。 Therefore, the living body electrode 1 of the present embodiment can cause an electrode reaction in all regions of the metal electrode 11 even if the amount of the electrode material used is reduced by thinning the metal electrode 11. Therefore, the lifetime of the biological electrode 1 assumed according to the area of the metal electrode 11 can be ensured while the cost is reduced, and the function as the biological electrode can be sufficiently exhibited.
次に、図７〜図１４の各図を用いて具体的な実施例を示して本発明に係る生体用電極１についてさらに詳しく説明する。なお、図７は、各実施例及び比較例の実験に用いたシステムの概略構成図であり、図８は、実施例１の出力電流又は出力電圧と電流保持特性の経時変化を示すグラフである。また、図９は、比較例１の出力電流または出力電圧と電流保持特性の経時変化を示すグラフであり、図１０は、比較例１における実験前と実験後の銀電極の状態を示す図であり、図１１は、比較例２における出力電流又は出力電圧と電流保持特性の経時変化を示すグラフであり、図１２は、実施例１及び比較例２における実験前と実験後の銀電極の状態を示す図である。さらに、図１３は、各実施例及び各比較例に基づく通電経路５０（図７参照）の効果と銀電極の膜厚との関係を示すグラフである。 Next, the biological electrode 1 according to the present invention will be described in more detail with reference to specific examples shown in FIGS. FIG. 7 is a schematic configuration diagram of the system used in the experiments of each example and comparative example, and FIG. 8 is a graph showing the change over time of the output current or output voltage and current holding characteristics of Example 1. . FIG. 9 is a graph showing changes over time in the output current or output voltage and current holding characteristics of Comparative Example 1, and FIG. 10 is a diagram showing the state of the silver electrode before and after the experiment in Comparative Example 1. FIG. 11 is a graph showing changes over time in output current or output voltage and current holding characteristics in Comparative Example 2, and FIG. 12 shows the state of the silver electrode before and after the experiment in Example 1 and Comparative Example 2. FIG. Further, FIG. 13 is a graph showing the relationship between the effect of the energization path 50 (see FIG. 7) and the film thickness of the silver electrode based on each example and each comparative example.
（実施例１）
実施例１は、５ｃｍ２の円形形状を有し、厚さが１．５μｍの銀電極（金属電極１１）と、同一の円形形状を有し、厚さが２０μｍの銀−塩化電極（金属塩化物電極２１）と、を有する生体用電極１であって、銀電極の周縁部に幅約１．０ｍｍの絶縁層を有する生体用電極１を作製した。
Example 1
Example 1 has a circular shape of 5 cm 2 and a silver electrode (metal electrode 11) having a thickness of 1.5 μm, and a silver-chloride electrode (metal chloride) having the same circular shape and a thickness of 20 μm. A biological electrode 1 having a physical electrode 21) and having an insulating layer having a width of about 1.0 mm on the peripheral edge of the silver electrode was produced.
（実施例２）
実施例２は、実施例１において、銀電極の厚さを１．０μｍとした生体用電極１であり、それ以外の構成及び形状は、実施例１と同一である。
(Example 2)
Example 2 is the biological electrode 1 in which the thickness of the silver electrode is 1.0 μm in Example 1, and the other configuration and shape are the same as Example 1.
（比較例１）
比較例１は、実施例１において、銀電極の厚さを３．０μｍとした生体用電極１であって、通電経路が形成されていない生体用電極１であり、それ以外の構成及び形状は、実施例１と同一のである。
(Comparative Example 1)
Comparative Example 1 is a biological electrode 1 in which the thickness of the silver electrode is 3.0 μm in Example 1, and is a biological electrode 1 in which an energization path is not formed. Other configurations and shapes are as follows. This is the same as Example 1.
（比較例２）
比較例２は、実施例１において、銀電極に通電経路が形成されていない生体用電極１であり、それ以外の構成及び形状は、実施例１と同一である。
(Comparative Example 2)
The comparative example 2 is the biomedical electrode 1 in which the energization path | route is not formed in the silver electrode in Example 1, and the structure and shape other than that are the same as Example 1. FIG.
（比較例３）
比較例３は、実施例２において銀電極に通電経路が形成されていない生体用電極１であり、それ以外の構成及び形状は、実施例１と同一である。
(Comparative Example 3)
The comparative example 3 is the biomedical electrode 1 in which the energization path | route is not formed in the silver electrode in Example 2, and a structure and shape other than that are the same as Example 1. FIG.
（評価）
実施例１及び２と比較例１〜３の各生体用電極１の銀電極の厚さに対する電流保持特性を測定した。この電流保持特性は、図７に示すように、０．９％の生理食塩水中に銀電極及び銀−塩化銀電極を浸し、電源端子部から１ｍＡの電流を通電し、その出力電流及び出力電圧を測定した。その結果を、表１及び図８〜図１３に示す。
(Evaluation)
The current holding characteristics with respect to the thickness of the silver electrode of each of the biomedical electrodes 1 of Examples 1 and 2 and Comparative Examples 1 to 3 were measured. As shown in FIG. 7, this current holding characteristic is obtained by immersing a silver electrode and a silver-silver chloride electrode in 0.9% physiological saline, and applying a current of 1 mA from the power terminal, and the output current and output voltage. Was measured. The results are shown in Table 1 and FIGS.
実施例１では、表１、図８（Ａ）及び（Ｂ）に示すように、出力電流が０．２ｍＡ／ｃｍ２を５０分間保持していることがわかった。また、５０分過ぎには、銀電極のほとんどの領域で、生理食塩水の化合物と化合して電極反応が生じることによって塩化銀化して高抵抗化し、それに伴って出力電圧が上昇しているものと考えられる。また、実施例２においては、実施例１と同様に、出力電流０．２ｍＡ／ｃｍ２を２２分間保持し、その後に出力電流が上昇し、出力電圧が５Ｖを超えた。 In Example 1, as shown in Table 1 and FIGS. 8A and 8B, it was found that the output current was maintained at 0.2 mA / cm 2 for 50 minutes. In addition, after 50 minutes, in most regions of the silver electrode, it combines with a physiological saline compound to cause an electrode reaction, resulting in silver chloride and high resistance, and the output voltage increases accordingly. it is conceivable that. In Example 2, as in Example 1, the output current of 0.2 mA / cm 2 was held for 22 minutes, after which the output current increased and the output voltage exceeded 5V.
なお、一般的には、５Ｖを超えた電圧が人体に印加されると、強い刺激を感じるので、出力電圧が５Ｖ以下までの時間が生体用電極として使用可能となる時間（寿命）である。 In general, when a voltage exceeding 5 V is applied to the human body, a strong stimulus is felt, and therefore, the time until the output voltage is 5 V or less is the time (life) that can be used as a biological electrode.
一方、比較例１では、図９（Ａ）及び（Ｂ）に示すように、銀電極の厚さがあるために、銀電極に通電経路５０を形成しない場合であっても、０．２ｍＡ／ｃｍ２の出力電流を長時間（１５０分以上）保持していることを確認することができた。特に、出力電圧としては、１４０分前後で１Ｖを超えているが、その後は２Ｖ以下で安定しているので、特に、人体への刺激はない。また、図１０（Ａ）及び（Ｂ）に示すように、実験前の銀電極は、実験後には全体が灰色となり、塩化銀化していることがわかった。 On the other hand, in Comparative Example 1, as shown in FIGS. 9A and 9B, since there is a thickness of the silver electrode, even when the conduction path 50 is not formed in the silver electrode, 0.2 mA / It was confirmed that the output current of cm 2 was maintained for a long time (150 minutes or longer). In particular, the output voltage exceeds 1V around 140 minutes, but after that it is stable at 2V or less, so there is no particular irritation to the human body. Moreover, as shown to FIG. 10 (A) and (B), it turned out that the silver electrode before experiment becomes gray after the experiment, and is silver chloride.
他方、比較例２では、図１１（Ａ）及び（Ｂ）に示すように、０．２ｍＡ／ｃｍ２の出力電流の保持時間は３７分であり、実施例１において銀電極が同一の厚さ（１．５μｍ）の場合よりも保持時間が短時間であることがわかった。特に、銀電極の厚さが２倍である比較例１から勘案すると、保持時間は７５分以上と予想される。しかしながら、実際には、１／４程度であった。これにより、実験中に銀電極の各領域への通電が適切に行われなかったことがわかった。また、出力電流及び出力電圧とも、最終的には急激に変化しており、銀電極の内部が断線状態となって電極反応が終了したことが確認できた。 On the other hand, in Comparative Example 2, as shown in FIGS. 11A and 11B, the output current holding time of 0.2 mA / cm 2 is 37 minutes, and the silver electrode in Example 1 has the same thickness. It was found that the holding time was shorter than in the case of (1.5 μm). In particular, considering the comparative example 1 in which the thickness of the silver electrode is twice, the holding time is expected to be 75 minutes or more. However, actually, it was about 1/4. Thereby, it turned out that electricity supply to each area | region of the silver electrode was not performed appropriately during experiment. Further, both the output current and the output voltage changed abruptly in the end, and it was confirmed that the inside of the silver electrode was disconnected and the electrode reaction was completed.
また、図１２に示すように、厚さが１．５μｍの銀電極の生体用電極において、図１２（Ｂ）によって示される絶縁層によって通電経路が設けられた銀電極は、図９（Ａ）によって示される実験前の銀電極がほとんど灰色となり、全ての領域で塩化銀化していることがわかった。しかしながら、図１２（Ｃ）で示される通電経路がない銀電極は、当該銀電極の一部に銀が残り、電極反応が途中で終了していることがわかった。 Further, as shown in FIG. 12, in a silver electrode having a thickness of 1.5 μm, the silver electrode provided with a current-carrying path by the insulating layer shown in FIG. It was found that the pre-experimental silver electrode indicated by is almost gray and chlorinated in all regions. However, it was found that the silver electrode having no energization path shown in FIG. 12C has silver remaining in a part of the silver electrode, and the electrode reaction was terminated halfway.
なお、同様にして、比較例３においては、出力電流０．２ｍＡ／ｃｍ２の保持時間は７分であり、保持時間が著しく短時間であることがわかった。 Similarly, in Comparative Example 3, it was found that the holding time of the output current of 0.2 mA / cm 2 was 7 minutes, and the holding time was extremely short.
以上の結果から、表１に示すように、銀電極を一定の厚さ以下に薄膜化する場合には、通電経路を設けてあることが有効であることがわかった。具体的には、銀電極の厚さが１．５μｍであって、通電経路が形成されていない銀電極を用いた場合（比較例２）には、銀電極の厚さが２倍の３．０μｍのときと比べて出力電流の保持時間は１／４程度である。その一方、銀電極の厚さが１．５μｍであって、通電経路が形成された銀電極を用いた場合（実施例１）には、比較例２に比べて３５％も保持時間が増加してその特性が向上している。 From the above results, as shown in Table 1, it was found that when the silver electrode was thinned to a certain thickness or less, it is effective to provide an energization path. Specifically, when a silver electrode having a thickness of 1.5 μm and having no energization path is used (Comparative Example 2), the thickness of the silver electrode is doubled. Compared with the case of 0 μm, the holding time of the output current is about ¼. On the other hand, when a silver electrode having a thickness of 1.5 μm and having a current-carrying path is used (Example 1), the holding time is increased by 35% compared to Comparative Example 2. The characteristics are improved.
特に、銀電極の厚さが１．５μｍの場合には、出力電流の保持時間は１．３５倍となり、銀電極の厚さが１．０μｍの場合には、当該出力電流の保持時間は３．１４倍となった。このことから、銀電極の厚さが薄くなるほど、その効果が顕著であることがわかった。 In particular, when the thickness of the silver electrode is 1.5 μm, the holding time of the output current is 1.35 times, and when the thickness of the silver electrode is 1.0 μm, the holding time of the output current is 3 14 times. From this, it was found that the effect becomes more remarkable as the thickness of the silver electrode becomes thinner.
また、図１３に示すように、上記の実験結果から、銀電極に設ける通電経路が必要な銀電極の厚さは、１．６μｍ以下であることが判った。なお、図１３のグラフにおいては、横軸は、銀電極の膜厚を示し、縦軸は、通電経路が形成された際の効果、すなわち、通電経路を有している場合の生体用電極の出力電流の保持時間を、通電経路がない同一の銀電極の厚さを有する生体用電極の出力電流の保持時間で除算した値（倍）を示す。 Further, as shown in FIG. 13, from the above experimental results, it was found that the thickness of the silver electrode that requires a conduction path provided in the silver electrode is 1.6 μm or less. In the graph of FIG. 13, the horizontal axis indicates the film thickness of the silver electrode, and the vertical axis indicates the effect when the energization path is formed, that is, the bioelectric electrode having the energization path. A value (times) obtained by dividing the holding time of the output current by the holding time of the output current of the biological electrode having the same silver electrode thickness without the energization path is shown.
なお、当該図１３のグラフにおいては、１．０倍を示す膜厚（すなわち、１．６μｍ）よりも厚い膜厚の銀電極を有する生体用電極は、通電経路が無くても銀電極の全ての領域については電極反応をさせることができることが判った。 In the graph of FIG. 13, the biomedical electrode having a silver electrode with a thickness greater than 1.0 times (that is, 1.6 μm) is the same as the silver electrode even when there is no energization path. It was found that the electrode reaction can be caused in the region of.
１ 生体用電極
２ フレキシブル基材
４，４ａ，４ｂ 薬剤
６ 配線
１１ 金属電極
１２ 電源端子部
１６ 絶縁層
１７ 配線部
２１ 金属塩化物電極
２２ 電源端子部
２７ 配線部
３１ イオントフォレシス装置
３２ 電極接続治具
３３ 電極端子
３４ 電極端子接続部
３５ 配線
３６ 電極接続治具
３７ 信号生成部
３８ 電源部
３９ 電源ユニット
４０ 絶縁層
５０ 通電経路
５１ 絶縁層
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Biological electrode 2 Flexible base material 4,4a, 4b Drug 6 Wiring 11 Metal electrode 12 Power supply terminal part 16 Insulating layer 17 Wiring part 21 Metal chloride electrode 22 Power supply terminal part 27 Wiring part 31 Iontophoresis apparatus 32 Electrode connection treatment Tool 33 Electrode terminal 34 Electrode terminal connection part 35 Wiring 36 Electrode connection jig 37 Signal generation part 38 Power supply part 39 Power supply unit 40 Insulating layer 50 Current path 51 Insulating layer
Claims (7)
フレキシブル基材と、
前記フレキシブル基材に設けられた金属電極と、
前記金属電極が設けられた前記基材の同一面に設けられた金属塩化物電極と、
前記フレキシブル基材に形成され、前記電源ユニットが接続される接続部分と前記金属電極とを電気的に接続するために設けられた配線部と、
を備え、
前記金属電極の厚さが１．６μｍ以下（０を含まず）であり、
前記金属電極に、前記配線部との接合部分から連続的に形成された通電経路が形成されていることを特徴とする生体用電極。 A biological electrode that is brought into contact with a biological surface via a medicine and a signal is supplied from a power supply unit,
A flexible substrate;
A metal electrode provided on the flexible substrate;
A metal chloride electrode provided on the same surface of the base material provided with the metal electrode;
A wiring part formed on the flexible base material and provided to electrically connect the connection part to which the power supply unit is connected and the metal electrode;
With
The metal electrode has a thickness of 1.6 μm or less (excluding 0),
The biological electrode, wherein a current-carrying path formed continuously from a joint portion with the wiring portion is formed in the metal electrode.
An iontophoresis device having the biomedical electrode according to claim 1.
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