JP2022185153A - 生体電位測定方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】生体表面の装着面の凹凸に倣って変形して密着した電極層の密着状態を維持でき、且つ簡単に運搬・保管ができる生体用電極を用いた、生体電位測定方法を提供する。【解決手段】生体電位測定方法は、生体表面に直接当接するフレキシブル電極１２が、前記生体表面の装着面に倣って変形して密着する導電性高分子から成る電極層１４，１４と、電極層１４，１４の一面側に積層され、電極層１４，１４と共に前記装着面に倣って変形するエラストマー層１６とから構成され、フレキシブル電極１２は、その担持体としての水透過性層１８に水溶性材料から成る水溶性犠牲層２０を介して接合されている生体用電極１０製造工程と、前記水透過性層を前記フレキシブル電極から剥離する生体用電極の装着工程と、前記生体用電極で電位を測定する工程とを、有する。【選択図】図１
Description
本発明は、生体表面に装着され生体計測装置の接続端子に接続される生体用電極を用いた、生体電位測定方法に関するものである。
生体計測は疾病の予防や健康寿命増進やスポーツ医学向上に貢献できることから、生体計測装置の計測精度の向上は重要である。生体計測の精度向上には、生体計測装置の接続端子に接続される電極が優れた導電性を有することは勿論のこと、生体表面の装着面に十分に密着でき生体の電位差を正確に検知できることが必要である。金属板製の電極は、導電性は良好であるものの、柔軟性に欠けることから、生体表面の装着面に十分に密着させようとすると着圧を高めなければならず、生体への影響が懸念される。
このような金属板製の電極に代えて導電性高分子から成る電極を用いた生体用電極が、下記特許文献１で提案されている。この生体用電極は、生体表面の肌と接触する電極部分が有機導電性ポリマーで形成されているものである。
特許文献１に記載された生体用電極は、生体表面の肌と接触する電極部分が有機導電性ポリマーで形成されているものの、有機導電性ポリマーから成る電極部分の裏面側に金属電極が配されているため、生体用電極の柔軟性に欠けることから、生体表面の装着面に電極部分を十分に密着させるには着圧を高めることを要し、依然として被検者の負担が増加する。
本発明は前記の課題を解決するためになされたもので、電極層が生体表面の装着面の凹凸に倣って変形して密着でき、且つ運搬・保管が簡単な生体用電極、その製造方法及び装着方法、並びにそれを用いた生体電位測定方法を提供することを目的とする。
前記の目的を達成するためになされた本発明に係る生体用電極は、生体表面に直接当接するフレキシブル電極が、前記生体表面の装着面に倣って変形して密着するものでポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）－ポリスチレンスルホネートである導電性高分子から成る電極層と、前記電極層の一面側に積層され、前記電極層と共に前記装着面に倣って変形するものでポリジメチルシロキサン、ポリウレタン又はスチレン・ブタジエン系熱可塑性エラストマーで形成されているエラストマー層とから構成され、
前記フレキシブル電極は、その担持体としてセルロース製又は樹脂製の不織布、或いは樹脂製のスポンジ又はメッシュで形成されている厚さ０．０３～３ｍｍの水透過性層に、澱粉、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸又はポリエチレングリコールである水溶性材料から成っており前記水透過層を透過した水で溶けてフレキシブル電極を水透過層から剥離するための水溶性犠牲層を介して、接合されており、
前記エラストマー層が、前記電極層からの露出面が前記装着面に密着するように前記電極層よりも大面積であり、又は前記電極層と同面積であり、
前記エラストマー層の厚さが５μｍ以下であり且つ前記電極層の厚さが０．３μｍ以上であって、前記エラストマー層と前記電極層との合計厚さが５．３μｍ以下である
ことを特徴とするものである。
前記フレキシブル電極は、その担持体としてセルロース製又は樹脂製の不織布、或いは樹脂製のスポンジ又はメッシュで形成されている厚さ０．０３～３ｍｍの水透過性層に、澱粉、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸又はポリエチレングリコールである水溶性材料から成っており前記水透過層を透過した水で溶けてフレキシブル電極を水透過層から剥離するための水溶性犠牲層を介して、接合されており、
前記エラストマー層が、前記電極層からの露出面が前記装着面に密着するように前記電極層よりも大面積であり、又は前記電極層と同面積であり、
前記エラストマー層の厚さが５μｍ以下であり且つ前記電極層の厚さが０．３μｍ以上であって、前記エラストマー層と前記電極層との合計厚さが５．３μｍ以下である
ことを特徴とするものである。
前記エラストマー層が、前記電極層からの露出面が前記装着面に密着するように前記電極層よりも大面積であることにより、生体用表面の装着面に電極層が十分に密着した状態を維持できる。
前記エラストマー層の厚さが５μｍ以下であり且つ前記電極層の厚さが０．３μｍ以上であって、前記エラストマー層と前記電極層との合計厚さが５．３μｍ以下であることが、エラストマー層及び電極層の全体が生体表面の装着面に倣って簡単に変形して密着できる。
前記導電性高分子が、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ネート又はその類似化合物であることが、電極層に良好な導電性と柔軟性とを付与できる。
前記エラストマー層が、ポリジメチルシロキサン、ポリウレタン又はスチレン・ブタジエン系熱可塑性エラストマーで形成されていることが、生体表面や電極層との密着性を向上できる。
前記水透過性層が、セルロース製又は樹脂製の不織布、或いは樹脂製のスポンジ又はメッシュで形成されていることが、優れた強力担持性と水透過性とを併有できる。
前記水溶性犠牲層が、澱粉、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸又はポリエチレングリコールで形成されていることにより、フレキシブル電極と水透過性層とを確実に接合でき、且つ水透過層を透過した水で溶けてフレキシブル電極を水透過性層から確実に剥離できる。
例えば、前記エラストマー層の表面がコロナ放電処理及びジアミノ基含有シランカップリング剤処理表面であることによって、前記エラストマー層と前記電極層とが密着していてもよいというものである。
また、例えば、前記フレキシブル電極に、前記電極層及び前記エラストマー層を貫通するコネクター部が形成され、又は外部接続端子が前記電極層に接続可能に前記電極層を前記エラストマー層の縁まで延出していてもよいというものである。
さらに、例えば前記電極層と前記エラストマー層との面積比が１：２～１：１８であってもよいというものである。
例えば、前記エラストマー層の表面がコロナ放電処理及びジアミノ基含有シランカップリング剤処理表面であることによって、前記エラストマー層と前記電極層とが密着していてもよいというものである。
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さらに、例えば前記電極層と前記エラストマー層との面積比が１：２～１：１８であってもよいというものである。
前記エラストマー層を貫通するスルーホール内に導電材が充填され、前記電極層と前記エラストマー層の他面側に装着される外部接続電極とを電気的に接続するコネクター部が形成されていることにより、計測機器等の外部接続電極と電極層とを簡単に電気的に接続できる。
例えば、前記導電材が、金属フィラー又は金属がコートされたフィラーを含有する導電性シリコーンゴムであってもよいというものである。
例えば、前記導電材が、金属フィラー又は金属がコートされたフィラーを含有する導電性シリコーンゴムであってもよいというものである。
前記の目的を達成するためになされた本発明に係る生体用電極の製造方法は、生体表面に直接当接するフレキシブル電極を含む生体用電極を、前記フレキシブル電極の担持層としてセルロース製又は樹脂製の不織布、或いは樹脂製のスポンジ又はメッシュで形成されている厚さ０．０３～３ｍｍの水透過性層の一面側に、澱粉、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸又はポリエチレングリコールである水溶性材料から成っており前記水透過層を透過した水で溶けてフレキシブル電極を水透過層から剥離するための水溶性犠牲層を積層した後、前記フレキシブル電極を構成する前記生体表面の装着面に倣って変形して密着するものでポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）－ポリスチレンスルホネートである導電性高分子から成る電極層と、前記電極層の一面側に積層され、前記電極層と共に前記装着面に倣って変形するものでポリジメチルシロキサン、ポリウレタン又はスチレン・ブタジエン系熱可塑性エラストマーで形成されているエラストマー層とのうち、前記水溶性犠牲層に、前記電極層からの露出面が前記装着面に密着するように前記エラストマー層が前記電極層よりも大面積であり又は前記電極層と同面積にしつつ前記エラストマー層の厚さが５μｍ以下であり且つ前記電極層の厚さが０．３μｍ以上であって前記エラストマー層と前記電極層との合計厚さが５．３μｍ以下となるように前記エラストマー層と前記電極層とを順次積層して形成することを特徴とするものである。
前記エラストマー層を、前記電極層からの露出面が前記装着面に密着するように前記電極層よりも大面積に形成することにより、生体用表面の装着面に電極層が十分に密着した状態を維持できる。
前記エラストマー層の厚さを５μｍ以下に形成し、且つ前記電極層の厚さを０．３μｍ以上に形成し、前記エラストマー層と前記電極層との合計厚さを５．３μｍ以下とすることにより、エラストマー層及び電極層の全体を生体表面の装着面の凹凸に倣って簡単に変形して密着することができる。
前記導電性高分子として、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ネートを用いることにより、電極層に良好な導電性と柔軟性とを付与できる。
前記エラストマー層を、ポリジメチルシロキサン、ポリウレタン又はスチレン・ブタジエン系熱可塑性エラストマーで形成することにより、生体表面や電極層との密着性を向上できる。
前記水透過性層として、セルロース製又は樹脂製の不織布、或いは樹脂製のスポンジ又はメッシュを用いることにより、優れた強力担持性と水透過性とを併有できる。
前記水溶性犠牲層を、澱粉、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸又はポリエチレングリコールで形成することにより、フレキシブル電極と水透過性層とを確実に接合でき、且つ水透過層を透過した水で溶けてフレキシブル電極を水透過性層から確実に剥離できる。
例えば、コロナ放電処理を施した前記エラストマー層の表面にジアミノ基含有シランカップリング剤で処理してから、前記エラストマー層と前記電極層とを密着するというものであってもよい。
また、例えば、前記フレキシブル電極に、前記電極層及び前記エラストマー層を貫通するコネクター部を形成し、又は外部接続端子を前記電極層に接続可能に前記電極層を前記エラストマー層の縁まで延出するというものであってもよい。
さらに、例えば、前記電極層と前記エラストマー層との面積比を１：２～１：１８にするというものであってもよい。
例えば、コロナ放電処理を施した前記エラストマー層の表面にジアミノ基含有シランカップリング剤で処理してから、前記エラストマー層と前記電極層とを密着するというものであってもよい。
また、例えば、前記フレキシブル電極に、前記電極層及び前記エラストマー層を貫通するコネクター部を形成し、又は外部接続端子を前記電極層に接続可能に前記電極層を前記エラストマー層の縁まで延出するというものであってもよい。
さらに、例えば、前記電極層と前記エラストマー層との面積比を１：２～１：１８にするというものであってもよい。
前記エラストマー層及び前記電極層を貫通するスルーホール内に導電材を充填し、前記電極層と前記エラストマー層の他面側に装着される外部接続電極とを電気的に接続するコネクター部を形成することにより、計測機器等の外部接続電極と電極層とを簡単に電気的に接続できる。
例えば、前記導電材を、金属フィラー又は金属がコートされたフィラーを含有する導電性シリコーンゴムとするというものであってもよい。
例えば、前記導電材を、金属フィラー又は金属がコートされたフィラーを含有する導電性シリコーンゴムとするというものであってもよい。
前記の目的を達成するためになされた本発明に係る生体用電極の装着方法は、前述したいずれかの生体用電極を生体表面の装着面に装着する際に、前記生体用電極を構成する前記フレキシブル電極の前記電極層が形成された一面側の全面を前記装着面に当接し、前記エラストマー層と前記電極層とを前記装着面に倣って変形しつつ、前記電極層を前記装着面に密着した後、前記水透過性層に水を供給して、前記水透過性層を透過した水で前記水溶性犠牲層を形成する水溶性材料を溶かして、前記水透過性層を前記フレキシブル電極から剥離することを特徴とするものである。
前記生体用電極として、前記エラストマー層が前記電極層よりも大面積に形成されたものを用い、前記エラストマー層と前記電極層とを前記装着面に倣って変形し、前記電極層を前記装着面に密着しつつ、前記エラストマー層の前記電極層からの露出面を前記装着面に密着することにより、生体用表面の装着面に電極層が十分に密着した状態を維持できる。
前記の目的を達成するためになされたもので特許請求の範囲に記載の本発明に係る生体電位測定方法は、
生体表面に直接当接するフレキシブル電極を含む生体用電極を、前記フレキシブル電極の担持層としてセルロース製又は樹脂製の不織布、或いは樹脂製のスポンジ又はメッシュで形成されている厚さ０．０３～３ｍｍの水透過性層の一面側に、澱粉、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸又はポリエチレングリコールである水溶性材料から成っており前記水透過層を透過した水で溶けてフレキシブル電極を水透過層から剥離するための水溶性犠牲層を積層した後、
前記フレキシブル電極を構成する前記生体表面の装着面に倣って変形して密着するものでポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）－ポリスチレンスルホネートである導電性高分子から成る電極層と、前記電極層の一面側に積層され、前記電極層と共に前記装着面に倣って変形するものでポリジメチルシロキサン、ポリウレタン又はスチレン・ブタジエン系熱可塑性エラストマーで形成されているエラストマー層とのうち、前記水溶性犠牲層に、前記電極層からの露出面が前記装着面に密着するように前記エラストマー層が前記電極層よりも大面積であり又は前記電極層と同面積にしつつ前記エラストマー層の厚さが５μｍ以下であり且つ前記電極層の厚さが０．３μｍ以上であって前記エラストマー層と前記電極層との合計厚さが５．３μｍ以下となるように前記エラストマー層と前記電極層とを順次積層して形成することによる生体用電極の製造工程と、
前記生体用電極を生体表面の装着面に装着する際に、前記生体用電極を構成する前記フレキシブル電極の前記電極層が形成された一面側の全面を前記装着面に当接し、前記エラストマー層と前記電極層とを前記装着面に倣って変形しつつ、前記電極層を前記装着面に密着した後、前記水透過性層に水を供給して、前記水透過性層を透過した水で前記水溶性犠牲層を形成する水溶性材料を溶かして、前記水透過性層を前記フレキシブル電極から剥離する生体用電極の装着工程と、
前記生体用電極で電位を測定する工程と
を有する。
この生体電位測定方法は、前記生体用電極を、前記生体表面の装着面の少なくとも２箇所に装着するというものであってもよい。
この生体電位測定方法は、前記生体用電極を、ポジティブ用電極、及びネガティブ用電極とするというものであってもよい。
この生体電位測定方法は、前記生体用電極を、さらにリファレンス用電極とするというものであってもよい。
この生体電位測定方法は、前記電位が、筋電位又は心電位であるというものであってもよい。
前記の目的を達成するためになされたもので特許請求の範囲に記載の本発明に係る生体電位測定方法は、
生体表面に直接当接するフレキシブル電極を含む生体用電極を、前記フレキシブル電極の担持層としてセルロース製又は樹脂製の不織布、或いは樹脂製のスポンジ又はメッシュで形成されている厚さ０．０３～３ｍｍの水透過性層の一面側に、澱粉、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸又はポリエチレングリコールである水溶性材料から成っており前記水透過層を透過した水で溶けてフレキシブル電極を水透過層から剥離するための水溶性犠牲層を積層した後、
前記フレキシブル電極を構成する前記生体表面の装着面に倣って変形して密着するものでポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）－ポリスチレンスルホネートである導電性高分子から成る電極層と、前記電極層の一面側に積層され、前記電極層と共に前記装着面に倣って変形するものでポリジメチルシロキサン、ポリウレタン又はスチレン・ブタジエン系熱可塑性エラストマーで形成されているエラストマー層とのうち、前記水溶性犠牲層に、前記電極層からの露出面が前記装着面に密着するように前記エラストマー層が前記電極層よりも大面積であり又は前記電極層と同面積にしつつ前記エラストマー層の厚さが５μｍ以下であり且つ前記電極層の厚さが０．３μｍ以上であって前記エラストマー層と前記電極層との合計厚さが５．３μｍ以下となるように前記エラストマー層と前記電極層とを順次積層して形成することによる生体用電極の製造工程と、
前記生体用電極を生体表面の装着面に装着する際に、前記生体用電極を構成する前記フレキシブル電極の前記電極層が形成された一面側の全面を前記装着面に当接し、前記エラストマー層と前記電極層とを前記装着面に倣って変形しつつ、前記電極層を前記装着面に密着した後、前記水透過性層に水を供給して、前記水透過性層を透過した水で前記水溶性犠牲層を形成する水溶性材料を溶かして、前記水透過性層を前記フレキシブル電極から剥離する生体用電極の装着工程と、
前記生体用電極で電位を測定する工程と
を有する。
この生体電位測定方法は、前記生体用電極を、前記生体表面の装着面の少なくとも２箇所に装着するというものであってもよい。
この生体電位測定方法は、前記生体用電極を、ポジティブ用電極、及びネガティブ用電極とするというものであってもよい。
この生体電位測定方法は、前記生体用電極を、さらにリファレンス用電極とするというものであってもよい。
この生体電位測定方法は、前記電位が、筋電位又は心電位であるというものであってもよい。
本発明に係る生体用電極は、担持体としての水透過性層によって担持されていることから、その運搬及び保管が簡単である。また、生体用表面の装着面に倣って変形して装着したエラストマー層と電極層とから構成されるフレキシブル電極を、水透過性層に供給した水により水溶性犠牲層を溶かして、担持体としての水透過性層を簡単に剥離でき、フレキシブル電極を生体用表面の装着面に確実に装着できる。しかも、フレキシブル電極を構成するエラストマー層と電極層とは、その装着面が凹凸面であっても簡単に変形して、電極層が装着面に十分に密着されるから、着圧を高めることなく生体計測の精度を向上できる。
以下、本発明を詳細に説明するが、本発明の範囲はこれらの記載に限定されるものではない。
本発明に係る生体用電極を図１に示す。図１（ａ）は生体用電極１０の正面図であり、図１（ｂ）は図１のＡ－Ａ面での断面図である。生体用電極１０は、図１に示すように四角形の電極層１４，１４と電極層１４，１４よりも大面積の四角形のエラストマー層１６とから成るフレキシブル電極１２と、フレキシブル電極１２の担持体としての水透過性層１８とが水溶性材料から成る水溶性犠牲層２０を介して接合されている。
この電極層１４，１４は、生体表面の装着面に倣って変形して密着できるように導電性高分子から形成されている。導電性高分子としては、市販されているものを用いることができるが、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ネート（ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳ(poly(3,4-ethylendioxythiophene)- polystyren sulfonate)：以下、単にＥＤＯＴ－ＰＳＳと言う）を用いることにより、電極層１４に良好な導電性と柔軟性とを付与できる。
エラストマー層１６は、電極層１４，１４の一面側に積層され、電極層１４，１４よりも大面積で且つ電極層１４，１４と共に生体表面の装着面に倣って変形し、電極層１４，１４から露出する露出部が装着面に密着するものである。このエラストマー層１６は、ポリジメチルシロキサン（PDMS）、ポリウレタン又はスチレン・ブタジエン系熱可塑性エラストマーで形成されていることが生体表面や電極層との密着性を向上できる。特に、電極層１４，１４をＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを用いたとき、エラストマー層１６をポリウレタンで形成することにより、両者を強固に密着でき好ましい。特に、エラストマー層１６をポリウレタンで形成し且つ電極層１４，１４をＰＥＤＯＴ－ＰＳＳで形成した場合、コロナ放電処理を施したエラストマー層１６の表面にジアミノ基含有シランカップリング剤で処理することにより、エラストマー層１６と電極層１４，１４とを更に一層強固に密着できる。
このような電極層１４，１４とエラストマー層１６とから成るフレキシブル電極１２は、生体表面の装着面の凹凸に倣って変形し、電極層１４，１４が装着面に密着した状態を、エラストマー層１６の電極層１４，１４からの露出面が装着面に密着することにより保持できる。この電極層１４及びエラストマー層１６の厚さは、電極層１４の厚さが０．３μｍ以上で且つエラストマー層１６の厚さが５μｍ以下であって、電極層１４とエラストマー層１６との合計厚さを５．３μｍ以下、好ましくは５μｍ以下とすることにより、人体の肌のように細かな凹凸面であっても、細かな凹凸面に倣って変形して密着した状態の電極層１４，１４を、エラストマー層１６の電極層１４，１４からの露出面が肌に十分に密着することにより確実に維持できる。更に、電極層１４，１４とエラストマー層１６との面積比（電極層１４，１４の面積：エラストマー層１６の面積）が１：２～１：１８であることが、エラストマー層１６の電極層１４，１４からの露出面が肌に密着して、肌に密着した電極層１４，１４の密着状態を十分に保持でき好ましい。
このように装着面の形状に倣って変形する電極層１４，１４とエラストマー層１６とから成るフレキシブル電極１２は、図１（ｂ）に示すように、担持体としての水透過性層１８と水溶性材料から成る水溶性犠牲層２０を介して接合されており、生体用電極１０の運搬及び保管を簡単にしている。この水透過性層１８としては、水を透過できる材料であればよく、具体的にはセルロース製又は樹脂製の不織布、或いは樹脂製のスポンジ又はメッシュを用いることができる。その厚さは、０．０３～３ｍｍ程度とすることが生体用電極１０の運搬や保管に適している。
また、水溶性犠牲層２０としては、フレキシブル電極１２と水透過性層１８とを接合でき、且つ水に溶ける水溶性材料で形成されていればよく、具体的には澱粉、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸又はポリエチレングリコールで形成することにより、フレキシブル電極１２と水透過性層１８とを確実に接合でき、且つ水溶性透過層２０を透過した水で溶けてフレキシブル電極１２を水透過性層１８から確実に剥離できる。
図１に示すフレキシブル電極１２には、エラストマー層１６及び電極層１４を貫通するスルーホール２１内に導電材が充填されたコネクター部２２が形成されている。コネクター部２２の一部は電極層１４上に薄く且つ幅狭のフランジ状に延出されている。このようなコネクター部２２は、電極層１４と生体計測機器等の外部接続電極とを電気的に接続するものである。スルーホール２１に充填する導電材としては、導電性ゴムを好適に用いることができる。導電性ゴムとしては、銀及び／又は金、銅等の金属フィラー又はそれらの金属がコートされたフィラーを含有する導電性シリコーンゴムが他の導電性ゴムよりも電気抵抗値が低く好適である。コネクター部２２を形成する導電材としては、導電性不織布と導電性粘着剤との組み合わせも用いることができる。
図１に示す生体用電極１０を装着面に装着する手順を図２で説明する。図２に示す装着面２４は平坦面とした。まず、図２（ａ）に示すように生体用電極１０を、その電極層１４を装着面２４に当接し、図２（ｂ）に示すように電極層１４の全面及び電極層１４から露出するエラストマー層１６の露出面を装着面２４に密着させる。その際に、コネクター部２２のフランジ状部が電極層１４上に延出されているが、その厚さは薄く且つ幅狭であり、装着面２４と電極層１４との密着は十分である。次いで、図２（ｃ）に示すように生体用電極１０の水透過性層１８に水２６を供給し、水透過性層１８を透過した水で水溶性犠牲層２０を溶かして、図２（ｄ）に示すように水溶性犠牲層２０を除去し、エラストマー層１６及び電極層１４から成るフレキシブル電極１２のみを装着面２４に密着した状態で残すことができる。フレキシブル電極１２のエラストマー層１６の上面には、コネクター部２２の端面が露出しており、生体計測機器等の外部接続電極が接続される。フレキシブル電極１２は、そのエラストマー層１６の面積が電極層１４の面積よりも大きいことから、エラストマー層１６の露出面が装着面２４に直接密着しており、電極層１４が装着面２４に十分に密着した状態を維持できる。
図２では、平坦な装着面２４にフレキシブル電極１２を装着した状態を示したが、図３に示すように凹凸状の装着面２４にもフレキシブル電極１２の電極層１４及びエラストマー層１６が装着面２４の凹凸状の形状に倣って変形し、電極層１４が装着面２４に倣って変形して密着していると共に、エラストマー層１６の電極層１４からの露出面も装着面に倣って変形して密着している。従って、装着面２４が凹凸面であっても、フレキシブル電極１２の電極層１４が装着面２４の凹凸面に密着した状態を維持できる。
図１～図３に示すフレキシブル電極１２を含む生体用電極１０の製造工程を図４に示す。先ず、図４（ａ）に示すように、セルロース製又は樹脂製の不織布或いは樹脂製のスポンジ等の水透過性材料で形成された水透過性層１８の一面側に、澱粉又はポリビニルアルコール等の水溶性材料から成る水溶性犠牲層２０を形成する。更に、水溶性犠牲層２０の全面にポリジメチルシロキサン（PDMS）又はポリウレタン等のエラストマーから成るエラストマー層１６を形成する。エラストマー層１６は、エラストマーを溶媒に溶かした溶液を塗布した後、所定温度で熱処理することにより得ることができる。エラストマー層１６の膜厚は、溶液中のエラスマーの濃度を調整してコントロールできる。
次いで、図４（ｃ）に示すようにエラストマー層１６に導電性高分子から成る電極層１４を形成する。電極層１４は、エラストマー層１６の面積よりも小面積である。この電極層１４は、水溶性犠牲層２０に被着した所定面積の開口部を形成したマスク上に導電性高分子を溶媒に溶かした溶液を印刷した後、マスクを除去してから所定温度でキュアすることにより形成できる。電極層１４の膜厚も、溶液中の導電性高分子の濃度を調整してコントロールできる。ここで、エラストマー層１６をポリウレタンで形成し且つ電極層１４，１４をＰＥＤＯＴ－ＰＳＳで形成した場合、エラストマー層１６の表面にコロナ放電処理を施した後、更にジアミノ基含有シランカップリング剤で処理することにより、エラストマー層１６と電極層１４，１４とを更に一層強固に密着できる。このジアミノ基含有シランカップリング剤としては３－（２－アミノエチル）アミノプロピルトリメトキシシランを挙げることができる。
その後、図４（ｄ）に示すように電極層１４及びエラストマー層１６を貫通するスルーホール２１をレーザの照射等で形成した後、図４（ｅ）に示すようにスルーホール２１内に導電材としての導電性ゴムを充填してコネクター部２２を形成して、生体用電極１０を得ることができる。
図１～図４に示す生体用電極１０のフレキシブル電極１２には、電極層１４及びエラストマー層１６を貫通するコネクター部２２が形成されていたが、図５（ａ）に示すようにコネクター部２２が形成されていなくてもよい。この場合、図５（ｂ）に示すように、外部接続端子２８が電極層１４に直接接続可能とすべく電極層１４をエラストマー層１６の縁近傍まで延出することが必要である。
また、図６に示すようにスルーホール２１内に導電材として、導電性不織布３０と導電性粘着剤３２との組み合わせを用いることもできる。この場合、導電性不織布３０と導電性粘着剤３２との合計厚さが１００μｍ以下のものであることが好ましい。更に、図７に示すようにエラストマー層１６の水溶性犠牲層２０との境界面に導電材から成り、スルーホール２１の開口面積よりも大面積のパッド３４が形成されていてもよい。パッド３４は、スルーホール２１の開口面積よりも大面積であるから、外部接続端子と簡単に接続できる。このパッド３４は、導電性高分子を印刷することにより形成できる。
図１～図７では、エラストマー層１６が電極層１４よりも大面積に形成されたフレキシブル電極１２を具備する生体用電極１０を示したが、エラストマー層１６と電極層１４とが同面積のフレキシブル電極を有する生体用電極であってもよい。このようなフレキシブル電極でも、生体表面の装着面に沿って変形し電極層１４を装着面に密着でき、生体計測の精度を向上可能である。但し、電極層１４と装着面との密着力は、エラストマー層１６と装着面との密着力よりも若干低下するが、このようなフレキシブル電極を有する生体用電極であっても、使い捨て用としては十分に使用できる。
以下、本発明の実施例を詳細に説明するが、本発明の範囲はこれらの実施例に限定されるものではない。
実施例１
本発明に係る生体用電極１０のエラストマー層１６に用いるポリウレタンシートの肌への密着性の厚さとの関係について調査した。
（ポリウレタンシートの作製）
ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）シート上に、１０質量％のポリビニルアルコール水溶液をバーコータで塗布した後、８０℃で１時間熱処理してポリビニルアルコール（ＰＶＡ）膜を作成した。次いで、二液硬化型ポリウレタンのＤＩＣ株式会社製パンデックスGCのＡとＢとを混合（Ａ：Ｂ＝１００：１７）し酢酸エチルで希釈した希釈溶液を、ＰＶＡ膜上に塗布して８０℃で１時間の熱処理を施してから室温まで冷却して所定厚さのポリウレタンシートを得た。その後、ポリウレタンシートとＰＶＡ膜とをＰＥＴシートから剥離し、ＰＶＡ膜を水に溶かしてポリウレタンシートを得た。得られたポリウレタンシートの厚さの調整は、酢酸エチルで希釈した希釈溶液中のポリウレタン濃度を調整して行った。得られたポリウレタンシートの厚さの確認は、Bruker社製のDektak XTを使用して測定した。
本発明に係る生体用電極１０のエラストマー層１６に用いるポリウレタンシートの肌への密着性の厚さとの関係について調査した。
（ポリウレタンシートの作製）
ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）シート上に、１０質量％のポリビニルアルコール水溶液をバーコータで塗布した後、８０℃で１時間熱処理してポリビニルアルコール（ＰＶＡ）膜を作成した。次いで、二液硬化型ポリウレタンのＤＩＣ株式会社製パンデックスGCのＡとＢとを混合（Ａ：Ｂ＝１００：１７）し酢酸エチルで希釈した希釈溶液を、ＰＶＡ膜上に塗布して８０℃で１時間の熱処理を施してから室温まで冷却して所定厚さのポリウレタンシートを得た。その後、ポリウレタンシートとＰＶＡ膜とをＰＥＴシートから剥離し、ＰＶＡ膜を水に溶かしてポリウレタンシートを得た。得られたポリウレタンシートの厚さの調整は、酢酸エチルで希釈した希釈溶液中のポリウレタン濃度を調整して行った。得られたポリウレタンシートの厚さの確認は、Bruker社製のDektak XTを使用して測定した。
（ポリウレタンシートの人工肌への密着試験）
得られた所定厚さのポリウレタンシートの肌への密着程度を試験した。肌は人工肌を用いて評価した。人工肌としては、株式会社ビューラックス社製バイオスキンプレートＰ００１－００１を用いた。また、人工肌への密着程度は、ＪＩＳＫ５６００－５－６に記載されたクロスカット法に準拠して試験した。クロスカット法は、図８（ａ）に示すように人工肌４０に密着したウレタンシート４２に、図８（ｂ）に示す格子状の切込み４６（２ｍｍ間隔）を施した後、剥離強度が既知の粘着テープ４４をウレタンシート４２に付着した。次いで、粘着テープ４４を付着してから５分以内に角度６０°で０．５～１秒で引きはがした。引きはがした粘着テープ４４の格子状の切込み４４の剥離状態を観察し、図８（ｃ）に示す０～５分類に分類した。判定として３以上を剥離とみなした。接着テープは3Ｍ社製スコッチＮｏ．３３１（剥離強度０．２９Ｎ／ｍｍ）、ダイアテック株式会社製Pioran cross Y-03-BL（剥離強度０．１６Ｎ／ｍｍ）を用いた。結果を表１に記載した。
得られた所定厚さのポリウレタンシートの肌への密着程度を試験した。肌は人工肌を用いて評価した。人工肌としては、株式会社ビューラックス社製バイオスキンプレートＰ００１－００１を用いた。また、人工肌への密着程度は、ＪＩＳＫ５６００－５－６に記載されたクロスカット法に準拠して試験した。クロスカット法は、図８（ａ）に示すように人工肌４０に密着したウレタンシート４２に、図８（ｂ）に示す格子状の切込み４６（２ｍｍ間隔）を施した後、剥離強度が既知の粘着テープ４４をウレタンシート４２に付着した。次いで、粘着テープ４４を付着してから５分以内に角度６０°で０．５～１秒で引きはがした。引きはがした粘着テープ４４の格子状の切込み４４の剥離状態を観察し、図８（ｃ）に示す０～５分類に分類した。判定として３以上を剥離とみなした。接着テープは3Ｍ社製スコッチＮｏ．３３１（剥離強度０．２９Ｎ／ｍｍ）、ダイアテック株式会社製Pioran cross Y-03-BL（剥離強度０．１６Ｎ／ｍｍ）を用いた。結果を表１に記載した。
（ポリウレタンシートの人工肌への密着確認）
得られた厚さ５．０μｍと０．３μｍのポリウレタンシートを人工肌に密着した後、その断面の電子顕微鏡写真（倍率２３０）を撮影した。その写真を図９に示す。図９（ａ）が厚さ５．０μｍのポリウレタンシートと人工肌との密着状態を示す電子顕微鏡写真であり、図９（ｂ）が厚さ０．３μｍのポリウレタンシートと人工肌との密着状態を示す電子顕微鏡写真である。図９から明らかように、どちらの厚さでも人工肌に密着しているのが確認でき、特にポリウレタンシートが薄いほど人工肌の細かな凹凸にまで追従している様子が確認できた。
得られた厚さ５．０μｍと０．３μｍのポリウレタンシートを人工肌に密着した後、その断面の電子顕微鏡写真（倍率２３０）を撮影した。その写真を図９に示す。図９（ａ）が厚さ５．０μｍのポリウレタンシートと人工肌との密着状態を示す電子顕微鏡写真であり、図９（ｂ）が厚さ０．３μｍのポリウレタンシートと人工肌との密着状態を示す電子顕微鏡写真である。図９から明らかように、どちらの厚さでも人工肌に密着しているのが確認でき、特にポリウレタンシートが薄いほど人工肌の細かな凹凸にまで追従している様子が確認できた。
表１、図９から明らかなようにポリウレタンシートの厚さが５μｍ以下では人工肌に充分に密着していることが確認できた。特に１μｍ以下ではさらに強く密着していることが確認できた。
実施例２
次に生体用電極１０の電極層１４に用いる導電高分子としてＰＥＤＯＴ－ＰＳＳシートを作製し、その導電性能と厚さとの関係について調査した。
（ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳシートの作製）
ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳはナガセケムテック社製SP-801を用いた。まずポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）シート上に、所定の厚みになるようにエタノールで希釈したＰＥＤＯＴ－ＰＳＳをバーコータで塗布した後、８０℃で１時間熱処理してＰＥＤＯＴ－ＰＳＳシートを作成した。厚みの確認は実施例１と同様にBruker社製のDektak XTを使用して測定した。
次に生体用電極１０の電極層１４に用いる導電高分子としてＰＥＤＯＴ－ＰＳＳシートを作製し、その導電性能と厚さとの関係について調査した。
（ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳシートの作製）
ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳはナガセケムテック社製SP-801を用いた。まずポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）シート上に、所定の厚みになるようにエタノールで希釈したＰＥＤＯＴ－ＰＳＳをバーコータで塗布した後、８０℃で１時間熱処理してＰＥＤＯＴ－ＰＳＳシートを作成した。厚みの確認は実施例１と同様にBruker社製のDektak XTを使用して測定した。
（ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳシートの導電特性試験）
得られたＰＥＤＯＴ－ＰＳＳシートを、ANSI/AAMI EC12:2000を参考して導電特性試験を行った。導電性能は、電極インピーダンスにて２ｋΩ以下を良好と判定した。試験は、得られたＰＥＤＯＴ－ＰＳＳシートを１０ｍｍ×１０ｍｍに加工し、オウオン社製マルチメータＢ35Ｔを使用して測定した。結果を表２に記載した。
得られたＰＥＤＯＴ－ＰＳＳシートを、ANSI/AAMI EC12:2000を参考して導電特性試験を行った。導電性能は、電極インピーダンスにて２ｋΩ以下を良好と判定した。試験は、得られたＰＥＤＯＴ－ＰＳＳシートを１０ｍｍ×１０ｍｍに加工し、オウオン社製マルチメータＢ35Ｔを使用して測定した。結果を表２に記載した。
表２から明らかなようにＰＥＤＯＴ-ＰＳＳシートが厚くなるごとに電極インピーダンスの低下が見られた。また、０．２μｍ以下で規定である２ｋΩを超える電極インピーダンスになることが確認できた。この結果から電極層１４に用いるＰＥＤＯＴ－ＰＳＳシートとしては０．３μｍ以上であることが好ましい。
実施例３
生体用電極について、図９に示すクロスカット法による人工肌への密着程度を試験した。
(生体用電極による人工肌への密着試験)
先ず、水透過性層として澱粉が予め塗布されている水透過紙（丸繁紙工株式会社製SP）の上にエラストマー層として酢酸エチルで希釈したポリウレタン混合液を所定の厚みになるように塗布し、８０℃で１時間の熱処理を施してから室温まで冷却して積層した。次いで、エラストマー層の全面に、導電層としてエタノールで希釈したＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを塗布し、８０℃で１時間キュアして積層して生体用電極を得た。次いで、得られた積層体の不織布に水を供給して澱粉層を溶かして不織布を除去し、エラストマー層と電極層との二層積層体を得た。この二層積層体の電極層を人工肌に密着して３０分程乾燥してから図８に示すクロスカット法による人工肌への密着試験に供した。試験に用いた粘着テープは実施例１と同様の物を使用した。比較のためエラストマー層と電極層単体でも同様の試験を実施した。結果を表３に記載した。
生体用電極について、図９に示すクロスカット法による人工肌への密着程度を試験した。
(生体用電極による人工肌への密着試験)
先ず、水透過性層として澱粉が予め塗布されている水透過紙（丸繁紙工株式会社製SP）の上にエラストマー層として酢酸エチルで希釈したポリウレタン混合液を所定の厚みになるように塗布し、８０℃で１時間の熱処理を施してから室温まで冷却して積層した。次いで、エラストマー層の全面に、導電層としてエタノールで希釈したＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを塗布し、８０℃で１時間キュアして積層して生体用電極を得た。次いで、得られた積層体の不織布に水を供給して澱粉層を溶かして不織布を除去し、エラストマー層と電極層との二層積層体を得た。この二層積層体の電極層を人工肌に密着して３０分程乾燥してから図８に示すクロスカット法による人工肌への密着試験に供した。試験に用いた粘着テープは実施例１と同様の物を使用した。比較のためエラストマー層と電極層単体でも同様の試験を実施した。結果を表３に記載した。
表３の結果からは、エラストマー層と電極層の二層積層体でも人工肌に充分に密着していることが確認できた。特に全体的に薄いほど人工肌へ強く密着していることが確認できた。また、電極層単体では強度が弱く、人工肌上で破壊されてしまい試験を実施できなかった。したがってエラストマー層と複合して使用するのが良く、更に好ましくは電極層の保護のため、電極層よりもエラストマー層を大面積にすることで二層積層体の人工肌への密着及び強度安定性を良好と判定した。
表１～表３及び図９から、エラストマー層の厚さが５μｍ以下で且つ電極層の厚さが０．３μｍ以上であって、両者の合計の厚さが５．３μｍ以下であることが人工肌への二層積層体の密着性が向上され好ましい。また、エラストマー層の面積が電極層よりも大面積であることが人工肌への二層積層体の密着程度を良好とすることができる。
実施例４
二層積層体の耐久性の向上を目的とし、エラストマー層に表面処理を行い、その効果を確認した。
（表面処理による導電特性試験）
実施例３と同様に澱粉層を有する水透過紙上にエラストマー層として厚み０．３μｍのポリウレタンを形成した。次いで、エラストマー層の全面に下記表４の左から右に示す処理を順次施した。
二層積層体の耐久性の向上を目的とし、エラストマー層に表面処理を行い、その効果を確認した。
（表面処理による導電特性試験）
実施例３と同様に澱粉層を有する水透過紙上にエラストマー層として厚み０．３μｍのポリウレタンを形成した。次いで、エラストマー層の全面に下記表４の左から右に示す処理を順次施した。
表４中の「コロナ放電工程」は、空気中で距離１ｍｍから１７ｋｖの放電を７０ｍｍ／秒の速さで３回行った。「VSCA処理工程」は、ビニル基シランカップリング剤として複数ビニル基含有アルコキシシロキサン（アズマックス株式会社製ＶＭＭ－０１０）の０．１質量％のエタノール溶液を塗布した。「加熱処理工程」は８０℃で１０分間の加熱を施した。「DASCA処理工程」はジアミノ基シランカップリング剤として3-(2-アミノエチル)アミノプロピルトリメトキシシラン（ダウ・東レ株式会社製ＯＦＳ－６０２０）の０．１質量％のエタノール溶液を塗布した。
このような各処理を施したエラストマー層上に、「電極層塗布工程」として電極層としてエタノールで希釈したＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを塗布し、８０℃で１時間キュアして面積が１０ｍｍ×３０ｍｍで０．６μｍの電極層を積層した。得られた電極層の１０ｍｍ間の電気抵抗を測定した。結果を図１０に示す。
図１０から明らかなように、エラストマー層に「DASCA処理」を施した層の電気抵抗値が最も低かった。エラストマー層に「DASCA処理」を施すことにより、エラストマー層の濡れ性が向上してＰＥＤＯＴ－ＰＳＳのエタノール溶液が均一に塗布されたことによるものと推察される。尚、表４に示すポリウレタンに施したいずれの処理でも、得られた電極層の電気抵抗値は電極として使用可能である。
（表面処理による耐久性向上試験）
エラストマー層に各種処理を施した後、電極層を形成した二層構造体について引張耐久性について検討した。図１１（ａ）（ｂ）に示すように人工肌４０の上面に銀ペーストで幅２ｍｍの配線５２を５ｍｍ間隔で二本印刷した。この配線５２，５２上に、エラストマー層１６ａの全面に電極層１４ａが積層された９ｍｍ×９ｍｍの二層構造体１１を、電極層１４ａと配線５２，５２とが密着するように張り付けて室温で乾燥した。次いで、図１１（ｂ）に示すように人工肌４０を矢印方向に所定距離引張り、直ぐに戻して配線５２，５２間の電気抵抗値（Ｒ）を測定し、引張開始前の配線５２，５２間の電気抵抗値（ＲＯ）との比（Ｒ／ＲＯ）を求めた。その結果を図１２に示す。
エラストマー層に各種処理を施した後、電極層を形成した二層構造体について引張耐久性について検討した。図１１（ａ）（ｂ）に示すように人工肌４０の上面に銀ペーストで幅２ｍｍの配線５２を５ｍｍ間隔で二本印刷した。この配線５２，５２上に、エラストマー層１６ａの全面に電極層１４ａが積層された９ｍｍ×９ｍｍの二層構造体１１を、電極層１４ａと配線５２，５２とが密着するように張り付けて室温で乾燥した。次いで、図１１（ｂ）に示すように人工肌４０を矢印方向に所定距離引張り、直ぐに戻して配線５２，５２間の電気抵抗値（Ｒ）を測定し、引張開始前の配線５２，５２間の電気抵抗値（ＲＯ）との比（Ｒ／ＲＯ）を求めた。その結果を図１２に示す。
図１２から明らかなように、「DASCA処理」して得られた二層構造体は伸縮されてもＲ／ＲＯ比が小さく引張耐久性に優れていることが確認できた。また、耐久性が向上されることで繰り返し使用が可能である。電極層１４ａを形成するＰＥＤＯＴ－ＰＳＳのＰＳＳ（ポリスチレンスルホネート）が酸性であることから、アルカリ性のアミン基に引き付けられたものと推察される。
実施例５
生体用電極を作製し、市販のゲル電極と比較を行い、筋電位の測定、心電位の測定を行った。
（生体用電極１０の作製）
セルロース製の不織布から成る水透過性層１８の一面側に、澱粉から成る水溶性犠牲層２０を形成する。水溶性犠牲層２０の全面に、二液硬化型ポリウレタンのＤＩＣ株式会社製パンデックスGCのＡとＢとを混合（Ａ：Ｂ＝１００：１７）し酢酸エチルで希釈した希釈溶液を塗布して８０℃で１時間の熱処理を施してから室温まで冷却して厚さ０．３μｍのポリウレタンから成るエラストマー層１６を形成した。次いで、所定面積が開口されたＰＥＴシートをマスクとしてエラストマー層１６を被着し、ナガセケムテック社製SP-801のＰＥＤＯＴ－ＰＳＳをエタノールで希釈した希釈溶液を印刷した後、８０℃で１時間キュアして所定面積の厚さ０．６μｍの電極層１４を形成した。フレキシブル電極１２を構成するエラストマー層１６と電極層１４との面積比（エラストマー層１６：電極層１４）は６：１であった。
生体用電極を作製し、市販のゲル電極と比較を行い、筋電位の測定、心電位の測定を行った。
（生体用電極１０の作製）
セルロース製の不織布から成る水透過性層１８の一面側に、澱粉から成る水溶性犠牲層２０を形成する。水溶性犠牲層２０の全面に、二液硬化型ポリウレタンのＤＩＣ株式会社製パンデックスGCのＡとＢとを混合（Ａ：Ｂ＝１００：１７）し酢酸エチルで希釈した希釈溶液を塗布して８０℃で１時間の熱処理を施してから室温まで冷却して厚さ０．３μｍのポリウレタンから成るエラストマー層１６を形成した。次いで、所定面積が開口されたＰＥＴシートをマスクとしてエラストマー層１６を被着し、ナガセケムテック社製SP-801のＰＥＤＯＴ－ＰＳＳをエタノールで希釈した希釈溶液を印刷した後、８０℃で１時間キュアして所定面積の厚さ０．６μｍの電極層１４を形成した。フレキシブル電極１２を構成するエラストマー層１６と電極層１４との面積比（エラストマー層１６：電極層１４）は６：１であった。
更に、電極層１４及びエラストマー層１６を貫通する直径５ｍｍのスルーホールを形成した後、スルーホール内に銀及びアルミフィラーがシリコーン粘着剤に配合された導電性シリコーンを充填し、８０℃で１時間の熱処理を施してコネクター部２２を形成し図１に示す生体用電極１０を得た。
（筋電位の測定及びゲル電極との比較）
得られた生体用電極１０の導電層側を図１３（ａ）に示す左腕の〇印で示す箇所の肌に密着した後、水透過性層１８に水を供給して水溶性犠牲層２０を溶かして水透過性層１８を除去しフレキシブル電極１２のみとした。次いで、フレキシブル電極１２のエラストマー層１６の表面に露出するコネクター部２２の露出端に筋電計の外部端子を装着し、左手に握った握力計で所定の握力を示すように握ったときの筋電位を測定した。測定はBitalinoを用いて行い、ソフトウェアOpensignalsでデータを保存した。その結果を図１３（ｂ）に示す。また、参考電極として、日本弘電工業株式会社製ゲル電極のディスポ電極Ｆビドロードを用いて同様に行った筋電位の測定結果も図１３（ｃ）に示す。更に、下記表５にフレキシブル電極１２と参考電極との各シグナルノイズ比（活動時のMax値（Ｓ）／静止時のMax値（Ｎ））を示す。
得られた生体用電極１０の導電層側を図１３（ａ）に示す左腕の〇印で示す箇所の肌に密着した後、水透過性層１８に水を供給して水溶性犠牲層２０を溶かして水透過性層１８を除去しフレキシブル電極１２のみとした。次いで、フレキシブル電極１２のエラストマー層１６の表面に露出するコネクター部２２の露出端に筋電計の外部端子を装着し、左手に握った握力計で所定の握力を示すように握ったときの筋電位を測定した。測定はBitalinoを用いて行い、ソフトウェアOpensignalsでデータを保存した。その結果を図１３（ｂ）に示す。また、参考電極として、日本弘電工業株式会社製ゲル電極のディスポ電極Ｆビドロードを用いて同様に行った筋電位の測定結果も図１３（ｃ）に示す。更に、下記表５にフレキシブル電極１２と参考電極との各シグナルノイズ比（活動時のMax値（Ｓ）／静止時のMax値（Ｎ））を示す。
図１３及び表５から明らかなようにフレキシブル電極１２は、参考電極と同等のシグナルを得ることができた。
（拳の動作と腕の筋電位との対応）
得られた生体用電極１０の導電層側を図１４（ａ）に示すように腕の肌に密着した後、水透過性層１８に水を供給し水溶性犠牲層２０を溶かして水透過性層１８を除去しフレキシブル電極１２のみとした。次いで、図１４（ａ）に示すようにフレキシブル電極１２のエラストマー層１６の表面に露出するコネクター部２２の露出端に筋電計の外部端子５２，５２を接続して筋電位の測定を行った。
得られた生体用電極１０の導電層側を図１４（ａ）に示すように腕の肌に密着した後、水透過性層１８に水を供給し水溶性犠牲層２０を溶かして水透過性層１８を除去しフレキシブル電極１２のみとした。次いで、図１４（ａ）に示すようにフレキシブル電極１２のエラストマー層１６の表面に露出するコネクター部２２の露出端に筋電計の外部端子５２，５２を接続して筋電位の測定を行った。
図１４（ａ）に示すようにフレキシブル電極１２を装着した腕の拳を握り閉めたり開いたりしたところ、図１４（ｂ）に示すように腕の筋電位が対応して変化していることが判る。
（心電位の測定）
得られた生体用電極１０のフレキシブル電極１２を用いて心電位を測定した。フレキシブル電極１２を装着した状態を図１５（ａ）（ｂ）に〇印で示す。ポジティブ用電極Ｐは図１５（ａ）に示す左手の掌側手首に装着し、ネガティブ用電極Ｎは図１５（ａ）に示すように右手の掌側手首に装着した。また、リファレンス用電極Ｒは図１５（ｂ）に示す左手の甲側手首に装着した。心電位の測定はBitalinoを用いて行い、ソフトウェアOpensignalsでデータを保存した。その結果を図１６（ａ）に示す。また、参考電極として、日本弘電工業株式会社製ゲル電極のディスポ電極Ｆビドロードを用いて同様に行った心電位の測定結果も図１６（ｂ）に示す。測定した心電図を用いて、図１６（ｃ）に示すＰＱ時間とＱＴ時間とを測定した。ＰＱ時間は心房から心室への伝達時間であり、ＱＴ時間は心室興奮から終了までの時間である。結果を表６に示す。
得られた生体用電極１０のフレキシブル電極１２を用いて心電位を測定した。フレキシブル電極１２を装着した状態を図１５（ａ）（ｂ）に〇印で示す。ポジティブ用電極Ｐは図１５（ａ）に示す左手の掌側手首に装着し、ネガティブ用電極Ｎは図１５（ａ）に示すように右手の掌側手首に装着した。また、リファレンス用電極Ｒは図１５（ｂ）に示す左手の甲側手首に装着した。心電位の測定はBitalinoを用いて行い、ソフトウェアOpensignalsでデータを保存した。その結果を図１６（ａ）に示す。また、参考電極として、日本弘電工業株式会社製ゲル電極のディスポ電極Ｆビドロードを用いて同様に行った心電位の測定結果も図１６（ｂ）に示す。測定した心電図を用いて、図１６（ｃ）に示すＰＱ時間とＱＴ時間とを測定した。ＰＱ時間は心房から心室への伝達時間であり、ＱＴ時間は心室興奮から終了までの時間である。結果を表６に示す。
図１６（ａ）～（ｃ）及び表６から明らかなようにフレキシブル電極１２と参照電極とは同様な結果を示した。
本発明に係る生体用電極によれば、生体計測の精度を向上でき、疾病の予防や健康寿命増進に貢献できる。
１０は生体用電極、１１は二層構造体、１２はフレキシブル電極、１４，１４ａは電極層、１６，１６ａはエラストマー層、１８は水透過性層、２０は水溶性犠牲層、２１はスルーホール、２２はコネクター部、２４は装着面、２６は水、２８は外部接続端子、３０は導電性不織布、３２は導電性粘着剤、３４はパッド、４０は人工肌、４２はウレタンシート、４４は粘着テープ、４６は切込み、５２は配線、Ｐはポジティブ用電極、Ｎはネガティブ用電極、Ｒはリファレンス用電極である。
Claims (5)
- 生体表面に直接当接するフレキシブル電極を含む生体用電極を、前記フレキシブル電極の担持層としてセルロース製又は樹脂製の不織布、或いは樹脂製のスポンジ又はメッシュで形成されている厚さ０．０３～３ｍｍの水透過性層の一面側に、澱粉、ポリビニルアルコール、ポリアクリル酸又はポリエチレングリコールである水溶性材料から成っており前記水透過層を透過した水で溶けてフレキシブル電極を水透過層から剥離するための水溶性犠牲層を積層した後、
前記フレキシブル電極を構成する前記生体表面の装着面に倣って変形して密着するものでポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）－ポリスチレンスルホネートである導電性高分子から成る電極層と、前記電極層の一面側に積層され、前記電極層と共に前記装着面に倣って変形するものでポリジメチルシロキサン、ポリウレタン又はスチレン・ブタジエン系熱可塑性エラストマーで形成されているエラストマー層とのうち、前記水溶性犠牲層に、前記電極層からの露出面が前記装着面に密着するように前記エラストマー層が前記電極層よりも大面積であり又は前記電極層と同面積にしつつ前記エラストマー層の厚さが５μｍ以下であり且つ前記電極層の厚さが０．３μｍ以上であって前記エラストマー層と前記電極層との合計厚さが５．３μｍ以下となるように前記エラストマー層と前記電極層とを順次積層して形成することによる生体用電極の製造工程と、
前記生体用電極を生体表面の装着面に装着する際に、前記生体用電極を構成する前記フレキシブル電極の前記電極層が形成された一面側の全面を前記装着面に当接し、前記エラストマー層と前記電極層とを前記装着面に倣って変形しつつ、前記電極層を前記装着面に密着した後、前記水透過性層に水を供給して、前記水透過性層を透過した水で前記水溶性犠牲層を形成する水溶性材料を溶かして、前記水透過性層を前記フレキシブル電極から剥離する生体用電極の装着工程と、
前記生体用電極で電位を測定する工程と
を有することを特徴とする生体電位測定方法。 - 前記生体用電極を、前記生体表面の装着面の少なくとも２箇所に装着することを特徴とする請求項１に記載の生体電位測定方法。
- 前記生体用電極を、ポジティブ用電極、及びネガティブ用電極とすることを特徴とする請求項２に記載の生体電位測定方法。
- 前記生体用電極を、さらにリファレンス用電極とすることを特徴とする請求項３に記載の生体電位測定方法。
- 前記電位が、筋電位又は心電位であることを特徴とする請求項１に記載の生体電位測定方法。
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