JP2015037695A - 導電性高分子繊維及び生体電極 - Google Patents
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Abstract
【解決手段】基材繊維11に、導電性高分子を含む導電体12が含浸及び/又は付着されてなり、前記導電性高分子がPEDOT-PSSであることを特徴とする導電性高分子繊維10。
【選択図】図1
Description
本願は、2011年11月17日に日本に出願された特願2011−251524号、2012年8月24日に日本に出願された特願2012−185343号、2012年8月29日に日本に出願された特願2012−189102号、及び、2012年9月26日に日本に出願された特願2012−212998号、に基づき優先権を主張し、その内容をここに援用する。
近年では、生体への適合性が良い材料として、導電性及び親水性が特に優れた導電性高分子であるPEDOT-PSS{ポリ(3,4-エチレンジオキシチオフェン)-ポリ(スチレンスルホン酸)}の水溶液を、アセトンの凝固浴槽へ、ノズルから押し出すことによって糸状に成形した導電性繊維の開発が進められている。そして、その実用化も検討されている(例えば、非特許文献1参照)。
衣料品は使用時に雨や汗による水濡れが発生する可能性がある。生体電極やバイオインターフェースは、その使用環境が、本来、高湿度である。従って、これらの幅広い用途に導電性及び親水性に優れたPEDOT-PSSを活用するために、上記問題の解決が求められていた。
このように、電解質ゲル又はペーストに頼った既存の生体電極の構成は、装着感が不良であり、電極のさらなる小型化や高密度化を困難にしている。
特に生体電極と生体組織の境界部に生じる機械的なストレスによって炎症が生じ、組織が障害(侵襲)されることが問題となっている。
本発明の第一から四の態様は、上記従来の問題点に鑑みて、また本発明者の様々な検討によりなされたものである。本発明において、第一の態様の導電性高分子繊維は、第二の態様の装置や製法で好ましく製造されることができる。また第三や四の態様の電極や装置は、第一の態様の導電性高分子繊維を好ましく使用することができる。
本発明の第一の態様は、以下の導電性高分子繊維を提供する。
I−(1): 本発明の第一の態様の導電性高分子繊維は、基材繊維に、導電性高分子を含む導電体が含浸及び付着されてなり、前記導電性高分子がPEDOT-PSSである導電性高分子繊維であって、複数の前記基材繊維の間に、前記導電体が前記基材繊維に密着して配されているとともに、前記基材繊維内に前記導電体が含浸されていることを特徴とする。
I−(2): 上記の導電性高分子繊維は、前記導電体は、添加剤としてグリセロール、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、ソルビトール、スフィンゴシン又はホスファチジルコリンを含有する。
本発明に関連する第二の態様は、以下の導電性高分子繊維の製造方法及び装置である。
II−(1): 本発明に関連する導電性高分子繊維の製造方法は、糸状、紐状、布状又はリボン状の繊維束からなる絶縁性の基材繊維を、導電性高分子としてPEDOT−PSS{ポリ(3,4−エチレンジオキシチオフェン)−ポリ(スチレンスルホン酸)}を含む導電体の溶液に浸漬することにより、前記基材繊維に前記導電体を含浸及び/又は付着させる浸漬工程と、前記基材繊維を前記導電体の溶液から垂直に引き上げながら電極間で走行させて通電することにより、前記基材繊維に含浸及び/又は付着した前記導電体を電気化学的に重合固定する固定工程と、前記導電体が重合固定された前記基材繊維を送風乾燥する乾燥工程と、を順次備えてなり、さらに、前記浸漬工程、前記固定工程及び前記乾燥工程の各々を、雰囲気湿度を調湿しながら行うことを特徴とする。
なお、ここで言う電極とは、単数(単極)の電極の他、複数の電極の構成も含む。
上記第二の態様のII−(1)は、以下の特徴を有することも好ましい。
具体的には、前記固定工程に関して、前記電極として複数の電極を用い、且つ、前記複数の電極が、前記基材繊維の長手方向で複数備えられた櫛歯を有する櫛歯状電極とされており、前記櫛歯状電極は、前記基材繊維の径方向両側から前記基材繊維を挟み込むように配置されているとともに、前記複数の櫛歯が、前記基材繊維の径方向両側から、前記基材繊維の長手方向で各々交互に組み合わせられるように配置されており、前記基材繊維に対して、径方向両側から前記櫛歯状電極に備えられる前記複数の櫛歯を押し当てつつガイドしながら、前記基材繊維を走行させて通電する方法としても良い。
II−(5): 本発明の第二の態様の導電性高分子繊維の製造装置は、導電性高分子としてPEDOT−PSS{ポリ(3,4−エチレンジオキシチオフェン)−ポリ(スチレンスルホン酸)}を含む導電体の溶液が内部に収容され、糸状、紐状、布状又はリボン状の繊維束からなる絶縁性の基材繊維を前記導電体の溶液に浸漬させることで、前記基材繊維に前記導電体を含浸及び/又は付着させるための浸漬容器と、前記基材繊維を前記浸漬容器に収容された前記導電体の溶液から垂直に引き上げるための巻き取り部と、前記垂直に引き上げられる基材繊維を走行させながら通電することで、前記基材繊維に含浸及び/又は付着した前記導電体を電気化学的に重合固定する電極と、前記導電体が重合固定された前記基材繊維に向けて送風することで乾燥させるための乾燥部と、前記基材繊維の近傍における雰囲気湿度を調整するための調湿部と、を具備してなることを特徴とする。
II−(6): 前記電極が複数の電極からなり、且つ、前記複数の電極が、前記基材繊維の長手方向で複数備えられた櫛歯を有する櫛歯状電極であり、前記櫛歯状電極は、前記基材繊維の径方向両側から前記基材繊維を挟み込むように配置されるとともに、前記複数の櫛歯が、前記基材繊維の径方向両側から、前記基材繊維の長手方向で各々交互に組み合わせられるように配置されており、前記櫛歯状電極に備えられる前記複数の櫛歯を、前記基材繊維の径方向両側から押し当てつつガイドしながら、前記基材繊維を走行させて通電する構成を採用することも好ましい。
本発明に関連する第三の態様は、以下の生体電極である。
III−(1): 導電性高分子を含有する導電性複合繊維を用いたことを特徴とする生体電極である。
上記生体電極は以下の特徴を有することも好ましい。
III−(8): 前記III−(1)〜(7)のいずれか一に記載の生体電極が備えられたことを特徴とする生体信号測定装置である。
本発明に関連する第四の態様は以下の電極である。
IV−(1): 導電性高分子を含有する導電性複合繊維を備えたことを特徴とする体内埋め込み型電極。
本発明の体内埋め込み型電極は以下の特徴を有することも好ましい。
BDNF (Brain-derived neurotrophic factor)、SKF96365、Cilostazol、Gadolinium、NT3 (Neurotrophin-3), GSNO (S-Nitrosoglutathione)、マグネシウム(Magnesium)、TRIM (1-(2-Trifluoromethylphenyl)imidazole)、 EGTA(ethylene glycol tetraacetic acid)、又はRuthenium Redのいずれか1種以上の薬物を含む溶液を入れることにより、前記被覆が施された前記導電性複合繊維の前記一端部から前記他端部へ前記溶液を浸透させることができる。すなわち、生体組織内において前記他端部から前記溶液を放出し、前記導電性複合繊維の周囲に局所的に前記溶液に含まれる薬物等を投与することができる。
(第一の態様の効果)
本発明の第一の態様によれば、導電性、乾燥状態及び湿潤状態における強度、並びに柔軟性に優れた導電性高分子繊維と、それを備えた生体電極を提供することができる。
本発明のI−(1)に記載の導電性高分子繊維によれば、基材繊維が有する高い強度及び柔軟性と、導電性高分子であるPEDOT-PSSが有する導電性及び親水性とを併せ持つ繊維が得られる。
I−(2)の構成によれば、添加剤がPEDOT-PSSの吸水を抑制し、湿潤状態になることによる強度の低下を防ぐことができるので、導電性高分子繊維がより高強度の繊維となる。
I−(3)の構成によれば、導電体が基材繊維の周囲を被覆することにより、導電性高分子繊維の導電性がより高まるとともに、複数の導電性高分子繊維を接触させて導通させることがより容易となる。
I−(4)の構成によれば、基材繊維内に導電体が含浸されているため、導電体と基材繊維とが分離する恐れが無く、優れた長期信頼性を有する繊維となる。
I−(5)の構成によれば、導電性高分子繊維の内部及び周囲の導電体に挟まれて金属又はカーボンが配されているので、より一層高い導電性を有する繊維となる。また、金属又はカーボンが繊維表面に露出していないため、金属又はカーボンの腐食や劣化が防止される。
I−(6)の構成によれば、導電体が基材繊維の周囲を被覆することにより、導電性高分子繊維の導電性がより高まるとともに、複数の導電性高分子繊維を接触させて導通させることがより容易となる。
I−(7)の構成によれば、絶縁層によって導電性高分子繊維が保護されるので、耐久性に優れた繊維となる。
本発明のI−(8)の生体電極によれば、導電性、乾燥状態及び湿潤状態における強度に優れ、さらに柔軟性にも優れる導電性高分子繊維を備えているため、生体の体表面や体内に設置する箇所の自由度が高く、設置作業時の作業性に優れ、電気的な測定を充分に行うことが可能であり、さらに比較的長期間の測定が可能となる。
本発明の第二の態様によれば、以下の効果を得ることができる。
本発明の第二の態様によれば、本発明の導電性高分子繊維の製造方法によれば、上述のように、PEDOT−PSSを含む導電体が含浸及び/又は付着した基材繊維を、導電体溶液から垂直に引き上げながら、単数又は複数の電極間で走行させて通電する方法を採用している。これにより、基材繊維に導電体を電気化学的に重合固定する工程を、一段階の工程で連続的に行うことができるので、生産性が向上する。さらに、基材繊維を垂直に引き上げながら電極間で走行させることで、基材繊維に重合固定する導電体を均等に分散させ、偏在を防止できる。従って、生体適合性が高く良好な均質性を備え、導電性と耐久性に優れた導電性高分子繊維を、生産性良く製造することが可能となる。
より具体的に説明すれば以下の効果を得ることができる。
第二の態様のII−(1)から(8)によれば、以下の効果を得ることができる。
さらに、この構成によれば、基材繊維を垂直に引き上げながら電極間を走行させることで、基材繊維に重合固定する導電体を均等に分散させ、偏在を防止できるので、導電性と耐久性に優れた導電性高分子繊維が得られる。
またこのる構成によれば、基材繊維の長手方向で複数備えられた櫛歯を有する櫛歯状電極を用い、複数の櫛歯が、基材繊維の径方向両側から、基材繊維の長手方向で各々交互に組み合わせられるように配置されているので、基材繊維が複数の櫛歯に対して繰り返し接触して通電されることにより、基材繊維への導電体の重合固定効率を高めることができる。
本発明の第三の態様によれば、以下の効果を得ることができる。
本発明の上記第三の態様の体表面装着型の生体電極は、導電性高分子と柔軟な繊維素材を複合させた複合繊維を備えている。このため、生体表面に対する設置性が従来よりも向上し、電極の小型化、皮膚との接触面積の縮小化が可能である。また、本発明の生体電極は柔軟な繊維素材によって構成されているため、装着時に皮膚へ与える刺激が少なく、装着中の違和感を生じにくい。さらに、本発明の生体電極を構成する複合繊維は皮膚に対して適度な吸着性を有するため、従来の生体電極のように高粘着性のゲル又はテープ等によって皮膚及び電極を密閉する必要がない。すなわち、本発明の生体電極によれば、被験者(装着者)の負担を低減し、快適な装着感を提供することができる。
より具体的に説明すれば以下の効果を得ることができる。
III−(1)の生体電極は、導電性、柔軟性及び優れた引っ張り強度を有する導電性複合繊維を用いているため、従来の生体電極と比べて、装着した時の不快感や装着者へのダメージが少なく、単位面積あたりの電極抵抗が小さく、精密な生体信号の伝達が可能であり、さらに小型化、軽量化に適している。
III−(2)では、前記接触子の形状が皮膚又は生体表面への接触に適しているため、より精密な生体信号の伝達が可能である。また、装着者への不快感やダメージがより低減される。
III−(3)では、前記生体電極が上記構成を有する接触子を備えることにより、前記接触子及び生体電極の構造的強度が高められ、電極抵抗をより小さくできる。
III−(4)では、前記導電性複合繊維が皮膚に対する吸着性又は親水性を有することにより、前記生体電極を皮膚表面又は生体表面に自立的に設置することが可能であり、ノイズが低減された高精度の生体信号の伝達をより容易に行うことができる。また、前記生体電極によれば、従来の生体電極の皮膚表面への設置に必要であった粘着性及び導電性を有するペースト若しくはゲルを使用することなく設置することができる。
III−(6)の前記生体電極によれば、広い面積の皮膚表面又は生体表面に前記接触子を安定した状態で接触させることができる。
III−(7)の前記生体電極によれば、ホルダーが有する伸縮性により、シート状基材の表面に配置された接触子を皮膚表面に押し付けることができるので、接触子を安定に設置することができる。さらに、この安定な状態を維持しつつ、ホルダーがシート状基材の裏面を摺動しながら、ホルダーがシート状基材と独立して移動し、ホルダーと皮膚表面との相対的位置が変更可能となる。このため、前記生体電極の装着者が体を動かした場合にも、安定に生体信号を伝達することができる。
III−(8)では、前記生体信号測定装置としては、例えば心電図測定装置、心拍計、脳波測定装置などが挙げられる。前記生体信号測定装置において、前記生体電極は生体表面から信号を受信する機能だけでなく、電気信号(電気刺激)を送信する機能を有していても構わない。
本発明の第四の態様によれば、以下の効果を得ることができる。
上記第四の態様の本発明の体内埋め込み型電極によれば、電極を構成する導電性複合繊維が柔軟で生体親和性に優れるため、埋め込んだ生体組織に対する侵襲性を低減することができる。また、導電性複合繊維に含まれる導電性高分子が生体内の微弱な電気信号を検出することができるため、高精度の信号の送受信を外部装置と電極埋め込み部との間で行うことができる。
さらに、導電性複合繊維を構成する繊維材料により機械的強度が高められているため、体内埋め込み時の外力により電極が破損することがなく、体内埋め込み後における耐久性に優れる。
本発明の生体信号測定装置に備えられた前記体内埋め込み型電極は生体組織に対する侵襲性が低いため、生体組織が本来有する機能を損なわずに、高精度の信号の送受信を外部に設置した測定装置と電極埋め込み部との間で行うことができる。
より具体的に説明すれば以下の効果を得ることができる。
IV−(1)の体内埋め込み型電極によれば、電極を構成する導電性複合繊維が柔軟性及び生体親和性に優れるため、埋め込んだ生体組織に対する侵襲性を低減することができる。また、導電性複合繊維に含まれる導電性高分子が生体内の微弱な電気信号を伝達できるため、高精度の信号の送受信を外部装置と電極埋め込み部との間で行うことができる。さらに、導電性複合繊維を構成する繊維材料により機械的強度が高められているため、体内埋め込み時の外力により電極が破損することがなく、体内埋め込み後における耐久性に優れる。
IV−(2)によれば、棒状に成形された導電性複合繊維は、体内埋め込み時に針の如く差し込むことができるため、生体組織に対する侵襲性をより低減することができる。コイル状(螺旋状)に成形された導電性複合繊維は、埋め込まれた生体組織内で位置ズレを起こすことが殆どなく、高精度の信号の送受信を外部装置と電極埋め込み部との間で行うことができる。
IV−(3)によれば、前記導電性複合繊維が先端部に接着された前記針を、生体組織に刺入する(刺し入れる)という簡単な操作により、低い侵襲性で容易に、生体組織内に前記導電性複合繊維を設置することができる。また、設置した導電性複合繊維を生体内に留めたまま、前記針を抜去するという簡単な操作により、低い侵襲性で容易に、信号の送受信には不要な前記針を生体外に除いて、導電性複合繊維の設置を完了することができる。
IV−(4)によれば、前記針を生体組織内に刺入すると、前記接着性材料が体液等の水分を吸収することにより溶解し、前記針と前記導電性複合繊維との接着を容易に解除することができる。接着の解除後、前記針を生体外へ抜去し、前記導電性複合繊維を生体組織中に留めることができる。
IV−(6)によれば、前記電線により、生体組織内に埋め込まれた前記導電性複合繊維と外部装置とを電気的に接続することができる。
IV−(7)によれば、前記芯部の一端部を薬物溶液等が貯留されたリザーバー又はチューブコネクターが備えられたチャンバーに接続し、前記芯部の他端部を生体組織内の所定位置へ設置することにより、前記芯部を構成する導電性複合繊維を薬物溶液等が透過(浸透)して、他端部が位置する生体組織中へ薬物溶液を輸送することができる。
IV−(8)によれば、前記流路を介して前記薬物(薬剤)を電極が埋め込まれた部位に投与することができる。前記薬物は生体反応を抑制する又は促進する薬理作用を有する薬物であることが好ましい。前記薬物としては、例えば生体組織の障害を低減させる薬物、生体組織の修復を促す薬物、生体組織を成長させる薬物等が挙げられる。
IV−(9)によれば、前記体内埋め込み型電極は生体組織に対する侵襲性が低いため、生体組織が本来有する機能を損なわずに、外部に設置した測定装置と電極埋め込み部との間で、信号の送受信を高精度に行うことができる。
例えば図1の説明において好ましいとされた例は、特に断りの無い限り、本態様の他の例でも好ましく使用できる。
《第一の態様について》
以下、本発明の第一の態様の第一の態様の実施形態について、図面を参照して説明するが、本発明はかかる実施形態に限定されない。
本発明の第一の態様の第一の態様は、導電性高分子繊維、及び生体電極に関する。より詳しくは、基材繊維に導電性高分子が含浸又は付着された導電性高分子繊維、及び前記導電性高分子繊維を備えた生体電極に関する。
<第一の態様の第一実施形態>
図1に示す本発明の導電性高分子繊維10(第一実施形態)は、基材繊維11に、導電性高分子としてPEDOT−PSS{ポリ(3,4−エチレンジオキシチオフェン)−ポリ(スチレンスルホン酸)}を含む導電体12が被覆された繊維である。図1は導電性高分子繊維10の長手方向の断面図であり、図3はその長手方向に直交する方向の断面図である。導電性高分子繊維10は、基材繊維11を芯として、その周囲に導電体12が被覆されているので、両者の密着面積が大きくなっており、互いに充分に接着した複合繊維となっている。この構成であると、導電体12が基材繊維11によって補強されているので、導電体12だけからなる繊維と比べて強度を強くすることができる。特に、乾燥状態及び湿潤状態における強度に優れたものとなる。また、芯である基材繊維11の柔軟性が導電性高分子繊維10に付与される。
前記合成繊維としては、例えばナイロン、ポリエステル、アクリル、アラミド、ポリウレタン、炭素繊維などが挙げられる。前記植物性の繊維としては、例えば綿、麻、ジュートなどが挙げられる。前記動物性の繊維としては、例えば絹、羊毛、コラーゲン、動物組織を構成する弾性繊維などが挙げられる。
基材繊維は、シルク単体であることも好ましい。必要に応じて混合物であることも好ましい。シルク混合物である場合、シルクの含有率は0.1%以上100%未満であってもよく、1%以上95%以下であっても良く、3%以上90%以下であってもよく、10%以上80%以下であっても良く、30%以上70%以下であってもよく、40%以上60%以下であってもよい。目的に応じて適宜別の材料と混合することも好ましい。
基材繊維11の長さは特に制限されず、用途に応じて適宜選択できる。例えば、生体組織への埋め込み用の電極としては10μm〜10cm、体表のバイオインターフェースに用いる場合は1mm〜50cm、衣料品への織り込み又は編み込みには繊維材料として1cm〜100mなどとすることができる。これに限定されず、必要に応じて選択してよい。
この知見に基づき、本発明においては、基材繊維11としてシルク繊維を使用し、且つ、導電体12に含まれる導電性高分子としてPEDOT-PSSを使用することがより好ましい。
本発明で用いる導電性高分子の分子量は特に制限されない。例えば数千〜数十万の範囲のものが使用できる。必要に応じて任意に選択して良い。具体例を挙げれば、ポリスチレン換算の重量平均分子量(Mw)が1000〜900000の範囲であってもよく、3000〜450000の範囲であっても良く、5000〜50000の範囲であってもよい。ただしこの範囲に限定されるものではない。
なお、前記濡れ特性の調整の具体例としては、例えば吸水性の調整、湿潤・乾燥時の過剰な膨張・収縮の防止等が挙げられる。
またPEDOT-PSSの濡れ特性を調整し、更に柔軟性を付与する目的で用いる添加剤としては、上記例のうち、特にグリセロール、ソルビトール、ポリエチレングリコール、及び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が好ましい。
上記アニオン性界面活性剤としては、例えばアルキル硫酸塩、アルキルベンゼンスルホン酸塩、アルキルスルホコハク酸塩、脂肪酸塩などが挙げられる。
上記非イオン性界面活性剤としては、例えばポリオキシエチレン、ポリオキシエチレンアルキルエーテルなどが挙げられる。
多価アルコールとしては、例えば、エチレングリコールなどのグリコール類、グリセリンなどの鎖状多価アルコール、グルコースやスクロースなどの環状多価アルコール、ポリエチレングリコールやポリビニルアルコール、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などのポリマー状多価アルコールなどが挙げられる。
糖アルコールとしては、例えばソルビトール、キシリトール、エリトリトールなどが挙げられる。
上記のアクリル樹脂としては、例えば、ポリアクリル酸、ポリメチルメタクリレート、ポリメタクリル酸メチル樹脂などが挙げられる。
必要に応じて、基材繊維は導電体に完全に覆われていなくても良い。本発明において、厚さとは基材繊維の中心から表面に向かう線が導電体に覆われる長さであっても良い。
図1に示す導電性高分子繊維10のように、導電体12を基材繊維11の表面に付着又は被覆する方法としては、以下の方法が例として挙げられる。
まず導電性高分子を含む水溶液(例えば、市販のPEDOT-PSS溶液(Heraeus 社:CLEVIOS P))を溶液バス中で基材繊維11の表面に付着させる。この後、又は、ローラー若しくはブラシを用いて基材繊維11の表面に前記溶液を均一に塗布した後、前記溶液に含まれる水分の一部を乾燥除去する。次いで、アセトン、メタノール、エタノール等の有機溶媒または塩化マグネシウム溶液等の固定液を塗布して、PEDOT-PSS等の導電性高分子をゲル化する。このことによって、基材繊維11の表面にPEDOT-PSS等の導電性高分子を含む導電体12を固定する方法(以下、作成法1aということがある。)が例示できる。前記水溶液の一例として、PEDOT-PSS等の導電性高分子が0.1〜50(v/v)%の濃度で含有される水溶液が挙げられる。この濃度は必要に応じて選択できる。例えば、濃度は、1〜30%でも良いし、30〜50%でも良いし、0.5〜15%などであっても良い。なお、前記水溶液中には、必要に応じて、前記添加剤を含有させることができる。
また本発明では、導電性高分子を含む水溶液としては、例に挙げたCLEVIOS P以外にも、PEDOT-PSSを含む溶液であれば、如何なるものも使用できる。
導電体12に添加剤を含有させる方法としては、作成法1aによって基材繊維11に塗工した導電体12を乾燥させた後、得られた導電性高分子繊維10を用いて、その表面に添加剤を塗布する方法や、添加剤を含む溶液中に導電性高分子繊維10を所定の時間で浸漬した後、その表面に残る余剰の添加剤の溶液を除去する方法が例示できる。また、別の方法として、基材繊維11の表面に塗工する導電性高分子を含む溶液中に、添加剤を混合させた混合液を使用して、導電性高分子と添加剤とを一緒に塗布又は浸漬させる方法も適用できる。
本発明における導電体12中の添加剤の濃度は特に制限されず、例えば0.1〜50wt%とすることができる。この濃度は必要に応じて選択でき、例えば、0.1〜20wt%であってもよく、20〜50wt%であってもよく、0.1〜5wt%であってもよい。
図2に示す本発明の導電性高分子繊維20(第二実施形態)は、基材繊維21に、導電性高分子を含む導電体22が含浸された繊維である。図2は導電性高分子繊維20の長手方向の断面図であり、図4はその長手方向に直交する方向の断面図である。
基材繊維21の内部に導電体22が染み渡っているので、両者が一体化した複合繊維となっている。この構成であると、導電体22が基材繊維21から脱落する恐れが無い。また、導電体22が基材繊維21によって補強されているので、導電体22だけからなる繊維と比べて強度を強くすることができる。また、基材繊維21の柔軟性を併せ持つ。
なお本発明では、基材繊維の内部空間全てに導電体が満たされていても良いが、満たされていない空間があっても良い。また基材繊維の内部中心まで導電体が到達していることが好ましいが、必要に応じて到達していない部分があっても良い。
図2に示す導電性高分子繊維20のように、導電体22を基材繊維21の内部に浸漬する方法としては、基材繊維21を溶液バス中において、導電性高分子を含む水溶液(例えば、市販のPEDOT-PSS溶液(Heraeus CLEVIOS P))に基材繊維21を所定時間で浸漬させた後、前記溶液に含まれる水分の一部を乾燥除去し、次いで、アセトン、メタノール、エタノール等の有機溶媒または塩化マグネシウム溶液等の固定液を塗布して、PEDOT-PSSをゲル化することによって、基材繊維21の表面にPEDOT-PSSを含む導電体22を固定する方法(以下、作成法1bということがある。)が例示できる。
なお、前記水溶液中には、必要に応じて、前記添加剤を含有させることができる。
図5に示す本発明の導電性高分子繊維30(第三実施形態)は、基材繊維31に、導電性高分子を含む導電体32が含浸され、基材繊維31の周囲に金属33が被覆され、さらに被覆された金属又はカーボン33の周囲に導電体34が被覆されてなるものである。図5は導電性高分子繊維30の長手方向に直交する方向の断面図である。
以下では、特に明記しない限り、「金属又はカーボン」を金属類と呼ぶ。
前記カーボンとしては、炭素原子を主原料として含むものが好ましく、例えばカーボンブラック、グラッシーカーボン、グラフェン、カーボンナノチューブ、フラーレン等を含む炭素材料が挙げられる。これらの炭素材料中の炭素の含有量は、80〜100質量%が好ましく、90〜100質量%がより好ましく、95〜100質量%がさらに好ましい。
金属類33は、1種の金属類を単独で用いても良いし、2種以上の金属類を組み合わせて用いても良い。
導電性高分子繊維30を作成する方法としては、次の方法が例示できる。
まず、作成法1bによって得られた導電性高分子繊維20に対して、公知の成膜方法によって金属33を被覆する。ここで得られた繊維を導電性高分子を含む水溶液(例えば、市販のPEDOT-PSS溶液(Heraeus CLEVIOS P))に浸漬して、この金属33を電極として利用し、+0.5V〜20Vの直流電圧を印加することによって、PEDOT-PSS等の導電性高分子が金属33の表面に電気化学的に固定された導電性高分子繊維30を作成できる。この方法を以下では、作成法2aと呼ぶことがある。
ここでは、導電性高分子繊維20の周囲に金属層を形成する方法を例示したが、単なる基材繊維に金属層を形成して、同様に前記金属層の周囲に導電性高分子を電気的に固定する方法を採用しても構わない。
金属33を形成せずに、電気化学的に導電性高分子を固定する方法も例示できる。すなわち、作成法1bによって得られた導電性高分子繊維20は、既に導電性を有する。この導電性を利用して、作成法1bで得られたような導電性高分子繊維20を、導電性高分子を含む溶液(例えば、市販のPEDOT-PSS溶液(Heraeus CLEVIOS P))に加え、この中で、+0.5V〜20Vの直流電圧を印加することによって、PEDOT-PSS等の導電性高分子が導電性高分子繊維20の周囲の表面に電気化学的に固定された導電性高分子繊維を作成できる。この方法を以下では、作成法2bと呼ぶことがある。なお、前記水溶液中には、必要に応じて、前記添加剤を含有させることができる。
図6に示す本発明の導電性高分子繊維40(第四実施形態)は、複数の基材繊維41の間に、導電性高分子を含む導電体42が基材繊維41に密着して配されてなるものである。図6は導電性高分子繊維40の長手方向に直交する方向の断面図である。基材繊維の数は任意に選択でき、2以上の整数である。例えば2,3,4,5,6、7または8などの数であっても良い。1〜1000の範囲に含まれる数や、1〜30の範囲に含まれる数などであっても良い。 導電性高分子繊維40は、複数の基材繊維41が撚り合わされたり編まれたりすることによって、撚り紐、織布、不織布などの高次構造体を形成したものであっても良い。図6に示す例のように、複数の基材繊維41の間に、導電性高分子であるPEDOT−PSSを含む導電体42が基材繊維41に密着して配され、複数の基材繊維41が撚り合わされたり編まれたりすることにより、導電性高分子繊維40を、撚り紐、織布、不織布等の高次構造体として構成することができる。
導電体42が複数の基材繊維41同士を接着する役割を担うので、前記高次構造体の強度を高めることができる。さらに、複数の基材繊維41の間には、導電体42を比較的大量に配することができるので、より導電性に優れた導電性高分子繊維となる。なお、ここで比較した量は、単一の基材繊維の表面に配された導電体の量である。
複数の基材繊維41間の繊維間隔は任意に選択できる。例えば、基材繊維の直径の0.01〜3倍程度を、基材繊維41間の繊維間隔としてもよい。例えば、直径10μm〜15μmの基材繊維41を用いた場合、0.01μm〜50μmとすることができる。このような範囲の繊維間隔であると、導電体42を繊維間に充分に配することができる。
図7に示す本発明の導電性高分子繊維50(第五実施形態)は、導電性高分子を含む導電体52が内部に含浸された複数の基材繊維51の間に、導電性高分子を含む導電体54が基材繊維51に密着して配されてなるものである。図7は導電性高分子繊維50の長手方向に直交する方向の断面図である。
図8に示す本発明の導電性高分子繊維60(第六実施形態)は、基材繊維61に、導電性高分子を含む導電体62が被覆されており、その周囲に絶縁層63が被覆されてなるものである。図8は導電性高分子繊維60の長手方向に直交する方向の断面図である。
基材繊維61及び導電体62が絶縁層63によって保護されているため、耐久性に優れた繊維となる。なお、必要に応じて、絶縁層63の一部を除去して導電体62の一部を繊維表面に露出させた構成とすることもできる。
本発明にかかる導電性高分子繊維は、高湿度の使用条件においても十分な強度、導電性及び柔軟性を有するので、生体電極やバイオインターフェースのみならず衣料品に好適に用いられる。
本発明にかかる導電性高分子繊維を複数束ねて糸や紐を構成することによって、生体信号の測定に充分な導電性を得ることができる。前記繊維には導電性高分子であるPEDOT−PSSが配されているため、前記繊維と測定対象とが接触することにより、直ちに導通を得ることができる。したがって、前記繊維(糸)を測定対象に、接触、又は、結紮、巻き付け、縫い込み、折り込みなどすることによって、生体信号を長期間安定して記録することが可能である。
本発明にかかる導電性高分子繊維を電極として用いて生体電極を作成する場合、前記繊維を束ねた糸を結んだり、編んだり、縫い込んだり、束ねたりすることによって、布、ベルト、ストラップなどの様々な形状の生体電極を提供することができる。さらにこの導電性高分子繊維を結合し不織布等に成形することによって、パッチ状(布状)の生体電極を作成することもできる。
本発明の第二の態様は、導電性高分子繊維を製造する方法及び装置に関し、特に、導電性高分子を含む導電体を絶縁性の繊維(繊維束)に含浸あるいは付着させる、導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置に関する。
以下、本発明の第二の態様の導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置の実施の形態について、主に図13〜図18を適宜参照しながら説明するが、本発明の第二の態様は、以下の実施形態に限定されるものではない。ここで、図13〜16は本実施形態で説明する導電性高分子繊維の製造装置を示す模式図である。図1、3や6等は、本実施形態の製造方法及び製造装置で得られる導電性高分子繊維の一例を示す模式図である。
本発明の第二の態様に係る製造方法及び製造装置は、上記第一の態様で述べた導電性高分子繊維を好ましく形成することができる。第一の態様で述べた好ましい条件もここで使用できる。例えば、図1、3や6に記載した導電性高分子繊維を容易に形成することができる。なお本態様では、導電体12に含まれる導電性高分子としてPEDOT−PSSを使用することがより好ましいが、本実施形態で用いる基材繊維は、シルク繊維に限定されるものではなく、その他、一般的な繊維材料を何ら制限無く用いることができる。導電性高分子としてPEDOT−PSSを含むことが必須とすれば良い。
以下に、本発明に係る導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置の一実施形態について、主に図13〜16を参照しながら詳述する。
まず、本実施形態で用いる製造装置について詳述する。
図13に示す導電性高分子繊維の製造装置(以下、製造装置と略称することがある)210は、浸漬容器205を備えている。浸漬容器205は、導電性高分子としてPEDOT−PSS{ポリ(3,4−エチレンジオキシチオフェン)−ポリ(スチレンスルホン酸)}を含む導電体の溶液204が内部に収容され、糸状、紐状、布状又はリボン状の繊維束からなる絶縁性の基材繊維211を導電体の溶液204に浸漬させることで、基材繊維211に導電体(図17A、17B等に示す導電体212も参照)を含浸及び/又は付着させるための浸漬容器である。また、製造装置210は、基材繊維211を浸漬容器205に収容された導電体の溶液204から垂直に引き上げるための巻き取り部209と、垂直に引き上げられる基材繊維211を走行させながら通電することで、基材繊維211に含浸及び/又は付着した導電体212を電気化学的に重合固定する複数の電極202、203とを備えている。そして、本実施形態で説明する製造装置210は、導電体212が重合固定された基材繊維211に向けて送風することで乾燥させるための乾燥部208と、基材繊維211の近傍における雰囲気湿度を調整可能なチャンバー(調湿部を含む)207とを具備し、概略構成されている。
なお本願発明の効果が得られる限り、複数の電極202、203は垂直に配置されていなくてもよい。電極間は接触せず距離が設けられていることが好ましいが、距離は任意に選択される。また電極の数も任意で選択でき、陽極と負極の電極の組み合わせが1つ以上あればよい。例えば、前記組み合わせが1から10この範囲でも良いし、2から8の範囲でも良いし、3から5の範囲でもよい。
また、チャンバーを3室構成として、各々の湿度を独立して調整する場合には、以下の(A)〜(C)に示すような設定とすることができる。
(A)浸漬容器・・・PEDOT−PSSを含む導電体溶液からの水分の蒸発を防止し、PEDOT−PSSの濃度を一定に保つために、例えば、湿度設定が50〜100%の範囲となるように調整する。
(B)複数の電極・・・ 高湿度から低湿度、例えば、湿度設定を99〜10%の範囲とすることにより、繊維に含浸させたPEDOT−PSSを含む導電体溶液の水分量の調整を行う。
(C)乾燥部・・・低湿度乾燥空気の循環により、導電体が重合固定された基材繊維(導電性高分子繊維)の乾燥を促進するため、乾燥空気を吹き付ける機能を付加(例えば、湿度設定が0〜40%の範囲)。
以下に、上述の製造装置210を用いて導電性高分子繊維201を製造する方法について、上記製造装置の説明と同じ図面(図13〜15)を参照しながら、その手順を説明する。
本実施形態で説明する導電性高分子繊維201の製造方法は、以下に示す(1)〜(3)に示す各工程を順次備え、さらに、これら(1)〜(3)の各工程を、雰囲気湿度を調湿しながら行うものである。
(1)糸状の繊維束からなる絶縁性の基材繊維211を、導電性高分子としてPEDOT−PSSを含む導電体の溶液に浸漬することにより、基材繊維211に導電体212を含浸及び/又は付着させる浸漬工程。
(2)基材繊維211を導電体の溶液から垂直に引き上げながら複数の電極202、203間で走行させて通電することにより、基材繊維211に含浸及び/又は付着した導電体212を電気化学的に重合固定する固定工程。
(3)導電体212が重合固定された基材繊維211を送風乾燥する乾燥工程。
浸漬工程では、上述したように、基材繊維211を、導電性高分子としてPEDOT−PSSを含む導電体の溶液に浸漬することにより、基材繊維211に導電体212を含浸及び/又は付着させる。
具体的には、図13に示すような浸漬容器205に、導電性高分子であるPEDOT−PSSを含む導電体の溶液を収容し、この溶液中に基材繊維(繊維束)211を浸漬させる。これにより、導電性を有する導電体212が、基材繊維211に含浸及び/又は付着されるため、基材繊維211が導電性を有するものとなる。
次に、固定工程においては、基材繊維211を溶液中から垂直に引き上げながら、複数の電極202、203間で走行させて通電する。これにより、基材繊維211に含浸及び/又は付着した導電体212を電気化学的に重合固定する。
即ち、基材繊維211の径方向における一方の側に配置されたローラー状の回転子電極232と、他方の側に配置されたプーリー状の回転子電極222を用い、基材繊維211の両側に配置された回転子電極222、232を、基材繊維211の長手方向で各々交互に配置する。そして、基材繊維(繊維束)211に対して、ローラー状の回転子電極232を押し当てつつ、プーリー状の回転子電極222に形成された溝部222bでガイドしながら、基材繊維211を複数の各電極間で走行させて通電する方法を採用することができる。
次に、乾燥工程においては、導電体212が重合固定された基材繊維211、即ち、導電性高分子繊維201に向けて低湿度の乾燥空気を吹き付けることで、導電性高分子繊維201を乾燥させる。
さらに、本実施形態では、エタノール溶液を用いて導電性高分子繊維201を洗浄消毒した後、乾燥させることが好ましい。
本発明の第三の態様は、生体電極および生体信号測定装置に関する。より詳しくは、本発明は導電性高分子と繊維の複合材料(以下導電性複合繊維)を利用した体表面装着型の生体電極、およびその生体電極を備えた生体信号測定装置に関する。本態様では、本発明の第一の態様で述べた繊維が好ましく使用できる。
以下、本発明の第三の態様の実施形態について図面を参照して説明するが、本発明はかかる実施形態に限定されない。
近年、脳波測定は医療機関内での検査だけでなく、在宅の脳波検査や、遠隔医療、ヘルスインフォメーションやユビキタスヘルスケアシステムなどへの応用が進められている。
さらに医療分野以外でも事象関連電位測定による心理学的研究や、BCI(ブレインコンピューターインターフェース)など工学や、介護福祉分野への応用も期待されている。
従来の生体電極を用いた脳波測定においては、電極を安定させて固定するために、接着剤を用いて電極を皮膚に固定したり、頭部全体を覆うヘッドキャップを用いて電極を上から圧迫固定したり、電極と頭皮間のペーストやゲルを増量することによって、電極の浮き上がりを防いでいる。しかし、これらの対策は、装着に伴う不便が多く、被験者への負担が大きく、特に長時間にわたって脳波の連続測定を行う際に問題である。また、電極の外見が装着者又は他者へ少なからず違和感を生じさせることがあるため、脳波の利用が医療用途を超えて、広く一般化するには至っていない。
第一実施形態の生体電極は、導電性複合繊維によって構成された紐状の接触子を備える。頭髪の間隙から前記接触子を頭皮に密着させることによって脳波を測定することができる(図19Aから19D、図20Aから20D参照)。
また、脳波測定(信号測定)に支障がなければ、第一フレーム312又は第二フレーム313のうち少なくともいずれか一方が金属製であっても構わない。例えば第一フレーム312及び第二フレーム313を金属材料で構成することにより、信号ケーブル314を接触子311に接続せずに、第一フレーム312又は第二フレーム313に接続して、接触子311との電気信号の送受信を第一フレーム312又は第二フレーム313を介して行う構成にしても構わない。
更に小型化した生体電極の構成として、ヘアーピン形の頭髪クリップ(金属板バネ)に2本の接触子321を固定したヘアーピン形の生体電極320を図20A〜20Dに示す。このヘアーピン形の生体電極320は、頭髪の根本付近に挿入して使用することができる。ヘアーピン形の頭髪クリップは、頭髪を把持することができる。図示した例では、2本の接触子321を頭皮S上に固定している。
紐状の接触子311,321を構成する導電性複合繊維として、導電性高分子と従来公知の繊維材料との複合繊維が適用可能である。複合の形態(方法)は特に制限されず、例えば、導電性高分子が紐状(糸状)の前記繊維材料の表面に被覆された形態であっても良いし、導電性高分子が紐状の前記繊維材料に含浸された形態であっても良いし、紐状の導電性高分子と紐状の前記繊維材料とを撚り合わせた若しくは紡いだ形態であっても良い。第一の態様で述べられた材料や導電性高分子繊維を好ましく使用することができるし、また第二の態様で述べられた装置や方法を使用しても良い。
(poly(4-(2,3-dihydrothieno[3,4-b][1,4]dioxin-2yl-methoxy-1-butanesulfonic acid, potassium salt)などの、親水性の導電性高分子が挙げられる。親水性の導電性高分子を含む複合繊維を接触子11,21の材料として用いることにより、接触子11,21それ自体に、皮膚に対する吸着性(粘着性)を容易に付与することができる。
シルクと組み合わせる前記導電性高分子の種類は特に制限されないが、前述したPEDOT−PSS又はPEDOT−S等の親水性の導電性高分子が好ましい。
本発明の各実施形態を構成する紐状の接触子の構造として、2種類の構造が例示される。
紐状接触子の第一の構造は、前記導電性複合繊維束を単独で使用した構造である。第一の構造の例として、図19A〜19Dに示した接触子311が挙げられる。接触子311は複数の導電性複合繊維を束ねた糸(紐)を編んで作製されているため、適度な太さと強度を有する。導電性複合繊維だけで構成される第一の構造は柔軟であるため、生体電極に柔軟性や快適な装着感が求められる用途に好適である。前記導電性複合繊維は糸状又は紐状であることが好ましい。
図においては、金属細線の巻き数と導電性複合繊維321eの巻き数が同程度であるように描かれているが、この巻き数の相対関係はこれに制限されない。例えば、金属細線321fの巻き数は導電性複合繊維の巻き数よりも少なくても良い。また、紐状接触子は必要に応じて、その一部が絶縁性カバー321zにより被覆されていても構わない。絶縁性カバーとしては、例えばシリコーン樹脂からなるカバーが挙げられる。
第三の態様の第一実施形態の生体電極、例えば図22Aに示す櫛形電極310は、図22Aに示す伸縮性ネットのキャップNを上から被せて固定することができる。ネットNは櫛形電極310を軽く上から押さえ安定保持するホルダーとして使用することができる。櫛形電極310は頭髪の間隙に挿入されるので、浮き上がりにくい。このため、櫛形電極310においては、従来の電極のようにヘッドキャップ等で強く圧迫固定する必要はなく、低緊張性の伸縮性ネット等のカバーを用いることにより、安定した固定が得られる。前記低緊張性の伸縮性ネットとしては、例えば市販のネット包帯(日本衛材株式会社製)等を適用できる。第一実施形態の生体電極によれば、頭髪下に収まるデザインを容易に実現できる。さらに、伸縮性ネットの使用において、頭髪をネットの外に引き出すことも可能である。このため、第一実施形態の生体電極を用いることにより、装着感ともに装着中の外観も改善される。図22Aは櫛形電極310と伸縮性ネットNのキャップの装着図を示す。図22Bは伸縮性の格子状ネットNに、櫛形電極310を配置した例(上面図)を示す。図22Bにおいて、△は鼻を表し、2つの楕円は左右の耳をそれぞれ表す。格子で区切られた領域のうち、斜線で示した位置は櫛形電極310が配置された箇所を表す。この構成において、伸縮性ネットNの紐の間隔を調整することにより、生体電極310の設置部位を国際10−20法に合わせることができる。
従来、ホルター心電図検査用の生体電極や、心拍数若しくは筋電位のモニター用の生体電極は広く普及している。ホルター心電図検査用の電極は、粘着性の高いテープ又は粘着パッドを使用して、皮膚に固定された状態で使用されることが多い。生体電極を皮膚に固定することによりノイズの発生を防いでいる。また、長時間連続使用することの多いモニター用の電極を皮膚に固定するためには、導電性ゲルの粘着性パッドが使用される場合が多い。これらの電極による測定データにはノイズなどのアーチファクトの混入が少なく、測定波形の安定性に優れる。
また、従来型の生体電極においては、高い粘着性を持った電極を皮膚に密着させることにより、蒸れが発生しやすく、被験者(装着者)に不快感が生じる。また、粘着剤の効果を得るための前処置として、アルコール綿等により皮膚の接着面の脱脂を行う必要がある。しかし、アルコール類による脱脂処置は、皮膚への刺激性が強いため、掻痒感や接触性皮膚炎を発生させる一因となっており、改善が求められている。
このテキスタイル電極による測定においては、皮膚との接触状態が安定に維持される場合には、比較的良好な生体信号が得られる。しかし、皮膚との接触状態が少しでも不安定になった場合には、皮膚電極間抵抗が大きく変動し、記録波形の歪み、ハムノイズの混入などのアーチファクトにより測定波形の信頼性が低下しやすいことが問題である。
第二実施形態の生体電極330を図24A〜24Bに示す。生体電極330においては、導電性複合繊維によって構成された紐状の複数の接触子331が平面状に配列された接触部(電極面)332と、接触部332を支持するシート状の基板333とが備えられている。接触部332と基板333を合わせた構成を電極パッドと呼ぶ。各接触子331と電気的に接続された信号ケーブル334が備えられている。さらに、前記電極パッドの接触部332を皮膚Sに押し当てる手段として、伸縮性の材料で構成されたホルダー335を備えている。
図25A〜25Bの例においては、複数の接触子331が紙面横方向に平行に配列され、紙面縦方向に配置された信号ケーブル334に対して、各接触子331の両端が接続されている。接触子331の両端は基板333を貫通して信号ケーブル334に接続されている。図示した例においては、信号ケーブル334は基材である基板333の面のうち接触子331が配列固定された面(表面)とは反対面(裏面)に配置されている。この構成であると、信号ケーブル334により接触子331を基板面に引き寄せることができる。信号ケーブル334を配置する面は、基板333の裏面ではなく表面であっても良い。
また調湿用パッド337を覆う又は固定するための調湿用カバー338を設けても構わない。
接触部332における接触子331の密度は、例えば直径280ミクロンの接触子331(繊維束)を並列に配列する場合、電極幅10mmあたり通常30本程度を使用するが、これに限定されるものではない。例えば1本から200本の範囲で調節することができる。
より具体的には、例えば心電図測定の生体電極として、以下に述べる実施例3−1と同様の導電性複合繊維束(PEDOT-PSSとシルク繊維の複合繊維にグリセロールを含浸させた接触子)を隙間無く平行に配列し、基板に固定して使用する場合、皮膚との接触面積(接触部332の面積)は1cmx1cm(100mm2)程度に設定すれば良く、通常10〜50,000mm2に設定することができる。また、前記心電図測定の生体電極を電気刺激用の皮膚表面電極として使用する場合、その電極の接触面積の範囲は、例えば10から50,000 mm2に設定することができる。
各実施形態の生体電極が備える素材及び構造により得られる効果の例を以下に列挙する。
(A)装着感が改善される。
電極の皮膚装着に伴う不快感が生じにくい。前記ゲル又はペーストを使用しないため、皮膚を液体やゲルで密封する必要がなく、外気に対してオープンな状態で電極を設置できる。すなわち、紐状の電極が皮膚に軽く接触した状態、もしくは柔らかい布状の電極が皮膚に接した状態で測定できる。
(B)電解質ペーストが原因のトラブルが回避される。
電解質液の漏出や、前記ゲル又はペーストの水分が乾燥した場合における接触不良やノイズの発生の恐れがない。
(C)電極の電気的特性が改善される。
従来の生体電極よりも単位面積あたりの電極の抵抗(レジスタンス)を下げることが可能である。脳波、誘発電位などの微弱な信号の測定に有利である。また本発明にかかる電極の容量(キャパシタンス)が少ないため、高周波の伝搬特性に優れ、脳波、筋電図などの高い周波数成分を含む生体信号の記録に有利である。
(D)電極の使用上の利便性が高い。
前記ペースト又はゲルを使用しないため、測定後(検査後)に前記ペースト又はゲルの除去作業が不要である。例えば、従来電極の使用において必要であった、脳波測定後の洗髪を省略できる。
(E)電極の小型軽量化が可能である。
単位面積あたりの電極抵抗が従来の電極よりも小さいことから、従来の生体電極よりも電極を小型化、軽量、高密度化できる。
(F)設置の安定性が向上する。
軽度の圧迫もしくは弱い粘着性材料によって、電極の安定した設置が可能である。従来の生体電極のように強力な粘着剤もしくはバンド、ヘッドギア等による強固な圧迫固定の必要がない。
(G)低雑音の信号が得られる。
導電性複合繊維が有する接着性、柔軟性、薄型及び軽量、という性質により、電極の装着者(被験者)が動いたとき体動時の電極の不要な振動が少なく、雑音が軽減される。
(H)自然な外観が得られる。
特に脳波用電極の用途において、電極の小型平坦化と頭髪の下に電極が隠れるデザインにより、電極を装着しても目立たない。すなわち、日常生活の中で常時脳波測定が可能である。
(I)生体電極の長時間の装着による皮膚の蒸れを軽減できる。
一般に、電極を長時間連続装着すると、皮膚の発汗によって、皮膚の蒸れが生じやすい。しかし、本発明にかかる生体電極が、前述のように電極材料に親水性の導電性複合繊維を使用した場合及び基板に通気用の開口部を設けた場合、長時間使用時の皮膚の蒸れをより一層軽減できる。
(J)生体電極の応用範囲を拡大できる。
生体電極の全体的な形状(基本形状)を薄い平面状(布状)または線状(紐状)に加工できる。従来の電極と比較し軽量、平坦及び柔軟であるため、紐状よりも細い線状の電極も作製可能である。また、装着感も快適である。これらの性質により、本発明にかかる生体電極をウエアラブル電極として応用し、その適用範囲を広げることが可能である。
(K)従来の生体電極と同等又はそれ以上に安定した計測が可能である。
本発明にかかる生体電極は、電解質ペーストを使用しない(ペーストレス)場合においても、従来のペーストレス電極の欠点であるノイズの混入や測定信号の不安定性を克服することができる。すなわち、電解質ペーストを使用する従来の医療用の生体電極と同等又はそれ以上に、測定信号の安定性が得られる。
本発明の第四の態様は、体内埋め込み型電極および生体信号測定装置に関する。より詳しくは、本発明は導電性高分子と繊維の複合材料(以下導電性複合繊維)を利用した体内埋め込み型の生体電極、およびその生体電極を備えた生体信号測定装置に関する。
以下、本発明の第四の態様の実施形態について、図面を参照して説明するが、本発明はかかる実施形態に限定されない。
図29A〜29Cに示す本発明の第四の態様の第一実施形態の体内埋め込み型電極410は、導電性高分子を含有する導電性複合繊維が複数束ねられて棒状(針状)に成形された導電性複合繊維束401を備える。導電性複合繊維束401の一部には金属導線402が巻き付けられ、結線部403を形成している。結線部403は絶縁性及び耐水性のポリマー404(樹脂)によって被覆されている。導電性複合繊維束401は、吸水前及び吸水後のいずれにおいても、導電性高分子が単独で同等の径を有する棒状に成形された導電体よりも機械的強度に優れる。このため、生体組織内に埋め込む際に導電性複合繊維束401が破損したり、埋め込み後に生体組織内で導電性複合繊維束401が解体したりすることを防止できる。
導電性複合繊維束401を構成する導電性複合繊維として、導電性高分子と従来公知の繊維材料との複合繊維が適用可能である。複合の形態(方法)は特に制限されず、例えば、導電性高分子が糸状(紐状)の前記繊維材料の表面に被覆された形態であってもよいし、導電性高分子が糸状の前記繊維材料に含浸された形態であってもよいし、糸状の導電性高分子と糸状の前記繊維材料とを撚り合わせた若しくは紡いだ形態であってもよい。本発明の第一の態様で述べた繊維が好ましく使用できる。
シルクと組み合わせる前記導電性高分子の種類は特に制限されないが、前述したPEDOT-PSS又はPEDOT-S等の親水性の導電性高分子が好ましい。
具体例を挙げれば、例えば図29Aから29Cに示す棒状の導電性複合繊維束401の太さは0.1μm〜500μmとし、長さは1μm〜10mmにすることができる。また、図31Aから31Cに示すコイル状の導電性複合繊維束401の太さは例えば10μm〜500μmとし、長さは100μm〜50cmにすることができる。ここで、前記太さ及び長さはコイル状に巻かれた導電性複合繊維束1を引き伸ばした状態における太さ及び総延長の長さである。図301Aから301Cに示すコイル状に巻かれた状態におけるコイルの外径は例えば10μm〜5mmとし、前記コイルの中心軸方向の長さは例えば100μm〜50mmにすることができる。また、図32Aから32Dに示す手術用糸に繋がれた導電性複合繊維束401の太さは例えば0.1μm〜500μmとし、長さは1μm〜10cmにすることができる。
また、図33Bに示す芯部を構成する導電性複合繊維束401の太さは例えば10μm〜10mmとし、長さは10μm〜50cmにすることができる。
第四の態様の第一実施形態の導電性複合繊維束401は、針405(ガイド針)の先端部に接着されている。
導電性複合繊維束401を水又はアルコール等で湿らせると、その表面の導電性高分子が接着性(粘着性)を有し、再び乾燥させると収縮して固化する。この性質を利用して、導電性複合繊維束401を針405の先端部に接着(固定)することができる(図29A)。この構成を有する体内埋め込み型電極410は、生体組織内に刺入されると、導電性複合繊維束401が体液(細胞外液又は脳脊髄液など)を吸収し、膨潤する(図29B)。さらに膨潤した導電性複合繊維束401と針405の接着力(固定力)が低下するため、導電性複合繊維束1を生体組織中に残したまま、針405を抜去することができる(図29C)。生体組織中に設置された導電性複合繊維束401は電線402(金属導線402)を介して外部装置と接続され、信号(電気信号又は電気刺激)の送受信が行われる。
結線部403はポリマー404によって被覆されている。生体組織中において結線部403を構成する導電性複合繊維束401はポリマー404よって被覆されているため、吸水による膨潤及び機械的強度の低下が殆ど起こらない。また、導電性複合繊維束401は繊維材料との複合化により機械的強度が高められているため、吸水後においても導電性複合繊維束401と金属導線403との結線が破損(断線)せず、電気的接続を充分に維持できる。
第四の態様の第一実施形態の体内埋め込み型電極410を生体組織中に設置する方法としては、例えば高速動作が可能なマニピュレーターを使用し、針405を生体内に高速度で(短時間で)刺入する方法が挙げられる。針405が先導して生体内の所定位置まで侵入し、針405に接着された導電性複合繊維束401及び結線された金属導線402が共に生体内の所定位置に導入される。この刺入は、高速度で完了し、生体中で導電性複合繊維束401の膨潤が開始する前に完了することが好ましい。刺入速度は特に制限されないが、例えば100〜1000mm/sec程度で行うことができる。具体例として、高速度動作が可能な電導アクチュエーターを使用し、体内埋め込み型電極410の導電性複合繊維束401が動物の大脳皮質下2mmの深度に設置されるように10〜20msecの速度で刺入させることができる。その後、導電性複合繊維束401を体液により膨潤させ、導電性複合繊維束401と針405を接着する前記接着材料を溶解させ、その接着力が弱まった段階で、針405だけを抜去することができる。生体組織中に設置された導電性複合繊維束401は膨潤し、周囲の生体組織と密着する。
第一実施形態の体内埋め込み型電極10は、図30Aに示すように針405の先端に1個の導電性複合繊維束401を備えてもよいし、図30B,30Cに示すように針405に複数の導電性複合繊維束401を備えていてもよい。
図31Aから31Cに示す本発明の第四の態様の第二実施形態の体内埋め込み型電極420は、導電性複合繊維束401が、コイル状に針405の先端部に巻き付けられていること以外は、第一実施形態と同様である。図31Aから31Cにおいて、第四の態様の第一実施形態と同じ構成には同じ符合を付してある。
図32Aから32Dに、本発明の第四の態様の第三実施形態の体内埋め込み型電極430を示す。導電性複合繊維束401の一端部には金属導線402が結線され、他端部には手術用のナイロンモノフィラメント糸406が前述の方法により接着されている。ナイロン製の糸406には手術縫合用の彎曲針405が結び付けられている。
本発明の体内埋め込み型電極を構成する導電性複合繊維及び導電性複合繊維束が体内で体液を吸収する速度は遅延させることが可能である。遅延させる方法は、グリセロール、ソルビトール、エチレングリコール、スクワラン、シリコーン、ミネラルオイル又はMPC(2-メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン)のいずれか1種以上を予め導電性複合繊維(束)に含浸又は塗布しておく方法である。例えば第三実施形態の導電性複合繊維束401にグリセロールを予め含浸させておくことにより、生体内への電極導入が難航して手術時間が長くなったとしても、導電性複合繊維束401の吸水による膨潤及びナイロン糸406の剥離が前記手術中に起きることを防止することができる。導電性複合繊維束401の径を細く維持しておくことにより、電極導入中の生体組織への侵襲を軽減することができる。
本発明の第四実施形態の体内埋め込み型電極440は、図33Aと33Bに示すように、棒状(針状)又は紐状(ケーブル状)に成形された導電性複合繊維(束)401を芯部とし、その芯部の少なくとも一部の周囲が耐水性ポリマー404によって被覆され、芯部の一端部1a(401a)から他端部1bへ液体が浸透する(透過する)ための流路が形成されている。一端部1a及び他端部1bはポリマー404によって被覆されておらず、露出している。
リザーバー407又はチャンバー408に、薬物を含む溶液を貯留することにより、前記溶液が前記流路を浸透して、芯部の一端部1aから他端部1bへ流通することが可能である。従って、他端部1bを生体組織内の所望の位置に設置することにより、他端部1bの周囲に局所的に薬物を投与することができる。
耐水性ポリマー4によって被覆された芯部は、用途に応じて所望の長さ(例えば100μm~10cm)及び太さ(例えば10μm〜5mm)で作製可能である。
従来、脳神経系(中枢神経系の組織)に電極を埋め込むと、埋め込み時の侵襲により生じた限定的な障害が拡大し、電極の大きさよりも広い領域にわたって恒久的な障害が生じる問題があり、その解決策が求められている。
本発明の体内埋め込み型電極によれば、例えば次の効果が得られる。
1.柔軟な導電性複合繊維によって構成された生体電極を生体組織内に設置できる。
2.導電性複合繊維と電線(信号ケーブル)の接続を生体内で安定に維持できる。
3.薬物を電極と生体組織の接する部位に定速度で輸送できる。
4.電極の設置(埋め込み)による生体組織(特に脳神経組織)の障害を軽減できる。
5.生体信号の長期間の安定記録が可能となる。
6.電極を神経組織の立体構造に合わせて立体的に設置することができる。
次に実施例を示して本発明の第一の態様をさらに詳細に説明するが、本発明の第一の態様は以下の実施例に限定されるものではない。
<引張強度の評価>
[比較例1−1]
Heraeus CLEVIOS P溶液(Heraeus社製)を乾燥濃縮した液体を平板上に均一に塗布して自然乾燥させ、さらにエタノール固定して作成したPEDOT-PSSフイルム(断面積0.03 mm2、長さ3cm)を試料として、その乾燥状態および湿潤状態(純水を飽和するまで吸収させた状態)の引張強度をそれぞれ調べた結果を図9Aに示す。
グラフから、湿潤状態の PEDOT-PSS線状体の引張強度(右)は、乾燥状態の引張強度(左)の約10%まで、極端に低下していることが明らかである。
乾燥状態および湿潤状態(純水を飽和するまで吸収させた状態)の原料のシルク糸(9号絹糸;株式会社フジックス製、21Dデニールシルク繊維18本の撚り糸、糸の直径約280μm、長さ20cm)の引張強度を調べた結果を図9Bに示す。
また、前記CLEVIOS P液20ccに1時間浸漬後、櫛歯状の多点電極を使用して、1cmあたり3mCの通電による電気化学固定を行い、また有機溶媒としてエタノールを使用して、溶液に含まれる水分の一部を乾燥する際には乾燥空気の吹き付けによって60%の水を除去させた、前述の作成法2bによって得られた、PEDOT-PSSと前記シルク糸(9号絹糸)とからなる直径約280μmの導電性高分子繊維束(以下、PEDOT-PSS シルク繊維束1と呼ぶことがある。)の乾燥状態および湿潤状態(純水を飽和するまで吸収させた状態)の引張強度を調べた結果とを図9Bに示す。なお、グラフの縦軸は最大張度(CN:センチニュートン)を表し、エラーバーは各標本数10の標準偏差を表す。引張強度試験はJIS L 1013規格に従い、定速伸長形試験器(株式会社オリエンテック製、型番RTC-1210A)を使用し、繊維つかみ間隔20cm、引張速度20cm/min、試験回数10回の計測値の平均から最大強度を求めた。
・未加工シルク乾燥;平均値=1350.4、標準偏差=8.11
・未加工シルク湿潤;平均値=1082.9 、標準偏差=12.28
・PEDOT-PSSシルク乾燥;平均値=1238.8、標準偏差=16.93
・PEDOT-PSSシルク湿潤;平均値=1031.4、標準偏差=24.45
また、実施例1−1と比較例1−1の結果から、PEDOT-PSSだけからなる導電性繊維(乾燥状態)に比べて、本発明にかかる導電性高分子繊維(乾燥状態)の引張強度は、約10倍向上していることが明らかである。
[実施例1−2]
実施例1と同様の方法で作成した導電性高分子繊維(PEDOT-PSS シルク繊維束1)について、グリセロールを含浸させた試料Aと、グリセロールを含浸させない試料Bとを準備した。
各試料A, Bを純水に浸漬した状態で、水平振幅5cm、3Hz、10回の条件で振盪を加え、その後自然乾燥させるWashing処理を3セット繰り返し、各試料A, Bの抵抗値の推移を記録した。抵抗値は、直流安定化電源(PAB18-5.5;菊水電子工業社製)及びデジタルマルチメーター (VOAC7511;岩崎通信機社製)を用いてDC5V負荷時の電流量から計算した。抵抗値の測定は、乾燥状態(水分を含まない状態)の試料に対して行った。その結果を図10に示す。なお、グラフの縦軸は繊維径約280ミクロンのPEDOT-PSS シルク繊維束1(乾燥状態)の、長さ1mmあたりの抵抗値(MΩ/mm)を示す。
[実施例1−3]
前述の作成法2bによって得られたPEDOT-PSSと前記シルク糸(9号絹糸)とからなる直径約280μm、長さ300mmの導電性高分子繊維(以下、PEDOT-PSS シルク繊維束2と呼ぶことがある。)を用いて、図11Aに示す様に、固定紐3上にゴムバンド4及び金属導線5を備え、更にPEDOT-PSS シルク繊維束2を電極としてコイル状に巻き付けて、紐状の体表型の生体電極を作製した。この生体電極をヒトの体表面6に設置した。この生体電極を用いてヒト心電図を測定した結果の一例を図11Bに示す。
ヒト心電図を測定する際は、電解質等を含むペースト(ゼリー)を使用することなく、生体電極を構成する電極であるPEDOT-PSS シルク繊維束2を皮膚に接触させて測定することができた。つまり、本発明にかかるPEDOT-PSS シルク繊維束2を備えた生体電極は、強度、柔軟性及び導電性に優れるので、体表面に密着させて装着可能であることが明らかである。
なお、生体電極の設置箇所は、右上肢、左上肢、左下肢の皮膚(体表)上であり、各生体電極を心電計(ポリグラフ、AP1124;TEAC社製)に接続して、双極肢誘導の方法(設定感度2000μV/mm、時間スケール 1秒間 I, II, III誘導)で安静時のヒト心電図を記録した。
[実施例1−4]
前述の作成法1aによって得られたPEDOT-PSSと前記シルク糸(9号絹糸)とからなる直径約280μm、長さ1.5mmの導電性高分子繊維の周囲をシリコーン樹脂で覆って、一部を絶縁した。具体的には、露出部(非絶縁部)の長さを約500μmとし、絶縁被覆部の長さを約1000μmとした。得られた導電性高分子繊維(以下、PEDOT-PSS シルク繊維束3と呼ぶことがある。)の電極抵抗は約500kΩであり、これを金属細線(Xwire、田中貴金属工業社製)に接続して、糸状の埋め込み型の生体電極とした。それを実体顕微鏡で観察した写真を図12A左に示す。
[実施例1−5]
前記シルク糸(9号絹糸)を用いて、前述の作成法2bによって、シルク糸の内部及び外周部にPEDOT-PSSが配された導電性高分子繊維を作製した。具体的には、外周部にPEDOT-PSSを電気化学的に1回コートして乾燥した試料Cと、試料Cに更にグリセロールを含浸させた試料Dと、試料CにPEDOT-PSSを再度、電気化学的にコート(合計2回のコート)を施した試料Eと、試料Eに更にグリセロールを含浸させた試料Fとを準備した。
乾燥状態(水分を含まない状態)の各試料C, D, E, Fの導電率を実施例1−2で記載した抵抗値の測定方法で測定し、各抵抗値を実施例1−2と同様の方法で測定した結果を表1に示す。
得られた結果から、導電率及び抵抗値を向上させるためには、導電体の厚さは厚い方が好ましく(コート回数は1回よりも2回の方が好ましく)、グリセロールは添加した方が好ましいことが明らかである。
以下、実施例により本発明の第二の態様をさらに具体的に説明するが、本発明の第二の態様はこれら実施例に何ら限定されるものではない。
本実施例では、機材繊維としてシルク繊維(9号シルク糸:直径約280μm)を準備し、図13及び図15A〜Bに示すような、本発明の回転子電極が備えられた製造装置を用いて、シルク繊維の外周部、及び、前記シルク繊維からなる繊維束の内部にPEDOT−PSSを含む導電体が重合固定された導電性高分子繊維を作製した。この際、導電体溶液として、添加物等を用いないものと、グリセロールを添加したものの2種類を調整し、各々、電気化学的な重合固定を行った。
また、得られた導電性高分子繊維について、生理的食塩水(0.9%NaCl溶液:20℃)に1ヶ月間浸漬した後の状態を、実体顕微鏡像(ライカSZを使用)で撮影して耐水性を評価し、その写真を図18Aに示した。
本実施例では、図13に示す製造装置において、図14に示すような櫛歯状電極221、231を用いて通電を行った点を除き、上記実施例2−1と同様の条件及び手順で導電性高分子繊維を作製した。この際、櫛歯状電極221、231として、複数の櫛歯221a、231aの櫛歯間距離(電極間距離)が10mmのものを用いた。
比較例では、従来の化学固定法により、シルク繊維(基材繊維)に対して導電体を固定した点を除き、上記実施例2−1と同様の条件及び手順で、シルク繊維の外周部、及び、前記シルク繊維からなる繊維束の内部にPEDOT−PSSを含む導電体が固定された導電性高分子繊維を作製した。そして、上記同様の方法によって、得られた導電性高分子繊維について、その繊維抵抗及び導電率を測定し、結果を表2に示した。
表2に示す結果のように、本発明に係る製造装置を用い、本発明で規定する製造方法によって、シルク繊維(基材繊維)にPEDOT−PSSを含む導電体を電気化学的に重合固定した実施例1の導電性高分子繊維は、従来の製造装置を用いて化学固定法により作製した比較例の導電性高分子繊維に比べ、添加物の有無に関わらず、繊維抵抗が低く、また、優れた導電性が得られることが明らかとなった。
また、図17Aの写真図に示すように、実施例2−1で得られた導電性高分子繊維は、シルク繊維の表面、及び、その繊維束の内部にまで、PEDOT−PSSを得組む導電体が均一に被覆され、シルク繊維が露出することなく、導電体が固定化していることがわかる。
さらに、図18Aの写真図に示すように、実施例2−1で得られた導電性高分子繊維は、1ヶ月間の耐水性試験後においても、シルク繊維の表面、及び、その繊維束の内部にまで導電体が被覆された状態(シルク繊維表面の黒色)が維持されていることが確認された。
また、比較例2−1で得られた導電性高分子繊維は、図18Bの写真図に示すように、1ヶ月間の耐水性試験後において、シルク繊維が露出した状態(シルク繊維表面の白色〜灰色)であることが認められ、ほとんどの導電体が剥離して失われていることが確認された。
次に実施例を示して本発明の第三の態様をさらに詳細に説明するが、本発明の第三の態様は以下の実施例に限定されるものではない。
(実施例3−1;脳波用櫛形電極)
複合繊維化する前のシルク繊維束(株式会社フジックス製、タイヤ 9号、繊維直径約280μm)を、PEDOT-PSS(Clevios P、ドイツ国ヘレウス社製)にEDOT (ドイツ国ヘレウス社製)を0.1%添加した溶液に浸漬した。続いて前記シルク繊維束に通電し、シルク繊維束の表面及び内部に、電気化学的にPEDOT-PSSを固定することにより、シルク繊維束とPEDOT-PSSとの導電性複合繊維を製作した。この導電性複合繊維束を4本束ね、櫛形のポリスチレン製のアーチ状のフレームに張る形に固定し(4カ所、計16本)、図19Aから19Dに示す櫛形の生体電極10を得た。
導電性複合繊維で構成された接触子311と接合される信号ケーブル314として、脳波測定装置(日本光電工業株式会社製)用の信号ケーブルを用いた。この信号ケーブルの被覆を1cm剥いて銅線を露出した上に導電性複合繊維を巻き付け、結紮した。導電性複合繊維と信号ケーブルの接合部はエチレンビニールアルコール系接着剤により絶縁被覆した。
この際、信号ケーブルと共に前記接合部をフレーム端に固定した。
脳波測定における生体電極の使用前に、グリセロールを接触子311(導電性複合繊維)に含浸させた。グリセロールを含浸させることにより、導電性複合繊維の導電性と耐水性が向上するとともに、繊維の柔軟性が改善され、接触子311と頭皮との良好な接触が得られ、脳波の安定した測定が可能となる。本実施例で作製した生体電極310は、幅12mm 長さ35mm厚さ6mm 櫛先端部厚さ2mmの大きさ及び重さ1.1g(電極部のみ ケーブル重量含まず)であり、薄型化及び軽量化されている。さらに、櫛形の形状であるため、生体電極310を頭髪の下に隠して装着できる。
実施例1と同じ導電性複合繊維を使用した。フレームとして、長さ3.5cmのヘアーピン形髪止めを使用した。前記ヘアーピンはスチール製であり、その表面はウレタン系樹脂で塗装されている。脳波測定用信号ケーブル(日本光電株式会社製)の被覆を3cm剥き、露出した銅線の上に導電性複合繊維を2重に巻き付け、太さ約1mmの接触子とした(図21C)。2本の接触子をエチレンビニール製の支持体を介してヘアーピンのU字フレームの両端に固定し、図20A〜20Dに示すヘアーピン形の生体電極320を得た。本実施例で作製した生体電極320は、長さ35mm 横幅2-5mm高さ3mm の大きさ及び重さ0.5g(電極部のみ ケーブル重量含まず)である。生体電極320を用いて脳波測定を行う場合、電極自体が頭髪を把持することができるため、自立的な固定が可能であり、伸縮性ネット等のホルダーは使用しても使用しなくても良い。
測定する生体信号の安定性及びノイズの発生を比較する目的で、以下の3種の電極1〜3を同じ1頭の実験動物(ラット)の体表面に設置し、心電図を同時測定し、測定波形の比較を行った。
・電極1(本発明の第二実施形態にかかる電極);実施例3−1と同様に作製した導電性複合繊維にグリセロールを含浸させた繊維(長さ12mm)を30本配列した接触子をラット体表面に設置し、後述する2種の方法で固定した。
・電極2(従来型);銀−塩化銀電極に導電性ゲルを塗布した電極(F120S、日本光電工業株式会社製)をラット体表面に設置し、後述する2種の方法で固定した。
・電極3(従来型テキスタイル電極);銀コートが施された繊維織布を備えた市販のスポーツ心拍数計用の電極(商品名:Smart Fabric Sensor、WearLink+ strap 電極)、ポラール社製)をラット体表面に設置し、後述する2種の方法で固定した。
まず、各電極の上にPVC製シート基板を載せて構成した電極パッドを伸縮性のバンドで圧迫固定した場合、3種の電極から得られる信号はほぼ同一であり、安定して信号を記録できた。次に、バンドを除去し、医療用粘着テープ(シルキーポア)(登録商標)で固定した場合、電極1及び電極2からは、ラットの安静時及び体動時のいずれの状態においても安定した信号が記録された。しかし、電極3からの信号は、体動により基線が動揺し、ハムノイズの混入が認められた。以上の結果から、本発明の第二実施形態にかかる電極1により測定した信号の安定性は、医療用の電極2に近似しており、テキスタイル電極3よりも優れていることが明らかである。
生体電極を貼付した皮膚の蒸れに伴う皮膚水分量の変化を皮膚水分量測定装置(コルネオメーター)で測定し、従来型の生体電極と本発明の第二実施形態にかかる生体電極の貼付6時間後の皮膚水分量を比較した。ヒト成人男性前腕の皮膚を測定部位として用いた。
被験者は室温26度湿度40%の環境でパソコン等のデスクワークを行った。各電極の貼り付け前と6時間後の各電極貼り付け部位の皮膚水分量を皮膚水分量測定機器(TK59823、ドイツ国Courage + Khazaka electronic社製)で測定した。測定結果を図10に示す。
電極Bは、実施例3−1と同様に作製した導電性複合繊維にグリセロールを含浸させ、20x30mmのPVC製のシート状基板に30本並列し、7x12mm接触子を構成した、図25Aに示す形態の生体電極である。シート状基板には面積20mm2の開口部が2個設けられ、PVC製シート表面に塗布した粘着剤により皮膚表面に固定した。
電極Cは、開口部が設けられていないシート状基板を使用した以外は電極Bと同じ構成を有する。
電極Dは、導電性粘着ゲルを使用した銀−塩化銀の医療用生体電極(F120S、18x35mm、日本光電工業株式会社製)である。
電極Eは、高粘着性フォームパッドを使用した銀−塩化銀の医療用生体電極(M150、日本光電工業株式会社製 直径40mm)である。
生体電極B〜Dは被験者の前腕に自立的に固定された状態で使用された。
・生体電極と皮膚の合成抵抗の比較
ヒト前腕皮膚に、以下の3種の生体電極4〜6を電極間隔5cmでそれぞれ設置し、各生体電極と皮膚の合成抵抗を生体電極インピーダンス計(メロンテクノス株式会社製)を使用して、10Hz、正弦波の条件により測定した。この測定結果を、下記電極4の結果を「1」として、電極面積により正規化した抵抗比を図以下の表に示す。また、各電極の接触面積、インピーダンスを併記する。上記結果から、本発明の第二実施形態にかかる生体電極4の面積あたりのインピーダンスがもっとも低いことが示された。なお、接触面が乾燥状態である場合のスポーツ用生体電極6のインピーダンスは非常に高く、使用した測定機器では計測不能であった。
・電極5(従来型);銀−塩化銀電極に導電性ゲルを塗布した電極(Vitrode F 150S、日本光電工業株式会社製)を皮膚表面に設置し、電極4で使用したシート状基板を上から被せて、伸縮性バンドで固定した。この際、ヒト前腕皮膚の表面と電極5の接触面積は630mm2であった。
・電極6(従来型スポーツ用生体電極);銀コートが施されたナイロン製の繊維織布を備えた市販のスポーツ心拍数計用の電極(Smart Fabric Sensor、WearLink+ strap 電極)、ポラール社製)を皮膚表面に設置し、伸縮性バンドで固定した。この際、ヒト前腕皮膚の表面と電極6の接触面積は600mm2であった。
以下に、各生体電極と皮膚の合成抵抗を測定した結果を示す。
導電性複合繊維を備えた下記電極7と、電解質溶液を使用した従来型の下記電極8の周波数特性を比較する目的で、オートラボ(PGSTAT、Metrohm Autolab社製)を使用して両電極の周波数特性を測定した結果を以下の表に示す。本発明の第三の態様の第二実施形態にかかる下記電極7のインピーダンスは、10Hz−10KHzの領域において、塩化ナトリウム電解質溶液を含浸させたシルク繊維からなる下記電極8のインピーダンスよりも低いことが示された。
・電極8は、電極7を構成するシルク繊維(繊維径280ミクロン)に0.9%塩化ナトリウム電解質溶液を含浸させて得られた電極(長さ2cm)である。
以下に、各電極の周波数特性を測定した結果を示す。
次に実施例を示して本発明の第四の態様をさらに詳細に説明するが、本発明の第四の態様は以下の実施例に限定されるものではない。
(導電性複合繊維を用いた体内埋め込み型電極の作製)
複合繊維化する前のシルク繊維束(株式会社フジックス製、タイヤ 9号、繊維直径約280μm)を、PEDOT-PSS(Clevios P、ドイツ国ヘレウス社製)にEDOT (ドイツ国ヘレウス社製)を0.1%添加した溶液に浸漬した。続いて櫛形電極を用いて前記シルク繊維束に通電し、シルク繊維束の表面及び内部に、電気化学的にPEDOT-PSSを固定することにより、シルク繊維束とPEDOT-PSSとの導電性複合繊維束を得た。
SDラットをイソフルレン麻酔し、頭蓋骨に開窓を行い、硬膜を除去して大脳皮質を露出させた。脳固定装置(SR−6R、株式会社ナリシゲ社製)のマイクロマニピュレーター上に固定した電動式アクチュエーター(RCD 株式会社IAI社製)を用い、大脳皮質内へ前記体内埋め込み型電極を設置した。具体的には、左バレル皮質に前記電極の先端が皮質下2mmに達する深度へ、0.01〜0.02秒間で刺入した。前記導電性複合繊維束に結紮されたプラチナイリジウム線を脳神経信号測定記録解析装置(型番:RZ51、米国TDT社製)のヘッドアンプに接続した。リファレンス電極として銀塩化銀線を皮質上に設置し、ボディーアースとして銀塩化銀線を頭蓋下に設置した。測定した信号は専用ソフト(Open EX, open explorer TDT)によって記録及び解析した。
上記刺入方法により、ラット脳内の左バレル皮質の2カ所において深さ2mmの位置に繊維径200ミクロン且つ繊維長1mmの前記体内埋め込み型電極を設置した。この際、電極間距離は2mmであった。前記電極により記録したラットの大脳皮質(バレル皮質)の活動電位を図35Aに示す。上段のグラフと下段のグラフは、設置した2つの電極がそれぞれ検出した信号である。ラットの右側の髭への機械的刺激により、設置した2つの電極からバースト状の集合活動電位が記録された。また、2つの電極の波形には同期した集合電位(↓:矢印)と非同期の集合電位(▼印)が認められた。
(体内埋め込み型電極の作製)
実施例4−1と同様に作製した導電性複合繊維束(長さ3mm、線径50ミクロン)をグリセロールに浸漬し、繊維内にグリセロールを含浸させた。得られた導電性複合繊維束の片端に挿入ガイド用の糸を結合した。挿入ガイド用の糸として、マイクロサージェリー用の彎曲針付きナイロンモノフィラメント縫合糸(太さ:10−0、S&T社製)を使用した。前記導電性複合繊維束のもう一方の端に、金線(Xワイヤー、田中貴金属工業株式会社製)の絶縁被覆を除いた裸線を巻き付けて固定し、固定部をPDMS (商品名:シルガード184、東レダウコーニング社製)で被覆した。
ウイスターラットをイソフルレン麻酔し、左後肢に皮膚切開を加え、左坐骨神経を露出した。顕微鏡下で坐骨神経束の外膜に10−0のガイド糸を刺入した。次にガイド糸に結合した前記導電性複合繊維束を、ガイド糸を引いて坐骨神経束内に導入した。前記導電性複合繊維束には吸水速度の遅延加工が施されているため、すなわちグリセロールが含浸されていることにより吸水速度が遅くなっているため、手術操作中に明らかな膨張はせず、組織内(神経外膜下)に挿入された。前記導電性複合繊維束は挿入の15分後には膨張し組織内に固定された。電極の固定後に測定したラットの座骨神経の集合活動電位(Scalebar 1秒 50μV)を図35Bに示す。
(ラットの心電図の記録)
実施例4−1と同様に作製した導電性複合繊維束(長さ20mm、線径280ミクロン)を用いてラットの心電図を記録した。イソフルレン麻酔下で、ラットの右前胸部、左前胸部及び季肋部の3カ所の皮膚下組織層に、前記導電性複合繊維束を結紮することにより、体内埋め込み型電極を皮下組織に設置した。絶縁性及び耐水性ポリマーにより被覆された金属製電線を介して、前記電極を構成する導電性複合繊維束をポリグラフ(AP1124、ティアック株式会社製)の前置増幅器の信号ケーブルに接続した。サンプリング周波数1kHzで記録したラットの心電図(双極誘導)(Scale bar 1秒 50mV)を図35Cに示す。
(埋め込み型生体電極を活用した薬物輸送(ドラッグデリバリー))
実施例1と同じ方法で、ただし比較的長く作製した導電性複合繊維束の一方の端部に、薬剤溶液を貯留したシリコーン製のバッグをリザーバーとして接続した。この際、PDMS(商品名:シルガード184、東レダウコーニング社製)を用いて前記導電性複合繊維束の外表面を被覆(シール)し、薬物の輸送経路を構成した。この被覆により、前記導電性複合繊維束を芯部に備え、PDMS製のチューブが前記輸送経路の外殻を構成する体内埋め込み型生体電極を得た。
まず、実施例4−1と同じ方法で作製した導電性複合繊維束(長さ20mm、線径280ミクロン)の中央部を長さ5mmに亘ってPDMSで被覆し、前記導電性複合繊維束の一方の端を、蛍光物質のルシファーイエロー100μMを含む生理的食塩水1mLを入れたチャンバーに浸し、他方の端を普通の(蛍光物質を含まない)生理的食塩水0.5mLを入れたディッシュに投入した。ルシファーイエローを入れたチャンバーの液の水位が、普通の生理的食塩水を入れたディッシュの水位よりも5mm高くなるように設定した。これらを37度の恒温室中に静置し、前記ディッシュ中の生理的食塩水に含まれるルシファーイエローの濃度を、設置後0,1,2,3,4,7日目に測定した。測定には蛍光強度測定装置(マルチラベルカウンター、ALVO SX1420、パーキンエルマー社製)を用い、蛍光測定法にて測定した。測定結果を図36に示す。
実施例4−4と同様に中央部がPDMSにより被覆された導電性複合繊維束を準備した。ただし、PDMSで被覆する前に前記導電性複合繊維束にグリセロールを含浸させた。この導電性複合繊維束を用いて、実施例4−4と同様に薬物輸送速度を測定したところ、ディッシュ中のルシファーイエローの濃度は6.7μM/dayの速度で上昇した(図36、■のプロット及び実線)。この結果から、グリセロールを導電性複合繊維へ添加したことによって、薬物輸送速度が上昇することが示された。
(電極による中枢神経組織に対する侵襲性の評価)
中枢神経系の組織への生体電極の埋め込みによって、中枢神経系の組織に電極の大きさよりも広い領域に恒久的な障害が発生し、測定の障害になることが従来から問題になっており、その解決策が求められている。本発明にかかる実施例4−4で作製した生体内埋め込み型電極の脳内への刺入後、前記電極の前記流路(薬物輸送路)を介して、中枢神経組織の障害を軽減する効果を持つ薬物を投与(GSNO:S-Nitrosoglutathione)することにより、前記電極の埋め込みによって中枢神経組織に与えられる障害(侵襲)を軽減できるかを、動物実験により検討した(図34B〜34D)。
薬物輸送の速度は、前記薬物輸送路に接続した小型浸透圧ポンプ(米国アルゼット社製)により調節した。抗炎症剤を投与した本実施例の場合、組織欠損は従来型電極と比較して小さく、組織欠損は電極設置部(点線の領域)に限られていた(図34C)。また、神経組織のグリア細胞の増殖は軽度であり、電極との接触部に明確なグリア瘢痕は認められなかった(図34C)。図34Cにおいては、電極の周囲にGSNOが投与されており、電極埋め込み後7日目においても組織欠損は電極の設置領域(点線)に限局し、組織中のグリア細胞の増殖も少なかった。
比較するために、図34Bに、電極を埋め込んでいない正常な大脳皮質のグリア細胞の蛍光免疫染色像を示す。
PEDOT−PSSを含む導電体を基材繊維に含浸あるいは付着させ、電気化学的に連続的に重合固定することができ、導電性と耐久性に優れた導電性高分子繊維を生産性良く製造することが可能な、導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置を提供する。
本発明にかかる生体電極は、医療をはじめ、ヘルスプロモーションやインフォメーションテクノロジー、ウエアラブルコンピューターなどの幅広い分野において、長時間の連続使用が可能な体表面装着型の生体電極として広く利用可能である。従来よりも装着感が向上した生体電極及びその生体電極が備えられた生体信号測定装置の提供できる。
本発明にかかる体内埋め込み型電極は、医療をはじめ、ヘルスプロモーションやインフォメーションテクノロジー、ウエアラブルコンピューターなどの幅広い分野において、体内埋め込み型の生体電極として広く利用可能である。より具体的には、例えば、深部脳刺激等の電気刺激治療、埋め込み型の神経活動記録用電極、ブレインマシンインターフェース等に利用することができる。
生体内の微弱な電気信号を検出することが可能であり、生体親和性に優れ、生体組織への侵襲性が低い体内埋め込み型電極を提供できる。
3…固定紐
4…ゴムバンド
5…金属導線
6…ヒトの体表面
33…金属又はカーボン
34…導電体
54…導電体
63…絶縁層
L…基材繊維の直径
h…被覆された導電体の厚さ
10,20,30,40,50,60…導電性高分子繊維
11,21,31,41,51,61…基材繊維
12,22,32,42,52,62…導電体
210、250…導電性高分子繊維の製造装置(製造装置)
202…複数の電極(陽極)
221…櫛歯状電極(複数の電極;陽極)
221a…櫛歯(電極)
221b…端子
222…回転子電極(プーリー状の電極)
222a…プーリー
222b…溝部
222c…金属軸部
203…複数の電極(陰極)
231…櫛歯状電極(複数の電極;陰極)
231a…櫛歯(電極)
231b…端子
232…回転子電極(ローラー状の電極)
232a…ローラー
232b…外周面
232c…金属軸部
252…単数(単極)の電極(陽極)
253…単数(単極)の電極(陰極)
204…導電体の溶液
205、255…浸漬容器
206、256…糸巻き
207、257…チャンバー(調湿部)
208、258…乾燥部
209、259…巻き取り部
311…接触子
312…第一フレーム
313…第二フレーム
314…信号ケーブル
H…毛髪(頭髪)
S…皮膚(頭皮)
320…生体電極
321…接触子
322…第三フレーム
323…第四フレーム
324…信号ケーブル
321a…導電性複合繊維
321b…金属製線材
321c…絶縁性被覆材
321e…導電性複合繊維
321f…金属細線
321g…芯材
321z…絶縁性被覆材
N…低緊張性ネット
330…生体電極
331…接触子
332…接触部
333…基板(基材)
334…信号ケーブル
335…ホルダー
336…開口部
337…調湿用パッド
338…電極パッド
339…アンプ(外部装置)
B…身体(躯幹)
T…下着(シャツ)
401…導電性複合繊維束
402…電線(金属導線)
403…結線部
404…ポリマー
405…針(ガイド針)
406…糸
407…リザーバー
408…チャンバー
409…チューブコネクター
410,420,430,440…体内埋め込み型電極
N’…神経索
Claims (6)
- 基材繊維に、導電性高分子を含む導電体が含浸及び付着されてなり、前記導電性高分子がPEDOT-PSSである導電性高分子繊維であって、
複数の前記基材繊維の間に、前記導電体が前記基材繊維に密着して配されているとともに、前記基材繊維内に前記導電体が含浸されていることを特徴とする導電性高分子繊維。 - 前記導電体は、添加剤としてグリセロール、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、スフィンゴシン又はホスファチジルコリンを含有することを特徴とする請求項1に記載の導電性高分子繊維。
- 前記導電体が、前記基材繊維の周囲に被覆されていることを特徴とする請求項1又は2に記載の導電性高分子繊維。
- 前記基材繊維内に前記導電体が含浸され、前記基材繊維の周囲に金属又はカーボンが被覆され、さらに前記被覆された金属又はカーボンの周囲に前記導電体が被覆されていることを特徴とする請求項1〜3のいずれか一項に記載の導電性高分子繊維。
- 請求項1〜4のいずれか一項に記載の導電性高分子繊維の周囲に、さらに絶縁層が配されていることを特徴とする導電性高分子繊維。
- 請求項1〜5のいずれか一項に記載の導電性高分子繊維を電極として備えたことを特徴とする生体電極。
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