JP2023504347A - 軟質センサーおよび導電体用吸水性基板の迅速な製造方法 - Google Patents

Abstract

【要約】【解決手段】 提供されるのは、適合性のある導体および電極アレイ、ならびにそれらの製造および使用の関連方法である。開示された構造体は、電気的および／または化学的感知および刺激のための他の非生物学的用途に加えて、生体信号を記録し、および／または電気刺激を提供するために、被験者の体内に移植または体外に配置することができる。例えば、ＭＸｅｎｅ材料、還元酸化グラフェン（ｒＧＯ）、グラフェン／グラファイト、金、白金、または他の金属ナノ粒子、カーボンナノチューブ、導電性ポリマー、または他の導電性インク材料を含み得る導電性インクを後で注入される吸収体の材料（例えば、レーザーカッターで）パターンを形成することが可能である。得られた電極アレイは、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩまたはｆＭＲＩ）および経頭蓋磁気刺激（ＴＭＳ）モダリティに適合することができ、開示されたプロセスは、高い収率で迅速に電極を製造することができる。【選択図】 １１Ａ

Description

本願は、米国特許出願第６２／９１３，８２４号「Ｒａｐｉｄ Ｍａｎｕｆａｃｔｕｒｉｎｇ ｏｆ Ａｂｓｏｒｂｅｎｔ Ｓｕｂｓｔｒａｔｅｓ Ｆｏｒ Ｓｏｆｔ， Ｃｏｎｆｏｒｍａｂｌｅ Ｓｅｎｓｏｒｓ」（２０１９年１０月１１日出願）の優先権と利益を主張し、その前述の出願の全体があらゆる目的のために参照により本書に組み込まれる。

この発明は、ＮＳＦが授与した契約番号ＤＧＥ－１８４５２９８の下で政府の支援を受けて行われたものである。政府は、この発明について一定の権利を有する。

本開示は、フレキシブル電極の分野および導電性テキスタイルの分野に関するものである。

興奮状態にある組織から忠実度の高い生体信号を取得する能力は、臨床診断、研究、および新しい閉ループ治療法にとって最も重要である。現在、電極アレイは、皮膚表面での脳波（ＥＥＧ）や筋電図（ＥＭＧ）の記録から、脳表面や脳組織に電極を埋め込む皮質内記録まで、様々な侵襲性を持って利用される。

市販で利用可能な電極アレイは、ほとんどが貴金属製で、硬く、患者が快適に使うことが難しい。さらに、このようなアレイの製造工程は面倒であり、かなりの労力と資源を必要とする。さらに、既存の装置は高価であり、一般に、人体使用後に廃棄されるため、臨床環境において一度しか使用されない。従って、改良された柔軟な電極およびそのような材料の製造の関連方法に対する、当該分野における長年のニーズが存在する。

記載された長年のニーズを満たすにあたり、本開示は、まず、構成要素を提供し、構成要素は、以下の通りである。（ａ）１またはそれ以上のセンサであって、前記センサは、（ｉ）上面を有する透過性基材であって、前記透過性基材は任意に非導電性である、前記透過性基材と、（ｉｉ）導電性材料であって、前記透過性基材を導電性にするように前記透過性基材内に配置されおよび／または中にある前記導電性材料と、およびｂ）絶縁材料であって、前記絶縁材料は前記上面と厚さを有し、前記絶縁材料は前記絶縁材料の厚さを通って延びる少なくとも一つのアパーチャを定義し、少なくとも一つの開口は前記センサの前記透過性基材の上面上の感知位置と一致するものである。

また、本開示によるコンポーネントを用いて信号を収集する工程を含む方法が提供される。

さらに、本開示によるコンポーネントを製造する工程を含む方法が提供される。

さらに開示されるのはデバイスであり、デバイスは：本開示による１つまたはそれ以上のコンポーネントを含む。

また、キャリアと導電性材料とを含む流体を透過性基板部分に注入した後、キャリアの少なくとも一部を除去し、注入および除去は、導電性材料が透過性基板を導通させるような条件下で行うこと、電気絶縁材料を透過性基板上に配置し、電気絶縁材料は上面を有して厚さを規定し、オプションとして電気絶縁材料上にシール材を配置し、電気絶縁材料の厚さに開口を形成し、開口が透過性基板上の検出位置に対応させられること、も備える方法も提供される。

さらに、以下：（ａ）１つまたはそれ以上のセンサであって、前記センサは、上面を有する導電性の透過性基材と、（ｂ）絶縁材料であって、前記絶縁材料は上面および厚さを有し、前記絶縁材料は前記絶縁材料の厚さを介して延びる少なくとも一つのアパーチャを定義し、少なくとも一つのアパーチャがセンサの前記透過性基材の前記上面の感知位置に対応する、前記絶縁材料とを備える。

この特許または出願のファイルには，少なくとも１枚のカラー図面／写真が含まれる。この特許または特許出願公開のカラー図面／写真の写しは，請求と必要な手数料の支払によって、国内官庁から提供される。

図面では、必ずしも縮尺通りに描かれているわけではないが、同じような数字は、異なるビューで類似の構成要素を表すことができる。異なる文字の接尾辞を有する同数の数字は、同様の構成要素の異なるインスタンスを表すことができる。図面は、限定するものではないが、例として、本書で議論される様々な態様を一般的に示す。

図１は、作製の模式図である。（Ａ）スライドグラスの上に置かれた繊維基板（水色）のレーザーパターニング。（Ｂ）導電性インク（紫）を注入し、軌跡を埋める。センサーに使用しない周囲の布地は取り除くことができる。（Ｃ）ＰＤＭＳ（青）または他の封止ゴムでオーバーモールドする。（Ｄ）バイオプシーパンチまたはレーザーカッターで電極面の絶縁材料を除去する。 図２は、ＥＭＧ測定のための実験セットアップ。ＭＸｅｎｅ－ＰＤＭＳアレイを前腕に固定し、接地電極を手首内側に、参照電極を肘に設置した。被験者は親指と人差し指でロードセルを挟み、ロードセルに周期的な荷重を加えて前腕の筋肉を活性化させた。 図３は、ＭＸｅｎｅ－テキスタイル－ＰＤＭＳ電極アレイの初期プロトタイプ（ＭＸｅｎｅ含有電極はまた、ＭＸｔｒｏｄｅと呼ぶことができ、この用語は、いくつかの例において便宜上本明細書で使用される）。（Ａ）レーザーパターニングとＭＸｅｎｅ注入後の電極アレイ。レーザーは、ＭＸｅｎｅが一度に１つのチャネルにのみ充填されるように、チャネル間の拡散障壁を焼成する。（Ｂ）ＰＤＭＳで封止し、電極接点を開口して完成したデバイス。 図４は、（Ａ）ＭＸｅｎｅおよびＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ繊維ワイヤーの直流抵抗。直流抵抗は長さに対して線形であることに注意要。しかし、データはより良く可視化するために、ここでは対数スケールで表示される。（Ｂ）２世代のＭＸｅｎｅ－テキスタイル－ＰＤＭＳデバイスの電極からコンタクトまでの抵抗値。ＭＴ０３は１ｍｍ幅の相互接続で、ＭＴ０４は２ｍｍ幅の相互接続であった。 図５は、２つの別個の装置から得られた２つのサンプルＭＸｅｎｅ電極のＣＶ。ＭＴ０４－１（Ａ，Ｂ）とＭＴ０４－２（Ｃ，Ｄ）。（Ａ）の電極は予想通り腐食しているように見えるが、（Ｄ）は電流損失がかなり少ないように見える。 図６は、２つのデバイスのアノードおよびカソードの電荷領域の描写。（Ａ）ＭＴ０４－１、（Ｂ）ＭＴ０４－２。 図７は、ＭＸｅｎｅ－テキスタイルデバイスＭＴ０４－１とＭＴ０４－２の全８チャンネルのＥＩＳデータ。（Ａ）周波数の関数としての平均インピーダンスの大きさ、および平均位相シフト（Ｂ）エラーバーは標準偏差を表す。（Ｂ）の挿入図は、フィッティングに使用した等価回路モデルで、Ｇａｍｒｙのモデルデータベースから入手可能な「被覆電極モデル」を修正したものである。 図８は、テキスタイルデバイスに使用される導電性インクとしてＭＸｅｎｅをＰＥＤＯＴ：ＰＳＳに対して比較したＥＩＳデータ。ＭＸｅｎｅ－テキスタイル電極（このような電極は、本明細書の他の箇所に記載されているように、「ＭＸｔｒｏｄｅｓ」と呼ぶことができる）は、ＰＥＤＯＴ－テキスタイル電極と比較して、電極インピーダンスにおいてほぼ１桁の減少を示す。 図９は、２つのＭＸｅｎｅ－テキスタイル電極アレイからのＥＭＧレコーディング。ＭＴ０４－１（左）およびＭＴ０４－２（右）。各装置の代表的な３チャンネルからの記録が黒で示されるが、インピーダンスとバックグラウンドノイズの点でチャンネル間のばらつきがあるものの、各装置はＥＭＧ信号を記録する８つの機能的チャンネルを有した。被験者がロードセルに加えた力を青色で示す。被験者はロードセルに様々な力を加えており、予想通り、ＥＭＧ反応の大きさはロードセルに加えられた力の大きさに対応した。 図１０は、図１０Ａ－Ｂ．吸収性セルローススポンジを利用した突出した電極。（Ａ）セルローススポンジを加えたテキスタイルデバイスの２つの画像。導電性インク（ここではＭＸｅｎｅ）を注入すると、セルローススポンジは上方に膨張する。乾燥後、これが硬い柱状の導電性構造体を形成している。（Ｂ）完成したデバイスの複数の突起した電極の光学顕微鏡写真。ＰＤＭＳに封入した後、ピラーを所望の高さに切り詰めた。 図１１ａ～１１ｅは、例示的な方法を提供する。図１１ａ－レーザーパターニングされた平面および３ＤピラーＭＸｅｎｅ電極アレイの作製方法の概略図である。図１１ｂ～－ＥＭＧ、図１１ｃ－ＥＣＧ、図１１ｄ－ＥＥＧ、及び図１１ｅ－ＥＣｏＧモニタリングのための意図されたバイオエレクトロニクスアプリケーション（下）と異なる電極アレイ幾何学（上）の写真である。スケールバー：図１１ｂ～図１１ｄ ５ｍｍ；図１１ｄ及び図１１ｅ ２ｍｍ 挿入部。 図１２ａ～１２ｄは、ＥＩＳデータの一例である。１２ａ～１２ｄは、ＥＩＳデータの例である。図１２ａ－３ｍｍ、２ｍｍ、１ｍｍ、および５００μｍの平面ＭＸｅｎｅ電極と２．３ｍｍのＰｔ電極の１ＸＰＢＳで測定したＥＩＳスペクトルである。図１２ｂ－３ｍｍの平面ＭＸｔｒｏｄｅと２．３ｍｍのＰｔ電極のＣＶは、５０ｍＶｓ^－１で－０．６－＋０．６Ｖにスキャンされた。図１２ｃ－二相電流パルスに応答した電圧過渡現象、ｔ_ｃ＝ｔ_ａ＝５００μｓとｔ_ｉｐ＝２５０μｓ、電流振幅は１～５ｍＡで３ｍｍ平面ＭＸｔｒｏｄｅと２．３ｍｍＰｔ電極のものである。ＭＸｅｎｅとＰｔのアノードおよびカソード電圧の限界は、赤の破線としてそれぞれのプロット上に表示される。図１２ｄ－３ｍｍのＭＸｔｒｏｄｅ３Ｄピラー電極と平面電極について、皮膚上で測定されたＥＩＳスペクトル。 図１３ａ～１３ｆは、電極の画像を提供する。図１３ａ－中央開口部の周りの円形配列における８つの３ｍｍ直径のＭＸｅｎｅ電極を有するＭＸｔｒｏｄｅ３Ｄ ＥＥＧアレイの画像。図１３ｂ－ヒト被験者の頭部に配置されたＭＸｔｒｏｄｅ電極アレイ及び標準ゲル化Ａｇ／ＡｇＣｌカップ電極の画像。図１３ｃ－被験者の頭部上の全ての電極に対する１ｋＨｚインピーダンス値のマップ。図１３ｄ－安静状態での目を開いた（左）および目を閉じた（右）タスク中の全電極からの記録されたＥＥＧ信号のセグメント。図１３ｅ－目を開けた状態（上）および目を閉じた状態（下）でＭＸｅｎｅ電極ｂに記録されたＥＥＧ信号のスペクトログラム。目を開けた状態と閉じた状態の違いを強調するために、アルファ周波数帯域を破線の枠で囲む。図１３ｆ－目を開けている時と目を閉じている時の脳波記録におけるパワースペクトル密度。８－１２Ｈｚのアルファ帯域が強調される。 図１４ａ～１４ｄは、ＡＰＢ筋のＥＭＧ記録を示す。１４ａ～１４ｄは、ＡＰＢ筋からのＥＭＧ記録を提供する。図１４ａ－ＡＰＢ上に配置された２０ｃｈのＭＸｔｒｏｄｅアレイで記録されたＮ＝１０正中神経刺激エポック後の平均誘発応答である。青印は神経刺激の時間を示し、紫色の点は誘発反応のピークの時間を示す。図１４ｂ－ＡＰＢ上のＭＸｔｒｏｄｅアレイの写真に重ねられたピーク応答の潜伏性マップ。ｃ－ｄ上腕二頭筋からのＥＭＧ録音。図１４ｃ－上腕二頭筋の上に置かれた４０チャネルＭＸｔｒｏｄｅアレイで記録されたＮ＝１０鎖骨上神経刺激エポック後の平均誘発応答。青い目盛りは神経刺激の時間を示し、紫色の点はピーク誘発反応の時間を示す。図１４ｄ－被験者の上腕二頭筋のＭＸｔｒｏｄｅアレイの写真に重ねたピーク応答の潜伏性マップ。筋肉に垂直に走る分布型ＩＺは、最も短い潜時を持つ帯として明らかである。 図１５ａ～１５ｃは、ＭＸｔｒｏｄｅｓを用いた心電図である。１５ａ～１５ｃは、ＭＸｔｒｏｄｅｓを用いた心電図を提供する。図１５ａ－ヒト被験者のＥＣＧ記録セットアップの写真。電極は、乾燥したＭＸｅｎｅまたは予めゲル化された市販の電極のいずれかから連続した記録を得るために、同じ位置で交換された。図１５ｂ－乾燥したＭＸｔｒｏｄｅｓ（上）及び予めゲル化された市販の電極（下）上の１０秒間のＥＣＧ記録。図１５ｃ－２つの電極タイプで記録された平均ＥＣＧ波形を、顕著なＥＣＧ特徴でマークしたもの。 図１６ａ～１６ｅは、豚の脳におけるＭＸｔｒｏｄｅアレイを用いた心電図記録。１６ａ～１６ｅは、豚の脳におけるＭＸｔｒｏｄｅアレイを用いたＥＣｏＧレコーディングを提供する。図１６ａ－体性感覚皮質上に床下に配置された直径５００μｍのＭＸｔｒｏｄｅの６ｃｈアレイを有するＥＣｏＧ記録セットアップを描写する概略図。図１６ｂ－ＭＸｔｒｏｄｅアレイに記録された代表的なＥＣｏＧデータの数秒。図１６ｃ－ＥＣｏＧ録音のパワースペクトル密度であり、６０Ｈｚノイズピークの欠如によって証明される、得られたＥＣｏＧ信号の低ノイズ品質を示す。図１６ｄ－６個のＭＸｔｒｏｄｅｓの空間的配置に従って表示されたＥＣｏＧデータのセグメントである。図１６ｅ－６個のＭＸｔｒｏｄｅｓにわたって記録された電圧マッピングの瞬時スナップショットは、ダウン状態（パネル１及び４）及びアップ状態（パネル２及び３）中の定型パターンを明らかにする。これらの電圧スナップショットのタイミングは、図１６ｅにおいて、縦線で示されている。電圧はアレイ全体で補間され、正規化され、黒い点は６つのＭＸｔｒｏｄｅの接点の位置を示す。 図１７ａ～１７ｄは、ラット脳におけるＭＸｔｒｏｄｅアレイを用いた皮質刺激を提供する。図１７ａ－直径５００μｍのＭＸｔｒｏｄｅｓの４チャンネルアレイがバレル皮質上に配置され、ウィスカー偏向信号を検出し増幅するために使用される光学マイクロメーターを有する、皮質刺激セットアップの概略図である。図１７ｂ－１．４ｍＡで供給される一連の刺激パルス列の間に光学マイクロメータによって記録されたウィスカー偏向データ。図１７ｃ－刺激開始によって時間整合された、各刺激パルス振幅に対する平均第１ウィスカー偏向。図１７ｄ－ウィスカー偏向振幅は刺激振幅に比例し、１．０ｍＡでの刺激はウィスカー運動を誘発するのに必要な閾値未満に低下する。 図１８ａ～１８ｃは、ＭＸｔｒｏｄｅｓのＭＲＩおよびＣＴ適合性を提供する。図１８ａ－ＭＲＩ及びＣＴイメージングに使用される装置ファントムの概略図。ディスク電極のストリップ（直径３ｍｍのＭＸｔｒｏｄｅｓまたは直径２．３ｍｍの臨床Ｐｔ ＥＣｏＧストリップ電極）をガラス試験管内の導電性アガロースファントムに埋め込み、その断面の画像を撮影した。図１８ｂ－白金電極の周囲に著しいシャドーアーチファクトと画像の歪みが見られるが（上）、ＭＸｔｒｏｄｅｓからの可視アーチファクトは見られない（下）高磁場９．４Ｔ ＭＲＩスキャン。ＭＸｅｎｅコンタクトは、デバイス内のＰＤＭＳカプセルと区別がつきません。図１８ｃ－白金電極を用いた高解像度ＣＴスキャン（上）は、著しいＸ線散乱アーチファクトを示すが、ＭＸｔｒｏｄｅｓ（下）からはアーチファクトが見えない。 図１９ａ～１９ｅは、ＭＸｔｒｏｄｅ複合材料の光学およびＳＥＭ画像である。１９ａ～１９ｅは、ＭＸｔｒｏｄｅコンポジットの光学およびＳＥＭ画像を提供する。についての光学顕微鏡画像（上部パネル）および対応するＳＥＭ画像（下部パネル）。図１９ａ－原始的なセルロース／ポリエステルブレンド基板、図１９ｂ－ＭＸｅｎｅインクを注入した後の同じ基板、図１９ｃ－ＰＤＭＳに埋め込まれたＭＸｅｎｅ複合体の痕跡の断面、図１９ｄ－平面電極接触の端、ｅ３ＤミニピラーＭＸｔｒｏｄｅのＭＸｅｎｅ注入セルロースフォームの側部。 図２０ａ～２０ｃは、ＭＸｔｒｏｄｅアレイのスケーラブルな作製を提供する。図２０ａ－様々なデバイス及びアレイ形状のためのレーザーパターンニングされたアレイ基板の写真である。図２０ｂ－ＭＸｅｎｅインクを浸透させた後の、ａに示されたデバイスの同じバッチ。左上には、３Ｄピラーを追加した後のＥＥＧリングＭＸｔｒｏｄｅアレイが示されている。図２０ｃ－ＥＣＧ、ＥＣｏＧ、ＥＭＧ、およびＥＥＧセンシング用に設計された、完成したデバイスの写真（左から右へ）。 図２１ａ～２１ｅは、インク注入されたコンポジットの直流導電率を提供する。図２１ａ－導電性インクとしてＭＸｅｎｅ、ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ、およびｒＧＯを使用して作製した複合材料の長さ対直流抵抗のプロットである。テスト構造は、２０ｃｍｘ３ｍｍｘ２８５μｍ（ＬｘＷｘＨ）のストリップであった。図２１ｂ－２１ｄ－ｂＭＸｅｎｅ、ｃ ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ、およびｄｒＧＯのＤＣ抵抗対長さの個別プロットで、線形適合曲線が破線で示す。抵抗対長さの線形関係は、テスト構造の断面積とともに、各複合材料のバルク導電率σを計算するために使用される。ｒＧＯ複合材料の直流抵抗は、抵抗が高いため、８ｃｍまでしか測定できなかった。図２１ｅ－ここでは、ＬＥＤに電力を供給するための導電性トレースとして使用されるＭＸｅｎｅ複合体の卓越した導電性を実証する。 図２２ａ～２２ｋは、ＭＸｔｒｏｄｅｓの電気化学的特性のスケーリングを提供する。図２２ａ－ＭＸｅｎｅの負電圧の限界を探るＣＶ。水の加水分解は－１．９Ｖで始まる。図２２ｂ－ＭＸｅｎｅの正電圧限界を示すＣＶ。電流損失と容量性動作の喪失は、＋０．７Ｖで始まる。ａとｂの試験電極は、３ｍｍ径の平面ＭＸｅｎｅであった。図２２ｃ－３ｍｍ、２ｍｍ、１ｍｍ、および５００μｍの直径のＭＸｔｒｏｄｅのＭＸｅｎｅ電圧ウィンドウ、－１．８～＋０．６ＶでのＣＶｓ。図２２ｄ－直径３ｍｍ、２ｍｍ、１ｍｍ、および５００μｍの平面ＭＸｔｒｏｄｅと直径２．３ｍｍのＰｔ電極のＭＸｅｎｅ－Ｐｔ交差窓におけるＣＶ、－０．６－＋０．６Ｖ．図２２ｅ－直径の関数としてのスケーリングされた平面ＭＸ電極の電荷蓄積容量。エッジ効果による、電極直径に対するＣＳＣスケーリング依存性が強調される。ＣＳＣ値は、ＭＸｅｎｅ水窓のＣＶについて計算された。図２２ｆ－２２ｉ－二相電流パルスの電圧過渡変化、ｔ_ｃ＝ｔ_ａ＝５００μｓおよびｔ_ｉｐ＝２５０μｓ、ｆ３ｍｍ、ｇ２ｍｍ、ｈ１ｍｍおよびｉ５００μｍ－ｄｉａｍｅｔｅｒ ｐｌａｎａｒ ＭＸｅｎｅ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓの１から５ｍＡの範囲の電流に対して。図２２ｊ－直径の関数としてのスケーリングされた平面ＭＸ電極の電荷注入容量、エッジ効果による電極直径へのＣＩＣ スケーリング依存性を強調する。図２２ｋ－研究で使用した相対的な電極のサイズを示す概略図。 図２３ａ－２３ｂは、脳波アルファバンドパワーマッピングを提供し、図２３ａ－目を開けた状態での２分間の記録にわたる８－１２Ｈｚのアルファバンドパワーを示す。カラープロット（上）は、頭皮上の対応する位置にマッピングされた、各電極の平均アルファ値を示す。棒グラフ（下）は平均アルファ値を示し、エラーバーは全時間帯のアルファ値のＳ．Ｅ．Ｍ．に対応する。ゲル化したＡｇ／ＡｇＣｌ電極（ｉと表示）と乾燥したＭＸｔｒｏｄｅ電極（ａ－ｈと表示）の間で有意な差は検出されなかった。図２３ｂ－目を閉じた課題についての、図２３ａに示されたのと同じアルファ帯パワー分析である。 図２４ａ～２４ｂは、運動脳波記録を提供する。図２４ａ－単一のＴＭＳパルスを使用して局在化させたように、手の運動領域上に中心を置いた電極を有するＥＥＧ記録セットアップの写真である。図２４ｂ－記録されたＥＥＧ信号のＰＳＤは、想像上の手の屈曲と比較して、実際の手の屈曲の間の８～１２Ｈｚのモーターミューリズムの抑制を明らかにする。 図２５ａ～２５ｄは、ＥＭＧ実験からの追加データを提供する。図２５ａ～２７ｂは、ＡＰＢ筋をマッピングするために使用される（図２８ａ）２０ｃｈ平面ＭＸｔｒｏｄｅアレイ及び上腕二頭筋をマッピングするために使用される（図２５ｂ）４０ｃｈ平面ＭＸｔｒｏｄｅアレイについての１ｋＨｚインピーダンス振幅マップを、実験中に被験者上のアレイの画像に重ねて提供する。図２５ｃ－上腕二頭筋の抵抗屈曲ＥＭＧ記録について（図２５ｄ）に示された双極信号減算のための配置を示す概略図である。鎖骨上刺激実験から得られた潜伏マップを、底部画像に重ねて示す。図２５ｄ－上腕二頭筋の抵抗屈曲時に記録された両極性ＥＭＧ信号。神経支配領域の位置は矢印で示され、この領域から外側にいくらか遅れてＥＭＧ信号が伝播し、また両側のスパイクが反転していることから明らかである。この分析から決定された神経支配領域は、（図２５ｃ）に示される電気刺激由来の潜伏マップによって特定された領域と一致する。 図２６ａ～２６ｄは、ＭＸｔｒｏｄｅｓを用いたエレクトロキュログラムを提供する。図２６ａ－アップ－ダウン眼球運動を監視するためのＥＯＧ記録の概略図である。図２６ｂ－明瞭な上下の眼球運動を示す、ＭＸｔｒｏｄｅｓに記録されたＥＯＧデータ。図２６ｃ－左右の眼球運動をモニターするためのＥＯＧ記録の概略図である。図２６ｄ－ＭＸｔｒｏｄｅｓに記録されたＥＯＧデータで、左右の眼球運動が明瞭である。 図２７ａ～２７ｂは、ＭＸｔｒｏｄｅｓの長期的な皮膚インピーダンスの安定性を提供する図である。図２７ａ～２７ｂは、直径３ｍｍの平面ＭＸｔｒｏｄｅｓ及び直径１０ｍｍのプレゲル化市販ディスク電極について、５４時間ヒト皮膚と接触させたときの（図２７ａ）１ｋＨｚ及び（図２７ｂ）１０Ｈｚにおける面積正規化インピーダンスを提供する。 図２８ａ～２８ｃは、ＭＸｅｎｅの３Ｔ ＭＲＩ適合性と磁化率を提供する。図２８ａ－ＭＸｔｒｏｄｅ ３ＤピラーＥＥＧアレイ、３Ｔ臨床ＭＲＩで、Ｔ２重み付けシーケンスで画像化した。アレイはＭＲＩファントムの上に置かれ、ビタミンＥマーカーはＭＸｔｒｏｄｅアレイの上に置かれた。ビタミンＥマーカーは見えるが、ＭＸｔｒｏｄｅアレイは見えない。図２８ｂ－１０分間のＭＲＩシーケンスの直後に撮影したＭＸｔｒｏｄｅ ＥＥＧアレイの熱赤外線画像で、加熱の兆候は見られない。左の画像はＭＲＩファントム上のＭＸｔｒｏｄｅアレイを示し、右の画像は熱画像のオーバーレイを示す。図２８ｃ：体温（３１０Ｋ）で測定されたＴｉ_３Ｃ_２ＭＸｅｎｅの帯磁率（最大９Ｔの磁場印加時）。磁化率Χを計算するために、磁化と磁場強度は共にＡ／ｍの単位に変換され、Χは無単位となる。 図２９は、本開示による例示的なデバイスの例示的な切断面図を提供する。

本開示は、本開示の一部を構成する添付の図及び例に関連して取られる以下の詳細な説明を参照することによって、より容易に理解され得る。本発明は、本明細書で説明及び／または示される特定の装置、方法、用途、条件またはパラメータに限定されないこと、及び本明細書で使用される用語は、特定の実施形態を例示的に説明するためのものであり、請求される発明を限定することを意図しないことが理解されるだろう。

また、添付の請求項を含む本明細書で使用される場合、単数形「ａ」、「ａｎ」、「ｔｈｅ」は複数形を含み、特定の数値への言及は、文脈上明らかに他の指示でない限り、少なくともその特定の数値を含む。本明細書で使用される「複数」という用語は、１つより多くを意味する。値の範囲が表現される場合、別の実施形態は、１つの特定の値から及び／または他の特定の値まで含む。同様に、値が近似値として表現される場合、先行詞「約」の使用により、特定の値が別の実施形態を形成することが理解されるだろう。すべての範囲は包括的であり、組み合わせ可能であり、工程は任意の順序で実行できることが理解されるはずである。

明確さのために、本明細書において別々の実施形態の文脈で説明されている本発明の特定の特徴は、単一の実施形態において組み合わせて提供することも可能であることを理解されたい。逆に、簡潔にするために、単一の実施形態の文脈で説明されている本発明の様々な特徴も、別々にまたは任意の下位組み合わせで提供することができる。本明細書で引用されたすべての文書は、あらゆる目的のために、その全体が本明細書に組み込まれる。

さらに、範囲内に記載された値への言及は、その範囲内の各値およびすべての値を含む。さらに、「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」という用語は、その標準的で自由な意味を有するだけでなく、「からなる（ｃｏｎｓｉｓｔｉｎｇ）」をも包含するものとして理解されるべきである。例えば、部品Ａと部品Ｂからなるデバイスは、部品Ａと部品Ｂに加えて部品を含むことができるが、部品Ａと部品Ｂのみから形成することも可能である。

本開示は、特に、新規材料の使用とスケーラブルな製造手順の開発により、低コストで環境に優しいセンサーを提供するものである。このようなデバイスは、吸収性基材に回路パターンを作成し、次に導電性インクをパターンに注入して導電性構造を作成することによって製造することができる（図１）。開示された製造技術は、バッチ式に適用することができるが、連続的に製造できるように、ロール・ツー・ロール式に適用することも可能である。

一つの例示的な実施形態では、セルロース／ポリエステルテキスタイルが吸収材料として使用され、二つの水性導電性インクが実証された。Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅおよび市販で利用可能なＰＥＤＯＴ：ＰＳＳである。カプセル化材料にはＰＤＭＳが使用された。この方法は，ＥｃｏＦｌｅｘ（登録商標）などの生分解性ゴムを含む多くの代替吸収性基材、導電性インク、カプセル化材料に適合する。

センシングデバイスのプロトタイプを製造するにあたり、インターコネクトを通じた高い電気伝導性と低い界面インピーダンスを実現するために、導電性ＭＸｅｎｅインクを選択した。ＭＸｅｎｅは、Ｔｉ_２Ｃ、Ｍｏ_２Ｃ、Ｔｉ_３Ｃ_２などの二次元炭化物および窒化物のファミリーで、高い導電性、生体適合性、および界面活性剤や強酸を必要とせずに水中のＭＸｅｎｅの安定したコロイド溶液を製造できる固有の親水性により、この製造プロセスに使用するには特に関心が高いものである。Ｔｉ_３Ｃ_２ＭＸｅｎｅが本明細書の例示的な実施形態で使用されるが、かかる実施形態は例示に過ぎず、Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅ以外の導電性材料、例えばグラファイト、グラフェン、及びＴｉ_３Ｃ_２ＭＸｅｎｅ以外の他のＸｅｎを使用できることが理解されるべきである。

方法
以下に、様々な例示的な方法及び構成要素を説明する。これらは例示的なものに過ぎず、本開示または添付の請求項の範囲を限定するものではないことを理解されたい。例示として、本明細書の特定の実施例は導電性材料としてＭＸｅｎｅ材料を利用するが、開示された技術では他の導電性材料（ＭＸｅｎｅｓ以外）を使用できるため、これらの実施例は例示に過ぎない。

電極構造体の作製
５５％セルロース／４５％ポリエステル（Ｔｅｃｈｎｉｃｌｏｔｈ；ＴＸ６０９）からなる吸収パッドは、ＣＯ_２レーザーを使用してパターニングした．ＭＸｅｎｅデバイスの場合、Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅの溶液を以前に確立した方法で製造し、１２ｍｇ／ｍＬの濃度で吸収材に注入して、吸収材の毛細管現象によってインターコネクト、電極、コンタクトパッドを瞬時に形成した。ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳデバイスの場合は、水中の高導電性グレードの１．１％ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ分散液（Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ）を同じ手順で吸収材に注入した。選択した導電性インクを吸収性材料に注入した後、複合体を１２５℃のホットプレート上で２０分間乾燥させたが、これは必須条件ではないが、導電性を向上させることができる。

ＰＤＭＳ／パリレンＣカプセル化
ＰＤＭＳを１：１０（硬化剤：基剤）の割合で導電性インク含浸繊維の上に直接流し込み、真空下で２０分間脱気して硬化させた。真空曝露中にＰＤＭＳが繊維の微細構造に浸透し、強度と柔軟性が付与される。ＰＤＭＳの硬化後、オプションでデバイスをパリレンＣでカプセル化し、水分の取り込みに対する追加のバリアを提供することができる。この工程は、移植可能なデバイスに有用である（ただし必須ではない）。この工程は、ほとんどの皮膚ベースのバイオセンシングアプリケーション、特に臨床モニタリングや診断手順で一般的に行われているようにデバイスが消耗品として使用される場合は必要ない。

電極の露出部位
電極開口部は、３ｍｍのバイオプシーパンチでＰＤＭＳやパリレンＣの最上層を切断し、絶縁材料の円盤を取り除き、導電性インク注入テキスタイルを露出させることによって作成された。この工程は、例えば、レーザー切断プロセスによっても達成することができ、製作をさらに迅速化し、手動工程を減らすことができる。

さらに、最終工程で導電材料をスプレーで塗布する工程がある。これにより、電極の接触面積を効果的に絶縁体の上に持ってくることができ、すなわち、電極の「上面」が絶縁体の上面と同一平面上にないようにすることができる。バイオセンシングを可能にするために、酵素、電極触媒要素、あるいは生体分子を含むことができる。

電気化学試験
電気化学インピーダンス分光法（ＥＩＳ）とサイクリックボルタンメトリー（ＣＶ）を用いて、これらの電極の電荷移動特性を研究した。８チャンネルのうち１チャンネルを作用電極、Ａｇ｜ＡｇＣｌを参照電極、グラファイトロッドを戻り電極として、標準的な３セルのセットアップを使用した。電解質は１０ｍＭリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）５０ｍＬを使用した。

ＥＭＧ信号のｉｎ ｖｉｖｏ記録
筋電図（ＥＭＧ）信号は、ＭＸｅｎｅ－ＰＤＭＳ電極アレイをヒト被験者の前腕部に「ドライ」構成（例：導電性ゲルなし）で配置することにより測定された。皮膚は３Ｍ ＲｅｄＤｏｔスキンプレップテープを使用し、１０ｍＭ ＰＢＳで拭いて準備した。接地電極（手首内側に配置）および参照電極（肘に配置）には、Ｎａｔｕｓ ＥＭＧ粘着電極を使用した。電極の配置を図２に示す。信号は、インタンＲＨＳ２０００刺激／記録アンプを用いて記録した。被験者は、前腕の筋肉を様々な程度に活性化するために、ロードセル（２ｋｇ）を親指と人差し指で挟み、「周期的負荷」方式で行った。

模範的な結果
出発原料の様々な非限定的な組み合わせが評価された。これらの組み合わせは以下の通りである。
（ｉ）セルロース－ポリエステルテキスタイル／ＭＸｅｎｅインク／ＰＤＭＳ
（ｉｉ）セルロース－ポリエステルテキスタイル／ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳインク／ＰＤＭＳ
（ｉｉｉ）セルロース－ポリエステルテキスタイル／ＭＸｅｎｅインク／ＰＤＭＳ＋パリレン－Ｃ
（ｉｖ）セルロース－ポリエステルテキスタイル／ＭＸｅｎｅインク／ＥｃｏＦｌｅｘ（登録商標）
（ｖ）セルロース１００％テキスタイル／ＭＸｅｎｅインク／ＥｃｏＦｌｅｘ（登録商標）

ＰＤＭＳ、セルロース－ポリエステルテキスタイル、ＭＸｅｎｅ導電性インクでの実施例を図３に示す。

複合導電材料の直流導電性は、２つの方法を用いて評価した。まず、セルロース－ポリエステルテキスタイル－導電性インク－ＰＤＭＳ複合材料の短冊を２ｍｍ幅のワイヤーにし、その抵抗値を長さの関数として特性評価した。これは、比較のためにＭＸｅｎｅとＰＥＤＯＴ：ＰＳＳの両方を導電性インクとして使用したコンポジットについて行われた。カーブフィッティングから、２ｍｍ幅のテキスタイルワイヤーの長さあたりの公称抵抗値は、ＭＸｅｎｅテキスタイルワイヤーでは約４２．７５Ω・ｃｍ－１、ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳテキスタイルワイヤーでは８３４６．７９Ω・ｃｍ^－１となった。このように、ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳワイヤの長さあたりの抵抗は、ＭＸｅｎｅワイヤの抵抗の～１９５倍であり、ＭＸｅｎｅが優れた電気伝導性を有することが示された（図４Ａ）。さらに、ＭＸｅｎｅ繊維ワイヤーの直流抵抗は、ＰＤＭＳに封入した後も増加しなかったことから、ＰＤＭＳ封入が導電性インク注入繊維の導電性を阻害しないことが示された。完成したＭＸｅｎｅ電極アレイについては、電気化学的特性評価に先立ち、携帯型マルチメーターを用いて電極接触部とコネクタ端接触部の間の線抵抗を測定した（図４Ｂ）。抵抗の線長依存性は、金属と同程度の導電性を示さない「全導電性テキスタイル」デバイスの製造における考慮事項となり得る。したがって、本開示は、機械的強度または柔軟性を損なうことなく、導電性を最大化することを可能にする。例えば、導電性ゴム複合材料は、ポリマーマトリックスに大量の導電性材料を装填するために、導電性が増加するにつれて柔軟性を失うことが多いが、本技術ではこの欠点が回避される。

ＭＸｅｎｅ－繊維電極のサイクリックボルタンメトリー（ＣＶ）は、神経刺激とおそらくエネルギー貯蔵の両方に有用な、非常に高い静電容量を示唆する（図５）。予備的なＣＶデータは、ＭＸｅｎｅ電極が高い静電容量と適度なアノード安定性を持つことを示唆する。特定の理論に縛られることなく、高い表面積がより大きな容量性電流（すなわち、より低い容量性インピーダンス）と減少したファラディック電流を導いている可能性がある。吸収体のような粗面化されたマトリックスは、ＭＸｅｎｅ電極の電気化学的安定性を向上させる方法となり得る。ＣＶを用い、電荷蓄積容量（ＣＳＣ）をカソード電流の時間積分として計算した。図６に、ＣＶプロットのカソード領域とアノード領域がどのように分離されているかの一例を示す。ＭＴ０４－１のカソードＣＳＣは３１．８ｍＣ ｃｍ^－２であり、ＭＴ０４－２は２８．２ｍＣ ｃｍ^－２であった。これらの値は，酸化イリジウム（２８．８ｍＣ ｃｍ^－２）や，ＰＥＤＯＴ（７５．６ｍＣ ｃｍ^－２）などの導電性高分子など，最先端の刺激材料に匹敵するものである．

電気化学インピーダンス分光法（ＥＩＳ）は、図５および図６で特徴付けられた両方のＭＸｅｎｅ－テキスタイルデバイスの全８チャネルで実施された。その大きさと位相は、図７にプロットされる。等価回路モデルがデータに適合され、図７Ｂの挿入図に描かれる。これは、膜が標準的な「ランデルス型」電極を覆っている被覆電極モデルの修正版である。このモデルでは、電極－電解質界面へのアクセスは、膜に孔がある場合にのみ可能であり、孔の抵抗項（Ｒ_ｐｏｒｅ）が導かれる。チャンネル間のインピーダンスの変化は、（特定の理論に縛られることなく）ＭＸｅｎｅテキスタイルの異なる接触長に起因している可能性がある。

ＭＸｅｎｅとＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ導電性インクのさらなる比較として、ＰＥＤＯＴ－テキスタイルデバイスを作成し、生理食塩水中でＥＩＳを行い、ＭＸｅｎｅ－テキスタイルデバイスとＰＥＤＯＴ－テキスタイルデバイスの電極インピーダンスを比較した。１ｋＨｚの基準周波数において、ＰＥＤＯＴ－テキスタイル電極は５．２７±１．５３ｋΩのインピーダンスを示し、一方、ＭＸｅｎｅ－テキスタイル電極は６５０．１２±１６３．４Ωのインピーダンスを示す。したがって、ＭＸｅｎｅ－テキスタイル電極は本開示に従って作成された例示的ＰＥＤＯＴ－テキスタイル電極と比較してより低いインピーダンスを示す。

表面筋電図の取得
表面筋電図の記録は、本書で紹介するＭＸｅｎｅ－ｔｅｘｔｉｌｅデバイスの両方を用いて取得した。ＭＴ０４－１とＭＴ０４－２を使用した。ロードセルに加えられた力とともに、フィルタリングされた（バンドパス８０－３５０Ｈｚ）記録トレースが、図８に示されている。特定の理論に縛られることなく、ＥＭＧ電位の大きさは、ロードセル力トレースの力プロファイル、および振幅に従うと見られる。

電極の突出
乾燥した（ゲルを使用しない）皮膚ベースのバイオセンサーでは、低い界面インピーダンスと高品質の生体信号の記録を達成するために、皮膚との密接な接触が不可欠である。上記の製造プロトコルの簡単な変更点の１つは、デバイスから外側に突出する電極を形成することであった。これは、ＥＹＥＴＥＣセルロースの目玉から直径３ｍｍの円をバイオプシパンチで切り出し、これをレーザーパターンテキストの電極接触部に重ね、レーザーパターンテキストに導電性インクを注入すると同時にインクを注入することで実現した。導電性インクに濡れると、セルローススポンジが上方に膨らみ、導電性の「ピラー（ｐｉｌｌａｒ）」ができた。このデバイスはその後、ＰＤＭＳ（または好みのポリマー封止材）で封止され、ピラーは希望の高さにトリミングすることができる。

図９Ａは、ＭＸｅｎｅでインキングした後、ＰＤＭＳカプセル化の前にセルローススポンジピラーを追加した、例示的なＭＸｅｎｅ－テキスタイル電極アレイの２つの画像を示す。図９Ｂは、ＰＤＭＳカプセル化後、導電性スポンジピラーを様々な高さに切り詰めた後の、完成したデバイスの電極コンタクトのいくつかの例を示す図である。

この「ピラー」電極は、この報告書に記載された方法を簡単に変更したもので、この電極アレイの応用範囲を拡大するものである。この突出したピラー電極は、例えば、乾燥したゲルフリー電極では特に困難な、髪の毛を通して脳波信号を得るのに有用である。ピラー電極のアレイは、髪の間に入り込み、頭皮と良好に接触するように、頭の中で優しくマッサージ／旋回させることができる。

結論
レーザーカッターで吸収性材料をパターン化し、導電性インクを注入して毛細管現象で電極と配線を形成する方法を提供するものである。これらの複合電極アレイは、様々なポリマーでカプセル化することができる。

このように、電極のコンタクトは直径３ｍｍの生検パンチを使用して露出させたが、このような露出は他の技術でも可能である。（ＭＸｅｎを用いた）様々な導電性繊維電極が電気化学的に評価され、大きな電荷貯蔵容量と低い界面インピーダンスを含む優れた特性が示された。また、ＰＥＤＯＴ－テキスタイル電極の特性評価も行った。バイオセンシングの最初のデモンストレーションとして、ＭＸｅｎｅ－テキスタイルデバイスを使用して、導電性ゲルを必要としない「ドライ電極」パラダイムで、ヒト被験者の表面筋電図を取得した。また、製造方法の簡単な改良により、突出した「ピラー」電極の製造が可能になり、これは特に毛髪を通してＥＥＧ記録を取得する際に有用である。

ＭＸｅｎｅ－テキスタイルドライ脳波／表皮電極
図１４は、電極アレイを形成するための例示的なプロセスを示すとともに、この方法を用いて作製された平面型ＥＭＧセンシングアレイの画像を提供するものである。

ドライＭＸｅｎｅ－テキスタイル電極アレイを用いたヒトの脳波記録
我々は、３ｍｍのドライＭＸｅｎｅ繊維ピラー電極アレイを用いた高忠実度脳波信号の記録を、典型的なｃｍスケールゲル化脳波カップ電極に同時に記録したデータと比較し、ヒト被験者に行うことに成功した。ヒト被験者のピラー電極アレイと記録セットアップの写真を図１３ａ～１３ｂに示す。

ノイズの少ない高品質の脳波信号を得るためには、電極と皮膚の界面インピーダンスが１ｋＨｚで１０ｋΩ以下であることが望ましいと考えられる。ＭＸｅｎｅアレイとゲル化カップを後頭部の毛深い部分に置いて記録セッションを行ったところ、乾燥したＭＸｅｎｅテキスタイルピラー電極は２．８３±０．９ｋΩの１ｋＨｚインピーダンスを示し、ゲル化カップは１．２１ｋΩの１ｋＨｚインピーダンスを示した（図２ｃ）。これらの値を、異なるサイズの電極を比較するのに必要な電極幾何学的表面積（ＧＳＡ）で正規化すると、乾燥ＭＸｅｎｅ－テキスタイルピラー電極が実際に著しく低いインピーダンスを示すことがわかる。ヒトの後頭部で目を開けて安静にしている時と閉じている時の脳波信号を記録したところ、ゲル状カップ電極と比較して、ドライＭＸｅｎｅテキスタイル電極は同等の信号忠実度で脳波信号を記録していることがわかった（図１３）。（図１３）目を閉じた状態では、実験パラダイムで予想されるように、すべての電極で１０Ｈｚのアルファリズムのパワーが明らかに増加することが観察された（図１３）。（図１３．）

ＭＸｅｎｅ－テキスタイル電極アレイのＭＲＩおよびＣＴイメージング適合性
ＭＸｅｎｅ－テキスタイル電極アレイのＭＲＩおよびＣＴシステムとの互換性を示すため、アガロースファントムで模範的なデバイスを画像化した。標準的な金属電極との比較のために、てんかん患者に一般的に埋め込まれるＡｄＴｅｃ Ｐｌａｔｉｎｕｍストリップ電極を撮影した。

撮像のために準備されたデバイスの概略を図に示す。１８ａ－１８ｃに示す。９．４Ｔの研究用ＭＲＩ装置では、白金電極の周囲に著しいシャドーイングが観察された。しかし、ＭＸｅｎｅ－テキスタイル電極アレイ電極の周囲にはシャドウイングが発生しなかった（図１８ｂ）。同様に、高解像度研究用ＣＴスキャナでは、白金電極の周囲に大きなＸ線散乱アーチファクトが観察されたが、ＭＸｅｎｅ電極から見えるアーチファクトはなかった（図１８ｃ）。どちらの画像処理装置でも、導電性ＭＸｅｎｅ繊維はＰＤＭＳカプセル化材料と見分けがつかない。

追加情報開示
この研究では、マルチチャンネル、高密度バイオエレクトロニクスインターフェースの新しいクラスを実証する。これは、いくつかの実施形態では「ＭＸｔｒｏｄｅｓ」と呼ばれ、複数のスケールで神経および神経筋回路の高忠実度記録と効果的刺激の両方を行うことができる。まず、Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅの優れた加工性を利用して、任意のサイズと形状のマルチチャンネル電極アレイを作製するための迅速、低コスト、かつ拡張性の高い方法を開発した。このようなプロセスは、工業的な製造に適しており、ＭＸｅｎｅバイオエレクトロニクスを臨床および消費者市場に投入するための道を開くものである。第二に、バイオエレクトロニクス回路の記録と刺激に関連するＴｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅの電気化学的特性に関する最初の包括的な研究を報告する。Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅの電気化学的挙動は、従来のバイオエレクトロニクス材料と同等であり、多くの場合、特に安全で効果的な刺激のための電荷供給という観点で優れていることを示す。第三に、ヒトから小動物モデルまでのスケールで、興奮性ネットワークのマッピングと変調にＭＸｔｒｏｄｅｓが有用であることを実証する。特に、大規模なヒト表皮エレクトロニクス用のゲルフリーのマルチチャンネルアレイで、電極と皮膚の界面インピーダンスと記録品質が、より大きな市販の単一コンタクトゲル化Ａｇ／ＡｇＣｌ電極に匹敵することを示す。さらに、従来の表皮センサーでは困難であった、臨床的に重要な神経および神経筋の活性化パターンを高い空間および時間分解能で詳細にマッピングし、効果的な刺激を与えるＭＸｔｒｏｄｅｓの能力を実証する。第四に、Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅと臨床イメージングモダリティとの適合性を実験的に明らかにし、ＭＸｔｒｏｄｅｓが磁場やＸ線との相互作用を最小限に抑え、アーチファクトのない高磁場ＭＲＩおよびコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングを実現することを実証した。この発見は、高時間分解能の電気生理と高度な機能的イメージングを組み合わせた将来の研究および臨床パラダイムのための新しくエキサイティングな機会を開くものである。Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅのユニークな特性と、今回開発したハイスループットでスケーラブルかつコスト効率の高い製造プロセスに後押しされて、ＭＸｔｒｏｄｅｓはヘルスケア、研究、およびウェアラブルデバイスにおける多数のアプリケーションに大きな可能性を示す。

結果
ＭＸｔｒｏｄｅｓの迅速かつ低コストの製造
この方法は、多孔質吸収性基板をレーザーパターニングし、水性Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅインクを注入し、得られた導電性複合体を柔軟なエラストマーフィルムに封入するというものである。本研究で実証されたさまざまなバイオエレクトロニクス応用のために、同じ基本プロセスをわずかに変化させて、２種類の電極、１）表皮センシングおよび脳表皮記録・刺激用の平面電極、２）ゲルフリー脳波記録用の３次元ミニピラー電極を作製した。表皮や皮質の記録では、平面電極が十分な組織結合を達成する一方で、ゲルフリー脳波記録では、毛髪バリアを克服して頭皮に接触させるために３Ｄコンポーネントが必要である。図１１ａに、両方のバリエーションを持つ製造工程を示す。簡単に言うと、我々はＣＯ_２レーザーを使って、不織布のハイドロエンタングルセルロースポリエステルブレンド基材を所望の電極配列形状にパターン化した。これは、Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅフレークの足場となる。高速レーザーパターニングプロセスにより、アレイ形状の高速プロトタイピングとカスタマイズが可能になった。次に、セルロース・ポリエステル基板にＴｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅインクを注入した。最小集中層剥離法（ＭＩＬＤ）^４５により調製された、このインクを注入し、濃度３０ｍｇ／ｍＬの水性ＭＸｅｎｅインクを作製した。このインクは、吸収性基材に素早く浸透し、すべての繊維をコーティングした。その後、インクが浸透した基材を７０℃、６０ｍｍＨｇの真空オーブンで１時間乾燥させ、すべての水分が除去されたことを確認した。その結果、繊維マトリックス中の個々の繊維をＭＸｅｎｅフレークがコーティングした、粗く、マクロポーラスな導電性複合体が得られた（図１９ａ、１９ｂ）。平面状のＭＸｔｒｏｄｅアレイの場合、ＭＸｅｎｅ導電性コンポジットを厚さ約１ｍｍのポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）層でカプセル化し、硬化前の脱気ステップでＰＤＭＳを導電性マトリックスに浸透させた（図１９ｃ）。電極のコンタクトは、所望の電極直径の生検パンチで上部のカプセル化層を手動で切断し、得られたＰＤＭＳディスクを剥がして、下にある導電性ＭＸｅｎｅ複合体を露出させることで定義した（図１９ｄ）。

皮質記録および刺激に使用した平面ＭＸｔｒｏｄｅアレイでは、電極接点を開く前にパリレンＣを１μｍ厚で蒸着し、水分に対する追加のバリアとして機能させた。ゲルフリー脳波記録用の３Ｄ ＭＸｔｒｏｄｅアレイを作製するために、ＰＤＭＳカプセル化の前に、ＭＸｅｎｅを注入したセルロースフォームの「ミニピラー」を電極の位置に蒸着した。吸収性のあるセルロース－ポリエステル基板と同様に、セルロースフォームはＭＸｅｎｅインクを容易に吸収し、真空乾燥後にすべての表面を完全にコーティングして多孔質の導電性複合体を形成した（図１９ｅ）。注目すべきは、３Ｄピラーをレーザーパターニングされた下地の基板に貼り付けるのに、接着剤を必要としないことである。

２つの構造体を同時にＭＸｅｎｅでインク化し、接触させたまま真空乾燥させると、ＭＸｅｎｅが連続的な導電ネットワークを形成して、レーザーパターンニングされた基板とセルロースフォームを融合させることができた。３次元ＭＸｔｒｏｄｅアレイの製造の最終段階では、ＰＤＭＳを封入し、３次元ピラーを手動でトリミングして、導電性ＭＸｅｎｅ－セルロースフォームコンポジットを露出させた。このプロセスの汎用性、簡便性、拡張性、および低コストにより、同じバッチ内であっても、多様なバイオエレクトロニクス応用のためのさまざまな形状のＭＸｔｒｏｄｅを並行して製造することが可能になった（例えば、図１１ｂ～１１ｅ、図２０参照）。

ＭＸ電極の電気及び電気化学特性
ＭＸｔｒｏｄｅアレイでは、ＭＸｅｎｅ－セルロース－ポリエステルの導電性複合材料が、信号を記録アンプに送り出すワイヤーを形成する。したがって、オーミックロスを低減し、ノイズを最小限に抑え、高品質の生体電気信号を取得するためには、このコンポジットの導電性が高いことが重要である。ＭＸｅｎｅコンポジットのバルク導電率を測定したところ、３０１５．９Ｓ／ｍであることが分かった（図２１）。Ｔｉ_３Ｃ_２ＭＸｅｎｅの導電性が他の導電性インクに比べて優れていることを強調するため（原理的には、この製造プロセスで使用可能）、同じセルロース－ポリエステル吸収性基板を用いて、ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳおよび還元酸化グラフェン（ｒＧＯ）インクの導電複合材料も作製した。これらのコンポジットのバルク導電率はそれぞれ７．６３Ｓ／ｍと０．００５Ｓ／ｍであり、ＭＸｅｎｅよりも大幅に低い値であった。

ＭＸｅｎｅ電極のインピーダンスと電荷移動特性を評価し、他の一般的なバイオエレクトロニクス材料と比較するために、直径５００μｍから３ｍｍのＭＸｔｒｏｄｅｓで電気化学測定を行い、直径２．３ｍｍの臨床用ＡｄＴｅｃｈ Ｐｔ電極と比較した。具体的には、電気化学インピーダンス分光法（ＥＩＳ）、サイクリックボルタンメトリー（ＣＶ）、電圧過渡実験を行い、各電極のインピーダンス振幅、電荷蓄積容量（ＣＳＣ）、安全電圧窓、電荷注入容量（ＣＩＣ）を測定し、これらの特性が電極の直径に対してどのようにスケールするか決定することができた。データを表１に示す。

また、文献データによる他の一般的な電極材料との比較を表２に示す。

ＥＩＳの結果、テストしたすべての直径のＭＸｔｒｏｄｅｓは、生理的な信号の多くが存在する５００Ｈｚ以下の周波数において、Ｐｔ電極と比較して著しく低いインピーダンスを示した（図１２ａ）。ＭＸｔｒｏｄｅｓのインピーダンスが非常に低いのは、電極表面が非常に多孔質で粗い形態であるため、有効表面積が大きいためと考えられる。

ワイドスキャンＣＶから求めたＭＸ電極の安全電圧範囲は－１．８～＋０．６Ｖ（図２２ａ～２２ｂ）であり、ＭＸｅｎｅはカソード領域で非常に安定しており、水の加水分解は－１．９Ｖで始まることがわかる。この広い安全電位範囲は、治療用電気刺激アプリケーションに有利であり、安全なアノード電位限界（＋０．６Ｖ）は、刺激電極に使用される標準的な材料であるＰｔ、ＰｔＩｒ、ＩｒＯｘのアノード限界＋０．８Ｖより若干低いものの、大きなカソード限界を利用しながら、アノード範囲の電圧上昇を最小限に抑える刺激パルス波形の設計が可能である^{４６-４８}。５０ｍＶｓのＣＶからＭＸｔｒｏｄｅｓとＰｔ電極の^－１カソードＣＳＣ（ＣＳＣ_Ｃ）を分析すると、同じサイズのＰｔ電極より１００倍大きいＣＳＣ_Ｃを持つＭＸｔｒｏｄｅｓの容量性充電と電荷伝送特性が強化されていることがわかる（表１、図２２ｃ）。ＭＸｔｒｏｄｅｓとＰｔ電極間のＣＳＣ_Ｃ値のより直接的な比較を可能にするために、図１２ｂ、図２２ｄおよび以下の表３に示すように、ＭＸｅｎｅとＰｔ電圧ウィンドウの交差部分、－０．６－＋０．６ＶでもＣＶスキャンを実行した。

このように制約の多い電圧範囲であっても、ＭＸｔｒｏｄｅはＰｔと比較して２０倍以上高いＣＳＣ_Ｃを示す。これは、Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅ^{４９-５１}の非常に高い固有量と、ＭＸｔｒｏｄｅ表面の有効表面積が大きいことの両方によるものと考えられる。ＭＸｔｒｏｄｅの電極直径に対するＣＳＣ_Ｃのスケーリング依存性を図２２ｅに示す。ＣＳＣ_Ｃと電極径の間に非線形関係があることは予想通りであり、電極の端で主に起こる電気化学的な電荷交換の既知の現象を反映する^{４８、５２}。

最後に、１～５ｍＡの範囲の電荷平衡型カソードファースト二相電流パルスを、両相で５００μｓの持続時間（ｔ_ｃ，ｔ_ａ）、２５０μｓのパルス間間隔（ｔ_ｉｐ）で流すために使用した時に各電極で発生する電圧過渡を測定した（図１２ｄ及び図２２ｆ～２２ｉ）。直径５００μｍのＭＸｔｒｏｄｅでは、電流振幅範囲を６００μＡ～２ｍＡに制限した。カソードパルス終了から１０μｓ後に最大カソードエクスカージョン電位Ｅ_ｍｃをとり、Ｅ_ｍｃが水還元電位に達する注入電荷をＣＩＣ_Ｃと定義した。その結果、表１に示すＣＩＣ_Ｃの値から、ＭＸｔｒｏｄｅｓはＰｔ電極を著しく凌駕し、ＭＸｔｒｏｄｅｓはＰｔ電極の～１０倍大きなＣＩＣ_Ｃを示すことが明らかになった。これは、脳深部刺激（ＤＢＳ）、迷走神経刺激（ＶＮＳ）、心臓ペースメーカーなどの埋め込み型シミュレーションシステムのバッテリー寿命を延ばす可能性があることを示唆する。ＭＸｔｒｏｄｅｓの電極直径に対するＣＩＣ_Ｃのスケーリング依存性は、図２２ｊに示されており、エッジ効果に起因する予想される非線形のスケーリング依存性が再び明らかにされる。解析に含まれるＭＸｔｒｏｄｅｓの相対的なサイズを示す概略図が、図２２ｋに示される。

生理食塩水中での測定では、ＭＸｔｒｏｄｅｓの特性をＰｔなどの現在の標準的な電極材料と比較することができるが、表皮センシングのアプリケーションでは、人間の皮膚上でのインピーダンス特性を評価することも必要不可欠である。特に、電極と皮膚の界面インピーダンスを低く抑えることは、高忠実度の信号を記録するための鍵であり、ゲルのない構造では特に困難であり^{５３、５４}、特に、ＭＸｔｒｏｄｅｓのようなゲルを使用しない構造では困難である。そこで、直径３ｍｍのＭＸｔｒｏｄｅｓをアルコール綿棒による標準的な準備と３ＭＴｒａｃｅＰｒｅｐテープによる軽い摩擦の後、清浄なヒト皮膚上で平面と３Ｄの両方の構成でＥＩＳを測定した。平面電極と３ＤＭＸトロードは、それぞれ６．６２±２．８７ｋΩと４．９２±２．６４ｋΩの１ｋＨｚインピーダンスを示し、３Ｄ電極の低いインピーダンスは、皮膚に押し付けられる突起したミニピラーによる接触の改善に起因する（図１２ｄ）。これらのインピーダンス値は、幾何学的表面積（ＧＳＡ）０．０７１ｃｍ^２で正規化でき、平面電極では０．４７±０．２０ｋΩ－ｃｍ^２、３ＤＭＸｔｒｏｄｅｓでは０．３５±０．１２ｋΩ－ｃｍ^２となり、乾燥したゲルフリー表皮電極^{１、５５、５６}についてこれまで報告された中で最高レベルとなり、また、電気診断やモニタリングに一般的に使用される、市販のゲル化したＡｇ／ＡｇＣｌ電極の１００分の１以下である^４２。

ヒトにおけるバイオエレクトロニクス信号の表皮センシング
ドライＭＸｔｒｏｄｅｓの極めて低い電極－皮膚界面インピーダンスに動機づけられ、我々はヒト被験者の様々な表皮センシングアプリケーションでの使用を調査し、それぞれのアプリケーションのために特別に設計されたカスタムジオメトリを使用した。まず、高分解能のゲルフリーＭＸｔｒｏｄｅｓと、比較のためにゲル化したＡｇ／ＡｇＣｌ ＥＥＧ電極を用いて、健康なヒト被験者の頭皮ＥＥＧを取得した。８チャンネルのＭＸｔｒｏｄｅを設計し、直径３ｍｍの３Ｄミニピラー電極を中央の開口部にリング状に配置した。ここには、同時に取得したＥＥＧ信号を並べて比較するために、ゲル化したＡｇ／ＡｇＣｌ ＥＥＧ電極が配置される（図１３ａ）。最初のＥＥＧ実験では、ＭＸｔｒｏｄｅアレイをＥＥＧ部位Ｐｚ付近の頭頂部に配置し、ゲル化Ａｇ／ＡｇＣｌ ＥＥＧ電極を中央に配置した（図１３ｂ）。すべてのＥＥＧ記録のグランドとリファレンスは、それぞれ中央の額と左乳様突起に置かれたゲル化電極であった。被験者は短髪（～５ｍｍ）であり、電極を配置する前に、記録領域全体の皮膚をアルコール綿棒により洗浄し、３Ｍトレースプレップテープで軽く擦った。注目すべきは、乾燥した直径３ｍｍのＭＸｔｒｏｄｅｓの１ｋＨｚにおける電極－皮膚界面インピーダンスが２．８３±０．９１ｋΩであるのに対し、同じ実験中の直径１ｃｍのゲル化Ａｇ／ＡｇＣｌ電極の１ｋＨｚにおけるインピーダンスが１．２１ｋΩだったことである（図１３ｃ）。頭皮脳波信号^５７の質を決定する上で、電極と皮膚の界面インピーダンスが重要な役割を担っていることを考えると、ほとんどの標準的なＥＥＧ電極は、この界面に導電性ゲルを必要とし、適切な低インピーダンスを達成するために少なくとも～１ｃｍ^２の広い接触面積を必要とする。ゲルを使用しないＭＸｔｒｏｄｅは、その優れた材料特性と表面積の特性により、ｍｍスケールで驚くほど低いインピーダンスを達成し、高解像度のＥＥＧ記録を可能にする。被験者が目を閉じて安静にしている状態と、目を開けて標的を凝視している状態を交互に繰り返し、２分間のセッションで脳波を記録した。いずれの課題においても、ドライＭＸｔｒｏｄｅに記録されたＥＥＧ信号は、ゲル化したＡｇ／ＡｇＣｌ電極に記録された信号と区別がつかなかった（図１３ｄ）。さらに、目を閉じた状態では、明確な１０Ｈｚのアルファリズムが出現し、これは目を開いた状態よりも著しく大きな振幅であった（図１３ｅ～１３ｆ）。このアルファ信号は、ヒトを対象とした研究において最も信頼性が高く、広く研究されている行動と関連した脳波信号の１つである^５８。視覚入力がないとき（すなわち目を閉じている時）の視覚野への内因性視床入力から生じる^５９。各電極について、記録セッションの長さにわたって０．５秒のオーバーラップで１秒ウィンドウのアルファバンドパワーを計算すると、ゲル化したＡｇ／ＡｇＣｌ電極と個々のドライＭＸｔｒｏｄｅで記録された平均アルファパワーに有意差がなく、電極の種類間で信号が同等であることを確認した（Ｆｉｇ．２３）。興味深いことに、これらのアルファバンドパワー値を順次観察すると、サンプリングした頭皮領域全体にアルファ活性化の明確な時空間パターンが現れ、ｍｍスケールのゲルフリーＭＸｔｒｏｄｅによって可能になった高密度ＥＥＧマッピングの可能性を浮き彫りにする。

２回目のＥＥＧ課題では、電極を手指運動野近くのＣ３部位で取り外し、交換した。手指運動野の正確な位置は、指の動きを誘発する経頭蓋磁気刺激（ＴＭＳ）の単一パルスを用いて決定し、電極はこの位置の中央に配置した（図２４ａ）。皮膚は前記のように前処理した。被験者は２分間の想像と実際の手の屈伸を行い、脳波は同位置のＭＸｔｒｏｄｅｓとゲル化したＡｇ／ＡｇＣｌ電極で同時に記録された。この運動課題中、脳波信号は２種類の電極の間で区別がつかないこともわかった。さらに、実際の手の屈曲時には、想像上の手の屈曲時に比べて、８－１２Ｈｚの運動ミューリズムの抑制が観察された（図２４ｂ）。この実際の手の動きと想像の手の動きの間の特徴的なミューの抑制は、ＥＥＧベースのブレインコンピュータインターフェース（ＢＣＩ）の制御信号として成功裏に使用されている重要なＥＥＧの特徴である^{６０，６１}．これらの脳波実験の結果から、ゲルフリーのｍｍスケールＭＸｔｒｏｄｅは、標準的なゲル化したＡｇ／ＡｇＣｌ脳波電極と少なくとも同程度に脳波信号を記録でき、同時に高密度脳波アプリケーションのための時空間分解能を向上させることができることが確認された。

次に、高密度表面筋電図（ＨＤｓＥＭＧ）記録、筋活動マッピング、神経支配領域（ＩＺ）の正確な位置決めのためにＭＸｔｒｏｄｅｓを評価した。ＨＤｓＥＭＧは、多機能義肢の制御、筋の活性化や協調性の研究など、神経筋の診断やリハビリテーションにおける多くのアプリケーションで関心を集める^１８。筋肉の活性化および協調性の研究^６２末梢神経／筋繊維伝導速度の測定^６３また、神経筋接合部（ＮＭＪ）の正確な位置特定により、筋痙縮に対する化学療法のターゲットとすることも可能である^{６４，６５}。ＨＤｓＥＭＧの記録には、柔軟で大面積、高密度の電極アレイが必要であり、幅広い筋肉のサイズをカバーすることができる。ＭＸｔｒｏｄｅの製造プロセスの汎用性を実証するため、カスタムＨＤｓＥＭＧアレイを作成し、それらを使用して、サイズの異なる２つの筋群における筋の活性化およびＩＺの局在をマップした（図１４ａ～図１４ｄ）。まず、標準的な皮膚プレパレーションプロトコルに従って、親指の付け根にある母指球外転筋（ＡＰＢ）上に配置した２０ｃｈ平面型ＭＸｔｒｏｄｅアレイを使用した。この実験では、直径３ｍｍの乾燥ＭＸトロードは、１ｋＨｚで５４．６±２８．４ｋΩの平均電極－皮膚界面インピーダンスを有した（図２５ａ）。次に、ＡＰＢ収縮を誘発するために、手持ちのバイポーラ刺激装置プローブで正中神経を刺激し、ＭＸｔｒｏｄｅアレイにＥＭＧを記録した。刺激試行間の誘発筋反応の平均を計算し（図１４ａ）、誘発反応のピークの潜時マップを構築した。最も短い潜時はＩＺの位置を示し、図１４ｂに被験者の手の上に重ねて見ることができる。

ＡＰＢマッピング実験に続いて、４０ｃｈの平面ＭＸｔｒｏｄｅアレイを用いて、より大きな上腕二頭筋の活性化をマッピングした。ここで、直径３ｍｍの乾燥ＭＸｔｒｏｄｅは、１ｋＨｚで２２．０±１４．３ｋΩの平均電極－皮膚界面インピーダンスを有した（図２５ｂ）。単一のＮＭＪに対応する小さく空間的に限定されたＩＺを有する小さいＡＰＢ筋とは異なり、大きい上腕二頭筋は、筋に垂直に走るＩＺ領域にＮＭＪが分布し、典型的には中央付近に位置する^６６。まず、鎖骨上神経を刺激し、ＡＰＢについて述べた方法と同様に、ピーク誘発応答の潜時マップを構築した（図１４ｃ～１４ｄ）。これにより、ＩＺの位置は、上腕二頭筋の短頭を横切る、最も短い潜時を有する領域として明確にマッピングされた。次に、被験者が上腕二頭筋の等尺性収縮を行う際に、運動単位活動電位（ＭＵＡＰ）を記録した（図２５ｃ～２５ｄ）。これらの記録において、上腕二頭筋の長さに沿った生のＥＭＧ信号の両極減算は、ＩＺから外側に両方向に伝播するＭＵＡＰを明らかにし、ＭＵＡＰがＩＺから離れるにつれて信号の反転と明確な潜伏があった（図２５ｄ）。両手法から得られた上腕二頭筋のＩＺの位置は、非常によく一致した。これらの結果は、乾燥した高解像度のＭＸｔｒｏｄｅアレイが、小さな筋肉と大きな筋肉の両方でＩＺを正確に位置づけるために、高い精度で筋肉の活性化をマッピングできることを実証するものである。

心電図（ＥＣＧ）へのＭＸｔｒｏｄｅｓの適用性を実証するために、図１５ａに示すように、直径１．３ｃｍのＭＸｔｒｏｄｅｓを簡略化した３電極モンタージュで、健康なヒトのＥＣＧレコーディングを取得した。検証と信号比較のために、同じ場所に配置した直径１ｃｍの市販のＡｇ／ＡｇＣｌゲル化済み電極とＭＸｔｒｏｄｅｓから順次記録した。乾燥したＭＸｔｒｏｄｅｓとゲル化前の電極の１ｋＨｚ皮膚電極インピーダンスは、それぞれ１．２９ｋΩと１．３８ｋΩであった。どちらのタイプの電極でも、Ｐ波に続いてＱＲＳ複合体、Ｔ波と、特徴的なＥＣＧ機能がはっきりと見えた（図１５ｂ～１５ｃ）。しかし、平均Ｒピーク振幅は、市販の電極：２．５５±０．０６ｍＶ対２．４７±０．３０ｍＶと比較してＭＸｔｒｏｄｅｓではわずかに高かった。したがって、乾燥したＭＸｔｒｏｄｅｓは、標準的なゲル化電極と比較して、同等の信号品質でＥＣＧを記録できることが確認された。

ヒト表皮センシング用ＭＸｔｒｏｄｅｓの最後のデモンストレーションとして、眼科診断、ヒューマンマシンインターフェース、注意や疲労のモニタリングなどに応用されている眼電図（ＥＯＧ）を取得した^{６７，６８}。ＥＯＧ信号は、プラスに帯電した角膜とマイナスに帯電した網膜の間に生じる常在二極電位から発生し、この二極が回転することで眼球運動を追跡することができる。心電図で使用したものと同じ直径１．３ｃｍのドライＭＸｔｒｏｄｅ形状を用い、上下および左右の眼球運動を追跡するために、２つの構成でＥＯＧを記録した（図２６）。目の上下にＭＸｔｒｏｄｅを配置することで、記録された電圧変動を解読し、目の上下の動きを追跡することができた（図２６ａ～２６ｂ）。同様に、目の両側にＭＸｔｒｏｄｅｓを配置することで、目の左右の動きをデコードすることができる（図２６ｃ～２６ｄ）。

ここでは、ＭＸｔｒｏｄｅｓをさまざまな急性表皮センシングの用途で実証したが、ゲルフリー電極は、慢性モニタリングや長期使用のためのウェアラブルセンサーへの統合にも理想的である。このような用途では、電極が皮膚上で長期間にわたって安定したインピーダンス挙動を示すことが極めて重要である。そこで、直径３ｍｍの平面型ＭＸｔｒｏｄｅのアレイと直径１ｃｍのゲル化済み市販電極の電極－皮膚界面インピーダンスを、健康なヒトを対象に最長５４時間にわたってモニターした。ＭＸｔｒｏｄｅアレイとゲル化済み電極の両方で、５４時間にわたってインピーダンスの大きさがわずかに減少していることが観察されたが、これは汗の吸収によるものと考えられる。１ｋＨｚでは、ＭＸｔｒｏｄｅのインピーダンスは初期の５５２．１±３７７．０８ｋΩから、５４時間後には１２３．５１±８９．４１ｋΩになった。同様に、１ｋＨｚにおいて、ゲル化前の電極のインピーダンスは、初期の８．０７±５．５０ｋΩから、５４時間後には６．７０±４．１７ｋΩになった。図２７に、１ｋＨｚと１０Ｈｚの両方における経時的な面積正規化インピーダンス値を示す。

ＭＸｔｒｏｄｅｓによる神経記録と刺激
ＭＸｔｒｏｄｅｓは、表皮センシングのほか、電気化学的な界面が良好であることから、埋め込み型のセンシングや刺激用途にも使用できる。このようなアプリケーションの１つは、てんかんや腫瘍の切除脳手術でよく用いられるマッピング技術である術中皮質脳波記録（ＥＣｏＧ）である。我々は、神経科学のモデルシステムである豚の回盲部構造とヒトの脳との神経解剖学的類似性から、麻酔下の豚でＥＣｏＧ記録を取得した。この実験では、直径５００μｍの平面型ＭＸｔｒｏｄｅｓの６ｃｈアレイを８ｍｍの開頭／開腹から挿入し、ＭＸｔｒｏｄｅｓを皮質表面に直接接触させた（図１６ａ）。アレイ構成は、電極の列が皮質のいくつかの回にまたがるように、５ｍｍの列間間隔と４．５ｍｍピッチの電極ペアの３列で構成された。数秒間の代表的な生のＥＣｏＧ信号が図１６ｂに示される。信号は、パワースペクトル（図１６ｃ）によって証明されるように、無視できる６０Ｈｚのノイズ干渉を伴う大きな振幅であった。さらに、ＭＸｔｒｏｄｅアレイにわたる補間電圧のマップは、ＥＣｏＧ信号における「アップ」及び「ダウン」状態の間に現れる定型の空間パターンを明らかにし（図１６ｄ～１６ｅ）、ＭＸｔｒｏｄｅによる高密度皮質脳マッピングが提供する利点及び機会を強調する。

ＥＣｏＧ記録に加えて、皮質表面への直接刺激は、術中の皮質マッピング^６９および神経調節療法^７０に臨床的に使用され、また、閉ループＢＣＩ^７１にも利用される。そこで我々は、ＭＸｔｒｏｄｅｓが一般的な刺激電極材料であるＰｔと比較して優れたＣＳＣおよびＣＩＣを示すことを踏まえ、ラット脳への術中刺激による運動反応の誘発によって、電気刺激に対するＭＸｔｒｏｄｅｓの有効性を実証することを目指した。具体的には、直径５００μｍの平面型ＭＸｔｒｏｄｅを麻酔下のラットの感覚運動野に硬膜外から設置した。ＭＸｔｒｏｄｅの反対側には、ウィスカの変位を追跡するための光学マイクロメーターを配置し、検出感度を最大にするために、１本のウィスカをプラスチックチューブに入れた（図１７ａ）。１．０～１．５ｍＡの振幅を持つ電荷平衡型カソードファースト刺激パルスをＭＸｔｒｏｄｅから供給した。その結果、１．０ｍＡ以上の振幅で刺激によって誘発されるウィスカ運動が観察され、ウィスカ偏向振幅は刺激強度に比例して拡大した（図１７ｂ～１７ｄ）。ウィスカの動きはマイクロメーター上で振動的な偏向として記録され、最初の偏向ピークが常に最大振幅であった。刺激振幅の違いによるウィスカの偏向を比較するため、ある刺激振幅での各刺激試行における最初のウィスカ偏向ピークの平均振幅を計算した。この実験により、ＭＸｔｒｏｄｅは神経活動を効果的に調節する電気刺激を与えることが可能であることが確認された。

ＭＸｔｒｏｄｅｓと臨床画像との親和性
バイオエレクトロニクス技術の普及に伴い、これらの機器と臨床画像との適合性がますます重要になってきている。ＭＲＩとＣＴは、傷病の診断や画像誘導による治療に用いられる最も一般的な画像診断技術である。従来、バイオエレクトロニクスデバイスに使用されてきた導電性材料の多くは、ＭＲＩの厳しい環境と相性が悪く、発熱や組織への負荷が生じることがある。また、ＭＲセーフとされるデバイスであっても、デバイスと周辺組織の帯磁率の不一致により、周囲の解剖学的構造に影を落とす画像アーチファクトを生じることがある^７２。これらの課題は、高分解能イメージングや新しい機能的・代謝的イメージング技術に使用されつつある高磁場強度でさらに深刻化する^{７３，７４}。Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅの磁化率はこれまで報告されていなかったが、我々はＣとＴｉそれぞれの弱いジア磁性と常磁性から、ＭＸｅｎｅは低い磁化率を持ち、ＭＲ環境と適合することができると仮定する。この仮説を検証するために、ＭＸｔｒｏｄｅｓのＭＲＩスキャンを行い、Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅの体温での磁気特性を測定した。まず、導電性アガロースファントムに埋め込まれた直径３ｍｍの平面ＭＸｔｒｏｄｅｓと直径２．３ｍｍの市販白金電極の断面を９．４Ｔ高磁場ＭＲＩシステムで撮影した（図１８ａ～１８ｂ）。ＭＲ画像では、白金電極の周囲に著しいシャドーイングが見られたのに対し、ＭＸｔｒｏｄｅの周囲にはアーチファクトが見られなかった（図１８ｂ）。実際、導電性電極を形成するＭＸｅｎｅコンポジットは、周囲のＰＤＭＳカプセルとほとんど区別がつかなかった。次に、ＭＸｔｒｏｄｅｓのＭＲＩ適合性をさらに調べるために、本研究でＥＥＧ記録に使用したのと同じ直径３ｍｍの３ＤミニピラーＭＸｔｒｏｄｅｓのアレイを、３Ｔ臨床ＭＲＩスキャナーで撮影した。ＭＸｔｒｏｄｅｓはＭＲＩファントムの上に設置され、様々なスキャンシーケンスで撮影された。スキャンシーケンスに関係なく、ＭＸｔｒｏｄｅｓはアーチファクトを示さず、ＭＲＩ画像ではほとんど見えなかった（図２８ａ）。１０分間のスキャンシーケンス直後のＭＸｔｒｏｄｅアレイの熱赤外線画像もまた、電極アレイの加熱の証拠を示さなかった（図２８ｂ）。最後に、３１０ＫでのＴｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅの磁化率を測定したところ、２．０８ｘ１０^－７であった（図２８ｃ）。これは、Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅが人体組織の磁化率に非常に近い（－１１．０～－７．０×１０^－６）弱い常磁性を有していることを示す。これまで報告されなかったＴｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅのこの生来の特性は、ＭＸｔｒｏｄｅｓとＭＲＩイメージングとの優れた適合性に直接つながるものである。ちなみに、Ｐｔの帯磁率は２．７９ｘ１０^－４で、人体組織の帯磁率より数段大きい^７２。ＣＴへの適合性については、多くの導電性材料の高密度によるＸ線減衰特性が、バイオエレクトロニクスデバイスのＣＴイメージングに課題を与える^７５。Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅの密度は３．７ｇ／ｃｍ^３で、Ｐｔの約５倍も低いため、ＭＸｅｎｅはＣＴにおける減衰と散乱アーチファクトを最小化することができると考えられた^７６。この仮説を検証するために、導電性アガロースファントムに埋め込んだ直径３ｍｍの平面ＭＸｔｒｏｄｅと直径２．３ｍｍの市販白金電極を９．４ＴＭＲＩシステムで撮影した。その結果、白金電極の周囲では顕著なＸ線散乱アーチファクトが観察されたが、ＭＸｔｒｏｄｅの周囲では観察されなかった（図１８ｃ）。

議論
今回報告された簡単な製造方法は、大面積、多チャンネルのバイオエレクトロニクスインターフェースをスケーラブルかつ低コストで製造する手段であり、複数のスケールにわたって興奮性組織の活動を記録・調節することができる。この方法は、研究室の枠を超え、臨床や消費者市場へ展開するための重要な要素である大規模製造に適しており、また、さまざまなバイオエレクトロニクス・アプリケーション向けにＭＸｔｒｏｄｅアレイの形状を迅速にカスタマイズでき、さらに必要に応じて患者や被験者ごとに適合させることも可能である。Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅの優れた特性により、これらの電極は、埋め込み型および表皮型のいずれの用途においても、現在の最先端電極材料に適合するか、それを上回るインピーダンス特性および電荷伝送特性を有する。表皮センシングのアプリケーションでは、ゲルを使用しないＭＸｔｒｏｄｅｓの低い電極－皮膚界面インピーダンスが、高解像度ＥＭＧおよびＥＥＧの刺激的な新しい可能性を開くと同時に、湿った導電性ゲルに関連する問題を排除する。ＨＤｓＥＭＧでは、ＭＸｔｒｏｄｅアレイによってＮＭＪの正確な位置特定が可能になり、痙縮に対する化学脱神経治療のターゲットとして現在一般的に用いられている、痛みを伴う侵襲的な針によるＥＭＧ処置が不要になる可能性がある。このようなＨＤｓＥＭＧアレイは、残存肢からのＥＭＧ記録が有用な制御信号である高度な義肢制御にも有用であることが証明されるだろう^{７７，７８}。ＥＥＧアプリケーションでは、ＭＸｔｒｏｄｅｓによって実現されるドライ電極システムが、皮膚の破壊を最小限に抑え、現在のゲル化ＥＥＧシステムに関連する多くの重要な物流上の課題（各電極の装着に要する時間やゲルの乾燥に伴うインピーダンスの変動など）を軽減する道を提供することができる。これらの利点は、ｍｍスケールのＭＸｔｒｏｄｅｓで高密度のＥＥＧ記録を得る可能性と相まって、この技術を神経科学研究および非侵襲的ＢＣＩシステムにとって魅力的なものにしている。また、ＭＸｔｒｏｄｅｓはＣＴやＭＲＩなどの画像診断に適しているため、電極を取り外すことなく画像診断を受けることができ、画像にアーチファクトを発生させることもない。このイメージング互換性により、脳波とｆＭＲＩやＧｌｕＣＥＳＴイメージングを同時に行うようなマルチモーダル研究の可能性がさらに広がる^{７４，７９}。埋め込み型電極への応用では、ＭＸｔｒｏｄｅｓの電気化学的特性、特に電荷供給に関する特性は非常に顕著である。白金と比較して高いＣＳＣとＣＩＣは、ＭＸｔｒｏｄｅｓが刺激電極の代替材料となり、電荷移動の効率を高めて植込み型刺激システムの電池寿命を延ばすことができることを示唆する。ＭＸｅｎｅベースのバイオエレクトロニクスインターフェースは、ヘルスケア診断とモニタリングを改善し、ウェアラブルデバイスやマルチモーダルイメージング、電気生理研究において新しい機能を実現する次世代のウェアラブルおよびインプラントデバイスを可能にする刺激的な可能性を示す。長期的な応用を可能にするために、Ｔｉ_３Ｃ_２ＭＸｅｎｅの耐酸化性を向上させるなどの課題が残されているが、すでに大きな進展が見られた^{８０-８２}。ＭＸｅｎｅをベースとしたバイオエレクトロニクスを用いた将来の研究への扉を開くものである。

方法
Ｔｉ _３ Ｃ _２ ＭＸｅｎｅの合成
Ｔｉ_３Ｃ_２ＭＸｅｎｅは、ＭＩＬＤ合成法を用いて製造した^４５。を使用して、３０ｍｇ／ｍＬのＴｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅをＤＩに溶かしたインクを作成し、これをバイアルに入れてアルゴン中で密封した。ＴｉＣ_３２ＭＸｅｎｅフレークの平均サイズは横方向で４μｍであった。

ＭＸｔｒｏｄｅデバイスの作製
デバイスは、まず、５５％セルロース／４５％ポリエステル混合のハイドロエンタングル（Ｔｅｘｗｉｐｅ ＴｅｃｈｎｉＣｌｏｔｈ）からなる吸収性不織布基材にＣＯ_２レーザー（ＵｎｉｖｅｒｓａｌＬａｓｅｒＳｙｓｔｅｍｓＰＬＳ４．７５）を使用して，電極配列パターンが周囲の布地から容易に分離でき、しかも持ち上げて１枚として扱えるようにレーザーパターニングして作製した。これを平らなアクリルシート上の１：１０ＰＤＭＳ（Ｓｙｌｇａｒｄ１８４）の薄くてわずかに粘着性のある下層に転写し、アレイパターンを囲む余分なテキスタイルをはがした。

次に、テキスタイルパターンにＤＩで３０ｍｇ／ｍＬＴｉ_３Ｃ_２ＭＸｅｎｅをインク付けし、１５分間自然乾燥させた後、７０℃、７００ｍｍＨｇの真空オーブン（ＡｃｒｏｓｓＩｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ）に１時間入れて残りの水をすべて除去した。３Ｄピラー電極を組み込んだデバイスでは、３ｍｍの生検ポンチを使用して、吸収性セルローススポンジ（ＥｙｅＴｅｃＣｅｌｌｕｌｏｓｅＥｙｅＳｐｅａｒｓ）から３ｍｍの円を切り取り、これらの円形スポンジにＭＸｅｎｅをインク付けして、レーザーパターンテキスタイルをインク付けすると同時にＭＸｅｎｅ－テキスタイル構築物の電極位置に配置した。

その後の乾燥工程は同じである。乾燥したＭＸｅｎｅとその後のＰＤＭＳカプセル化が３Ｄピラーをしっかりと固定するのに十分であったため、この界面では接着剤は不要であった。マルチチャンネルアレイの場合、乾燥したＭＸｅｎｅコンストラクトの端部に銀導電性エポキシ（ＣｉｒｃｕｉｔＷｏｒｋｓ ＣＷ２４００）をスクリーン印刷してコネクタ（ＦＣＩ／Ａｍｐｈｅｎｏｌ ＦＦＣ&ＦＰＣクリンチャーコネクタ）を取り付け、これをコネクタに挿入し、クリンチで閉塞した。デバイスは、７０℃で３０分間焼成して、銀のエポキシ樹脂を硬化させた。次に、１：１０のＰＤＭＳをデバイスに重ねて上部の絶縁層を形成し、７００ｍｍＨｇで１５分間十分に脱気して、ＰＤＭＳをＭＸｅｎｅ複合マトリックスに浸透させ、７０℃で１時間キュアした。最後に、カミソリの刃でデバイスを切り出し、アクリル基板から剥がした。平面電極の場合、バイオプシパンチでＰＤＭＳ層上部に円形の穴を開け（直径３ｍｍ～５００μｍ）、ＰＤＭＳのディスクを慎重に剥がし、下のＭＸｅｎｅコンポジット電極を露出させて、電極接点を露出させた。３Ｄピラー電極では、平らなカミソリ刃で３Ｄピラーの上部をトリミングし、ＭＸｅｎｅ－スポンジ複合電極を露出させることで電極接点を露出させた。ＥＭＧアレイでは、皮膚との接着を強化するために、電極接点を開く前にアレイの皮膚に面した側にシリコーン医療用接着スプレー（Ｈｏｌｌｉｓｔｅｒ Ａｄａｐｔ ７７３０）の薄い層を塗布した。ＥＣｏＧ電極では、上記のようにＰＤＭＳでアレイを作製しましたが、電極接点を開く前にＰａｒｙｌｅｎｅ－Ｃを３μｍ厚で塗布し、カプセル化の水分バリア性を強化した。

ＭＸｔｒｏｄｅデバイスのイメージング
ＭＸｔｒｏｄｅｓとその構成部品の光学画像は、キーエンス社製ＶＨＸ６０００で撮影した。走査型電子顕微鏡画像は、Ｚｅｉｓｓ Ｓｕｐｒａ ５０ＶＰ Ｓｃａｎｎｉｎｇ ｅｌｅｃｔｒｏｎ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅを用い、加速電圧５ｋＶで撮影した。

埋め込み型コンポジットの直流導電性
直流導電率測定は，５５％セルロース／４５％ポリエステルブレンド（Ｔｅｘｗｉｐｅ ＴｅｃｈｎｉＣｌｏｔｈ）を注入した長さ２０ｃｍｘ幅３ｍｍｘ厚さ２８５μｍのレーザーカット試験構造体で実施した。（１）３０ｍｇ／ｍＬＴｉ_３Ｃ_２ＭＸｅｎｅｉｎ ＤＩ，（２）１．１％高導電性グレードＰＥＤＯＴ：Ｈ_２ＯにおけるＰＳＳ（Ｓｉｇｍａ Ａｌｄｒｉｃｈ）、または（３）１８ｍｇ／高濃度単層グラフェン酸化物（Ｇｒａｐｈｅｎｅ Ｓｕｐｅｒｍａｒｋｅｔ）その後、ビタミンＣ還元法を用いて還元したもの^８３）。測定は、平型ワニ口クリップ端子を備えた携帯型マルチメータで行い、マイナス側のリード線を構造体の端に固定し、プラス側のリード線を２ｃｍ刻みで移動させて各測定を行った。

ＭＸ電極の電気化学的特性評価
皮膚ＥＩＳ測定では、前腕内側の皮膚をアルコール綿棒で準備し、その後軽く擦った後（３Ｍ ＴｒａｃｅＰｒｅｐ）、３ｍｍの平面と柱のＭＸｔｒｏｄｅｓを置き、Ｇａｍｒｙ Ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ６００ポテンショスタットを用いて１０ｍＶ_ｐｐ駆動電圧で１－１０^５ＨｚのＥＩＳを測定した。リファレンスは手首の内側に、グランドは肘に配置した（Ｎａｔｕｓ社製使い捨てディスク電極）。生理食塩水中での電気化学測定（ＥＩＳ、ＣＶ、電流パルスを含む）は、直径３ｍｍ、２ｍｍ、１ｍｍ、及び５００μｍの平面ＭＸｔｒｏｄｅ、および直径２．３ｍｍのＰｔ電極（Ａｄｔｅｃ ｅｐｉｌｅｐｓｙ ｓｕｂｄｕｒａｌ ｇｒｉｄ ＴＧ４８Ｇ－ＳＰ１０Ｘ－０００）について１０ｍＭＰＢＳ（Ｑｕａｌｉｔｙ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ）中でＧａｍｒｙ Ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ ６００ ｐｏｔｅｎｔｉｏｓｔａｔを使って実施した。ＥＩＳは、１０ｍＶ_ｐｐの駆動電圧で、１－１０^５Ｈｚで測定された。サイクリックボルタンメトリーは、５０ｍＶｓ^－１の掃引速度で実施した。ＭＸ電極の安全電圧限界は、水の減少が観察されるまで（－１．９Ｖで開始）ＣＶスキャンの負極限を段階的に増加させ、次に線形抵抗挙動が観察されるまで（＋０．７Ｖで開始）ＣＶスキャンの正極限を増加して決定したが、それ以上では、その後のスキャンで電流損失が観察されました。ＣＳＣ_ｃは、カソード電流の時間積分を取ることによって、ＣＶスキャンから決定された。

電流パルスはクロノポテンショメトリーを用いて、各サイズのＮ＝３電極に対して、６００μＡから５ｍＡの電流範囲でｔ_ｃ＝ｔ_ａ＝５００μｓ、ｔ_ｉｐ＝２５０μｓの二相性、電荷平衡電流パルスで実施された。ＣＩＣ_ｃの計算では、Ｅ_ｍｃはカソード電流パルス終了後１０μｓの瞬時電圧として決定した。Ｅ_ｍｃの値を注入電流振幅の関数としてプロットし、線形関係を求めて、電極がカソード限界に達する電流限界を推定した（ＭＸｔｒｏｄｅｓでは－１．８Ｖ、Ｐｔでは－０．６Ｖ）。電流振幅対Ｅ_ｍｃがＲ^２＜０．９５で線形でなかった一連の測定は除外した。ＣＩＣ_ｃは次のように定義した。

ここで、Ｉ_ｌｉｍはカソード電流限界、ｔ_ｃはカソードパルス幅、ＧＳＡは電極幾何学的表面積である。ＣＳＣとＣＩＣのスケーリング関係は、Ｍ．Ｇａｎｊｉらによる研究と同様に、データにパワー関数をフィットさせることで決定した^８４。

ＥＥＧ実験
ＥＥＧ実験は、Ｄｒｅｘｅｌ大学のＩｎｓｔｉｔｕｔｉｏｎａｌ Ｒｅｖｉｅｗ Ｂｏａｒｄによって承認されたプロトコル（プロトコル番号１９０４００７１４０）に従って実施された。健康なヒトの被験者は、ヘッドレストのある快適な椅子に座った。電極を装着する前に、被験者の頭皮はアルコール綿棒と軽い摩擦（３Ｍ ＴｒａｃｅＰｒｅｐ）で準備されたが、毛髪があると皮膚の摩擦の効果が制限される可能性があった。記録は８電極のＭＸｔｒｏｄｅ装置を用い、乾燥した直径３ｍｍの３Ｄピラー電極と、ＭＸｔｒｏｄｅ配列の中央に置かれた１つの標準ゲル化Ａｇ／ＡｇＣｌ ＥＥＧカップ電極（テクノメッド社製Ｄｉｓｐｏｓａｂｌｅ ＥＥＧカップ）で行われた。記録はＮｅｕｒｏＮｅｘｕｓ ＳｍａｒｔＢｏｘアンプシステムを用いて、サンプリングレート２０ｋＨｚで行った。標準的なゲル化Ａｇ／ＡｇＣｌ ＥＥＧカップ電極を参照用（左乳様突起に設置）と接地用（額中央に設置）に使用した。最初の記録では、電極はＰ１を中心とする頭頂部に配置された。電極を固定するためにプレラップ（ミューラー）を使用し、標準的なＥＥＧカップ電極の下に導電性ゲル（ＳｕｐｅｒＶｉｓｃ，ＥＡＳＹＣＡＰ ＧｍｂＨ）を塗布できるようにこのラップに小さな孔をあけた。目を開けた状態と閉じた状態を交互に繰り返し、２分間の記録を６回行った。目を開けた状態では、被験者はコンピュータのモニター上の十字架を注視するように指示された。２回目の記録では、ＴＭＳパルスを用いて手指運動部位を特定し、その中心であるＣ３部位付近に電極を配置した。安静時、手の屈伸を想像した時、実際の手の屈伸を繰り返した時の２分間の記録を６回取得した。信号は６０Ｈｚでノッチフィルタ、０．１～１００Ｈｚでバンドパスフィルタをかけた。

ＥＭＧ実験
ＥＭＧ、ＥＣＧ、ＥＯＧのヒト表皮記録は、ペンシルバニア大学のＩｎｓｔｉｔｕｔｉｏｎａｌ Ｒｅｖｉｅｗ Ｂｏａｒｄ（プロトコル＃８３１８０２）により承認された実験プロトコルに基づいて実施された。すべてのＥＭＧ実験において、ＭＸｔｒｏｄｅアレイを設置する前の皮膚の準備として、アルコール綿棒と軽い摩擦（３Ｍ ＴｒａｃｅＰｒｅｐ）を行い、信号をＩｎｔａｎ ＲＨＳ２０００ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ／Ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ （Ｉｎｔａｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ） で２０ ｋＨｚのサンプリングレートで記録した。

母指球の付け根のＡＰＢに、３ｍｍの平面ＭＸｔｒｏｄｅを水平７．５ｍｍ、垂直６．５ｍｍの間隔で５×４グリッドに配置し、記録した。基準は骨性指節間関節の上に置き、接地は手の甲に置いた（Ｎａｔｕｓ ｄｉｓｐｏｓａｂｌｅ ａｄｈｅｓｉｖｅ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ）。正中神経はＶｉｋｉｎｇＱｕｅｓｔハンドヘルドバイポーラ刺激装置（Ｎｉｃｏｌｅｔ）を用いて、１０ｍＡから始め、ＡＰＢの明確な活性化が親指の痙攣という形で観察されるまで徐々に増加させて刺激した（示した被験者では振幅は３８．８ｍＡであった）。

ＡＰＢのＮＭＪの位置は、アレイ内の各電極に記録された誘発応答（信号フィルタリングは行わなかった）を全刺激試行（Ｎ＝１０）で平均し、平均誘発応答のピークを求め、このピークの刺激開始からのレイテンシーのマップを作成した。ＮＭＪの位置は、誘発反応のピークにおける潜時が最も短い位置として近似された。上腕二頭筋の記録には、３ｍｍの平面ＭＸｔｒｏｄｅを水平８．５ｍｍ、垂直８．５ｍｍの中心間隔で１０×４グリッドに配置し、上腕二頭筋の中心を越えた。肘の内側のすぐ上にあるアレイの遠位に基準を置き、三角筋上のアレイの近位に地面を置いた（Ｎａｔｕｓ使い捨て粘着電極）。鎖骨上神経は、同じＶｉｋｉｎｇＱｕｅｓｔハンドヘルドバイポーラ刺激装置（Ｎｉｃｏｌｅｔ）を用いて、３０ｍＡから始め、上腕二頭筋の明確な活性化が観察されるまで徐々に増加させて刺激した（図示の被験者の振幅は４９．０ｍＡであった）。ＡＰＢ記録と同様に、各電極に記録された誘発反応をすべての刺激試行（Ｎ＝１１）で平均し、平均誘発反応のピークを決定し、刺激開始からのこのピークの潜伏時間のマップを作成した。ＩＺは、誘発反応ピークの潜時が最も短い領域として決定された。

上腕二頭筋のＩＺ局在をさらに検証するために、被験者に等尺性随意収縮を行わせて、追加の筋電記録 を行った。信号はＭＸｔｒｏｄｅアレイの長さ方向にバイポーラ構成で減算され、生のＥＭＧ信号からＭＵＡＰが特定された。ＩＺは、ＭＵＡＰが最も早く現れ、信号の極性が反転する領域として決定された。

ＥＣＧ記録
ＥＣＧ記録実験では、電極装着前の皮膚準備として、アルコール綿棒と軽い摩擦（３Ｍ ＴｒａｃｅＰｒｅｐ）を行い、信号はＩｎｔａｎ ＲＨＳ２０００ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ／Ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ（Ｉｎｔａｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ）で２０ ｋＨｚサンプリングレートで記録された。記録は、参照電極を被験者の右鎖骨のすぐ下に、接地電極を被験者の左鎖骨のすぐ下に、作用電極を左肋骨下部に配置した３電極構成で行われた。比較のため、２ｃｍのゲル状ナタス電極（ナタス使い捨て粘着電極）または１．３ｃｍのドライＭＸｔｒｏｄｅｓをすべて使用し、同じ位置に電極を配置して連続的に記録を行った。

ＥｃｏＧ記録
豚は可能な限りペア飼育し、国際実験動物飼育評価認定協会（ＡＡＡＬＡＣ施設）認定の研究施設で常に他の豚と相部屋で飼育した。すべての実験は、ペンシルバニア大学のＩｎｓｔｉｔｕｔｉｏｎａｌ Ａｎｉｍａｌ Ｃａｒｅ ａｎｄ Ｕｓｅ Ｃｏｍｍｉｔｔｅｅが定めた倫理的ガイドラインに従って実施し、ＮＩＨ Ｐｕｂｌｉｃ Ｈｅａｌｔｈ Ｓｅｒｖｉｃｅ Ｐｏｌｉｃｙ ｏｎ Ｈｕｍａｎｅ Ｃａｒｅ ａｎｄ Ｕｓｅ ｏｆ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｙ Ａｎｉｍａｌｓ（２０１５）に規定されたガイドラインを遵守した。

処置の前に、動物を１６時間絶食させ、水はアドリビタムのままとした。２０ｍｇ／ｋｇのケタミン（Ｈｏｓｐｉｒａ、０４０９－２０５１－０５）と０．５ｍｇ／ｋｇのミダゾラム（Ｈｏｓｐｉｒａ、０４０９－２５９６－０５）で誘導後、鼻マスクを介して２－２．５％イソフルラン（Ｐｉｒａｍａｌ、６６７９４－０１３－２５）を用いて麻酔を行い、分泌物を抑制するためにグリコピロレートを皮下に与えた（０．０１ｍｇ／ｋｇ；Ｗｅｓｔ－Ｗａｒｄ Ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃａｌ Ｃｏｒｐ．、０１４３－９６８２－２５）。動物をサイズ６．０ｍｍの気管内チューブで挿管し、２リットルＯ_２、２－２．５％イソフルランで麻酔を維持した。その後、動物を手術室に移動し、ベンチレーターに移した。人工呼吸器では、麻酔維持のために同量のイソフルランとＯ_２を毎分２０～２５回の呼吸数で供給した。心拍数，呼吸数，動脈血酸素飽和度，潮末ＣＯ_２、血圧、直腸温を連続的にモニターし、つまむ痛みに対する反応を定期的に評価した。これらの測定はすべて適切な麻酔レベルを維持するために行われた。正常体温を維持するために強制空気加温装置が使用された。

電極挿入の前に、豚を先に記載された定位フレームに配置し（Ｕｌｙａｎｏｖａ ｅｔ ａｌ．，２０１８），および手術部位にドレープをかけ、準備した。頭蓋骨を露出させた後、豚の前頭頂皮質を露出させるために、記録部位、正中線から７ｍｍ外側、ブレグマから４．５ｍｍ後方に１１ｍｍの頭蓋切開を行った。硬膜を切除して皮質表面を露出させ、ＭＸｔｒｏｄｅアレイを用いた硬膜下記録を可能にした。ＭＸｔｒｏｄｅアレイによる記録はＨＳ－３６アンプを用い、Ｎｅｕｒａｌｙｎｘ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｌｙｎｘ ＳＸ記録システムを用いて３２ｋＨｚで連続的に収集した。生データはＮｅｕｒａｌｙｎｘ社のＣｈｅｅｔａｈ記録ソフトウェアを用いて収集・保存された。

神経刺激
刺激パルスはそれぞれのＭＸｔｒｏｄｅから照射し、どのＭＸｔｒｏｄｅがウィスカー運動を誘発する運動皮質領域上に最適に配置されるかを確認した。刺激パルスはｔ_ｃ＝ｔ_ａ＝３００μｓ、パルス間インターバルはゼロの二相性で、電流は１．０から１．４ｍＡであった。ウィスカー運動は光学マイクロメーターを用いて検出し、チューブを片方のウィスカーに被せて信号を増幅させた。

ＭＲＩとＣＴの互換性評価
比較用の白金製臨床用ＥＣｏＧ電極ストリップ（Ａｄｔｅｃ ｅｐｉｌｅｐｓｙ ｓｕｂｄｕｒａｌ ｇｒｉｄ ＴＧ４８Ｇ－ＳＰ１０Ｘ－０００）の形状に合わせて、直径３ ｍｍのＭＸｔｒｏｄｅ６本をＰＤＭＳで封止したストリップを用意した。両タイプの電極アレイを、１０ｍＭ ＰＢＳ（Ｑｕａｌｉｔｙ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ）で調製した０．６％アガロース（ＩＢＩ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ）中に、内径１５ｍｍのガラス試験管に入れて、脱気して気泡を除去した。９．４Ｔ Ｈｏｒｉｚｏｎｔａｌ ｂｏｒｅ ＭＲＩ ｓｃａｎｎｅｒ（Ｂｒｕｋｅｒ，Ｅｒｌａｎｇｅｎ）と直径３５ｍｍのボリュームコイル（ｍ２ｍ Ｉｍａｇｉｎｇ，ＵＳＡ）を用いて、両電極タイプの断面のＴ１－ｗｅｉｇｈｔｅｄ ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏＭＲ画像を取得した。Ｔ１－Ｗ ＭＲＩの取得パラメータは以下の通りである。ＴＥ／ＴＲ＝７／１５０ｍｓ、ＦＯＶ＝３０×３０ｍｍ、Ｍａｔｒｉｘｓｉｚｅ＝２５６×２５６、Ａｖｅｒａｇｅｓ＝４、Ｆｌｉｐ ａｎｇｌｅ＝３０°、ｓｌｉｃｅ ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ＝０．７ｍｍであった。ＣＴイメージングでは，μＣＴ５０ ｓｐｅｃｉｍｅｎ ｓｃａｎｎｅｒ（Ｓｃａｎｃｏ Ｍｅｄｉｃａｌ、Ｂｒｕｔｔｉｓｅｌｌｅｎ、Ｓｗｉｔｚｅｒｌａｎｄ）を用いて，７０ｋＶ、１１５μＡ、１０μｍ ｉｓｏｔｒｏｐｉｃ ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎで電極のスキャンを行った。比較のため、各電極タイプの軸方向の２Ｄ画像を取得した。

磁化率測定
磁気特性はＱｕａｎｔｕｍ Ｄｅｓｉｇｎ Ｅｖｅｒｃｏｏｌ２物性測定システムを用いて測定した。Ｔｉ_３Ｃ_２Ｔ_ｘの自立膜を質量４．８２０ｍｇでプラスチック製試料容器に充填した。試料を３１０Ｋに加熱し，約１０分間熱平衡に達した。磁化は９テスラまでの印加磁界に対して記録した。測定されたデータはプラスチック製試料容器のものから差し引かれ、試料質量で規格化された。

模範的な実施形態
以下の実施形態は例示に過ぎず、本開示の範囲または添付の特許請求の範囲を限定するものではない。

実施の形態１．コンポーネントであって、コンポーネントであって、（ａ）１つまたはそれ以上のセンサであって、前記センサは、（ｉ）上面を有する透過性基材であって、前記透過性基材が任意に非導電性である、前記透過性基材と、および（ｉｉ）導電性材料であって、前記透過性基材を導電性にするために、前記透過性基材内および／または前記透過性基材上に配置された、前記導電性材料と、を含む前記１つまたはそれ以上のセンサと、および（ｂ）絶縁材料であって、上面および厚さを有し、前記絶縁材料は、前記絶縁材料の厚みを通って延びる少なくとも１つのアパーチャを有し、前記少なくとも１つのアパーチャは、センサの前記透過性基材の前記上面の感知位置に対応する、前記絶縁材料と、を含む、コンポーネントである。

透過性材料は、吸収性材料、例えば、テキスタイルであり得る。導電性材料は、例えば、静電結合、イオン結合、または共有結合、または他の相互作用を介して、透過性材料に貼付（例えば、結合、連結、吸引）されることができる。例えば、導電性材料と透過性材料は、共に親水性であることができる。

実施形態２．導電性材料が、ＭＸｅｎｅ材料、グラフェン、酸化グラフェン、グラファイト、カーボンブラック、カーボンナノチューブ、ナノ粒子（例えば、金属ナノ粒子）、導電性ポリマー、またはそれらの任意の組み合わせからなる、実施形態１のコンポーネントである。電気めっき液からの金属は、固体金属形態に還元され、導電性材料として使用することもできる。上記は例示であり、使用可能な導電性材料を限定するものではないことを理解されたい。

一実施例として、繊維状及び／または多孔質材料のストリップに導電性材料（例えば、ＭＸｅｎｅフレークまたはグラフェン）を注入して、導電性トレースを形成することが可能である。注入されたストリップ（導電性トレース）は、絶縁材料、例えばＰＤＭＳ、ポリエチレン、または他のそのような材料で包まれることが可能である。ユーザーは、導電性トレースの感知領域を露出させるように、絶縁材料にアパーチャ（円形であり得るが、多角形または細長い形状であっても良い）を形成することができる。感知領域は、絶縁材料の上面より下にあることができる。

本明細書の他の箇所で説明したように、感知領域は、感知部分から信号を収集するように構成されたモニターまたは他の装置と電気的に通信することができる。また、本明細書の他の場所で説明したように、導電性延長部（例えば、導電性柱または他の構造）は、開口を介して感知領域と電気的に通信するように（または接触するように）配置することができる。添付の図、例えば図１１Ａに示すように、感知領域の露出領域は、導電性トレースの端部に配置され得、導電性延長部は、導電性トレースに対して本質的に垂直に延在し得る。導電性延長部は、感知領域に物理的に接触することができるが、これは要件ではなく、導電性シール剤または接着剤などの追加の材料または素材が、導電性延長部を感知領域と電子通信状態に置くために使用され得るからである。

延長部は、感知領域が配置される絶縁材料（または材料）の最上部表面と同一平面または均等である表面を有することができる。延長部はまた、感知領域が配置される絶縁材料（または材料）の最上部表面より上にある表面を有することができる。

様々な例示的な実施形態が図１１Ａ～１１Ｅに示す。図に示すように、デバイスは、複数のセンサ領域、すなわち、導電性材料の露出した領域を含むことができる。デバイスは、平面内に引かれた第１の線が、その第１の線に沿って並ぶ２つまたはそれ以上のセンサ領域を接続し、平面内の第２の線が、その第２の線に沿って並ぶ２つまたはそれ以上のセンサ領域を接続するように構成され得、そのような構成は、図１１Ｂに示す。あるいは、デバイスは、３つまたはそれ以上のセンサが平面上に描かれた円形線に沿って並ぶように構成され得る。示すに、デバイスは、デバイスが近位端と遠位端とを備え、異なる感知領域が遠位端から測定して異なる距離に横たわるように構成されることができる。

実施形態３つまたはそれ以上のセンサーのうちの少なくとも２つは、互いに物理的に接触しない、実施形態１～２のいずれか１つに記載のコンポーネントである。一実施例として、センサのうちの２つは、透過性材料の平行なストリップから構成され得、このストリップは互いに接触しない。本明細書の他の箇所に記載するように、個々のセンサは、個別にアドレス可能であり、互いに電子的に分離されていることができる。

実施形態４．少なくとも１つのセンサは、湾曲した部分を含む、実施形態１～３のいずれか１つに記載のコンポーネント。

実施形態５．前記１つまたはそれ以上のセンサの感知位置の少なくとも一部は、平面上にある周期的なアレイを定義する、実施形態１～４のいずれか１つに記載のコンポーネント。

実施形態６．前記１つまたはそれ以上のセンサの感知位置は、平面上にある円を定義する、実施形態１～４のいずれか１つに記載のコンポーネント。

実施形態７．絶縁材料の上面を超えて延びるように、前記絶縁材料の前記アパーチャを通って前記センサの前記感知位置に接触して延びる導電性延長部をさらに備える、実施形態１～６のいずれか１つに記載のコンポーネント。

実施形態８．導電性延長部は、導電性材料を含む、実施形態７に記載のコンポーネントである。しかしながら、いくつかの実施形態では、導電性延長部は、導電性延長部が延びるセンサの導電性材料とは異なる導電性材料を含む。

導電性延長体としては、様々な材料を使用することができ、例えば、導電性ゴム、ヒドロゲル、メッキ金属、鋳造インク、導電性布などが挙げられる。例えば、カーボンブラックや白金を含浸させたゴムを使用することができる。ＭＸｅｎｅを注入したセルロース構造体も、導電性延長体として使用するのに適する。

実施形態９．前記１つまたはそれ以上のセンサのうちの少なくとも２つは、個別に電子的にアドレス可能である、実施形態１～８のいずれか１つに記載のコンポーネント。

実施形態１０．センサは、可変断面寸法を有することを特徴とする、実施形態１～９のいずれか１つに記載のコンポーネントである。センサは、被験者の四肢、被験者の頭皮、器官、脳、または被験者の解剖学の他の部分に配置するように構成され得る。

実施形態１１．絶縁材料は、ポリマーを含む、実施形態１～１０のいずれか１つに記載のコンポーネントである。例示的な、非限定的なポリマーとしては、例えば、シリコーン（例えば、ＰＤＭＳ）、ＥｃｏＦｌｅｘ（登録商標）、ポリウレタン、ポリイミド、エポキシ樹脂（例えば、柔軟なそのような樹脂）、ＰＥＥＫ、ポリスチレン、エラストマー、ポリイミド、及び同様のものが挙げられる。

実施形態１２．透過性基材が織布テキスタイルからなる、実施形態１～１１のいずれか１つに記載のコンポーネントである。本明細書の他の箇所で述べたように、吸収性基材が好適であると考えられる。

実施形態１３．透過性基材は、不織布テキスタイルを含む、実施形態１～１１のいずれか１つに記載のコンポーネントである。

実施形態１４．透過性基材は、多孔質材料を含む、実施形態１～１１のいずれか１つに記載のコンポーネントである。

実施形態１５．絶縁材料上にコンフォーマルに配置されたシール材をさらに含む、実施形態１～１４のいずれか１つに記載のコンポーネントである。パリレンＣは、１つの例示的なそのようなシール材であり、他の例示的なシール材は、（これに限定されないが）、スプレーコーティングされたシリコーン、エラストマー、エポキシ、パラフィン等を含む。

実施形態１６．感知位置と電子的に通信する電極触媒要素をさらに含む、実施形態１～１５のいずれか１つに記載のコンポーネントである。

電極触媒要素の例としては、金属ナノ粒子（例えば、ＡｕまたはＰｔ）が溶解した導電性インク、カーボンナノ材料（例えば、ナノチューブまたはグラフェンフレーク）、および電気めっきされた電極触媒フィルムが挙げられる（限定されるものではない）。特定の理論に縛られることなく、これらの要素は、電気化学的センシングのために２つの目的を果たすことができる。（１）表面吸着を必要とするドーパミンなどの内殻酸化還元種の検出を可能にする、（２）目的の化学種を酸化・還元するのに必要なオーバーポテンシャルを低減する、である。

実施形態１７．感知位置と電子通信するバイオセンシング要素をさらに備える、実施形態１～１６のいずれか１つに記載のコンポーネントである。一実施例として、グルタミン酸を酸化して電気活性物質（例えば、過酸化水素）を生成する酵素（例えば、グルタミン酸オキシダーゼ）を用いることができ、電気活性物質は次に酸化または還元されて測定可能な電流を発生させる。バイオセンシング要素は、例えば、インピーダンスベースのセンシング様式で使用されるアプタマーまたは抗体であり得る。例えば、抗原結合事象は、電気化学インピーダンスを増加または減少させる。生体分子をセルロースに連結する例は、Ｊ．Ｍａｔｅｒ．Ｃｈｅｍ．Ｂ，２０１３，１，３２７７－３２８６に記載されており、その論文の全体は、参照により本明細書に組み込まれる。

実施形態１８．前記コンポーネンが被験者に移植するために構成される、実施形態１～１７のいずれか１つに記載のコンポーネントである。

実施形態１９．方法であって、実施形態１～１８のいずれか１つに記載のコンポーネントを用いて信号を収集する工程を含む、方法である。かかる方法は、限定されないが、ＥＥＧ、ＥＣＧ、ＥＭＧ、ＥＣｏＧ、及び／または神経刺激モニタリングにおけるかかるコンポーネントの使用を含むことができる。方法は、限定されないが、被験者の皮膚、頭皮、脳、または筋肉と電子通信するようにコンポーネントのセンサを配置することを含むことができる。部品がＭＲＩ装置またはＣＴ装置内に少なくとも部分的にある間に信号を収集することができる。

このような信号は、例えば、電気信号とすることができる。信号は、被験者の随意的な動作（例えば、手足の動き、まばたき、読書、ビデオの視聴）に関連するものであることが可能である。また、信号は、被験者の不随意運動（例えば、呼吸、不随意眼球運動、不随意筋収縮）に関連するものであっても良い。

実施形態２０．方法であって、実施形態１～１８のいずれか１つに記載のコンポーネントを作製することを含む、方法である。

実施形態２１．装置であって、実施形態１～１８のいずれか１つに記載の１つまたは複数のコンポーネントを備える、装置である。

実施形態２２．デバイスは、筋電図（ＥＭＧ）、脳波（ＥＥＧ）、心電図（ＥＫＧ）、皮質脳波（ＥＣｏＧ）、皮膚伝導装置、体腔ネットワーク装置、歪みセンサ、圧力センサ、温度センサ、皮膚伝導センサ、電気刺激装置、埋め込み型感知または刺激装置、化学センサ、またはそれらの任意の組み合わせであると特徴付けられる、実施形態２１の装置。

実施形態２３．方法であって、キャリアおよび導電性材料を含む流体を透過性基板部に注入した後、前記キャリアの少なくとも一部を除去する工程と、前記導電性材料が前記透過性基材を導電性にするような条件で注入と除去する工程と、前記透過性基板上に電気絶縁材料を配置する工程であって、前記電気絶縁材料が上面を有し、厚みを定義する、前記配置する工程と、前記電気絶縁材料の上にシール材を任意に配置する工程と、前記電気絶縁材料の前記厚みを貫く開口部を形成する工程であって、前記開口部が前記透過性基板上の検出位置に対応する、前記形成する工程と、を含む、方法である。

実施形態２４．透過性基板部分を透過性基板のより大きな部分からパターニングする工程をさらに含む、実施形態２３の方法。

実施形態２５．パターニングは、レーザー切断、機械的切断、機械的エッチング、化学的エッチング、またはそれらの任意の組み合わせからなる、実施形態２４に記載の方法。

実施形態２６．導電性材料は、親水性であることを特徴とする、実施形態２３～２５のいずれか１つに記載の方法。

実施形態２７．流体が水性である、実施形態２３～２６のいずれか１つに記載の方法。

実施形態２８．流体が非水性である、実施形態２３～２６のいずれか１つに記載の方法。

実施形態２９．流体が有機物である、実施形態２３～２６のいずれか１つに記載の方法。

実施形態３０．電気絶縁材料がポリマーを含み、ポリマーが任意にエラストマーである、実施形態２３～２９のいずれか１つに記載の方法。

実施形態３１．電気絶縁材料は、ＰＤＭＳを含む、実施形態２３～３０のいずれか１つに記載の方法。

実施形態３２．封止剤がパリレン－Ｃを含む、実施形態２３～３１のいずれか１つに記載の方法。

実施形態３３．導電性材料が、例えば、ＭＸｅｎｅ材料、グラフェン、酸化グラフェン、グラファイト、カーボンブラック、金属、導電性ポリマー、またはそれらの任意の組み合わせからなる、実施形態２３～３２のいずれか１つに記載の方法。他のそのような好適な材料は、本明細書の他の箇所に記載されている。

実施形態３４．透過性基材部分が、セルロース、ポリエステル、またはそれらの任意の組み合わせからなる、実施形態２３～３３のいずれか１つに記載の方法。

実施形態３５．絶縁材料の上面を超えて延びるように、絶縁材料のアパーチャを通って感知位置に接触し延びる導電性延長部を配置する工程をさらに含む、実施形態２３～３４のいずれか１つに記載の方法。

実施形態３６．本方法は、連続的に実施される、実施形態２３～３５のいずれか１つに記載の方法。

実施形態３７．バッチ方式で行われる、実施形態２３～３６のいずれか１つに記載の方法。

実施形態３８．コンポーネントであって、（ａ）１またはそれ以上のセンサであって、前記センサは、上面を有する導電性透過性基材を含み、および（ｂ）絶縁材料であって、前記絶縁材料が上面および厚さを有し、前記絶縁材料が前記絶縁材料の前記厚みを通って延びる少なくとも１つのアパーチャを有し、前記少なくとも１つのアパーチャは、センサの前記透過性基材の前記上面の感知位置に対応する、コンポーネントである。

実施形態３９．導電性透過性材料は、複数の導電性繊維を含む、実施形態３８に記載のコンポーネント。

導電性透過性材料は、金属メッシュからなる、実施形態３８のコンポーネント。

図２９は、本開示による例示的なデバイスのカットアウェイ図を提供する。左パネルに示されるように、デバイスは、導電性材料、例えば、ＭＸｅｎｅ材料、グラフェンなどを注入された多孔質及び／または繊維状の感知領域３２０４を含むことができる。感知領域３２０４は、絶縁材料３２０２内に配置されることができ、この材料は、例えば、ＰＤＭＳ、または他のそのような材料であり得る。絶縁材料は、可撓性であり得るが、これは必須条件ではない。さらなる絶縁材料３２０６（例えば、パリレン）を任意に使用して、さらなる防湿バリアを提供することができる。

中段のパネルに示すように、感知領域３２０４を露出させるように、絶縁材料３２０２（および、存在する場合はさらなる絶縁材料３２０６）中にアパーチャまたは他の開口部３２０８を形成することができる。アパーチャは、円形であることができるが、これは要件ではない。示されるように、感知領域の上面は、絶縁材料３２０２の上面の下に位置するだけでなく、さらなる絶縁材料３２０６の上面の下にも位置することができる。

右のパネルに示されるように、導電性ピラー（または延長部）３２０８が提供され得、ピラーは、感知領域３２０４と電気的に通信し得る（導電性ピラーは、感知領域３２０４と物理的に接触し得る）。（導電性ピラーは、感知領域３２０４と物理的に接触することができる）示されるように、導電性ピラー３２０８は、アパーチャ３２０８を通って延びることができる。

導電性ピラー３２０８は、感知領域３２０４と同じ材料で形成することができるが、これは必須条件ではない。示されるように、導電性ピラーは、絶縁材料３２０４の上面を超えて、さらに絶縁材料３２０６の上面も超えて延びることができる。

参考文献
Ｈｅｉｋｅｎｆｅｌｄ，Ｊ．ｅｔ ａｌ．Ｗｅａｒａｂｌｅ ｓｅｎｓｏｒｓ：Ｍｏｄａｌｉｔｉｅｓ，ｃｈａｌｌｅｎｇｅｓ， ａｎｄ ｐｒｏｓｐｅｃｔｓ．Ｌａｂ Ｃｈｉｐ １８，２１７-２４８（２０１８）．
２．Ｒｏｇｅｒｓ，Ｊ．Ａ．，Ｓｏｍｅｙａ，Ｔ．&Ｈｕａｎｇ，Ｙ．Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ａｎｄ ｍｅｃｈａｎｉｃｓ ｆｏｒ ｓｔｒｅｔｃｈａｂｌｅ ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ．Ｓｃｉｅｎｃｅ（８０－．）．３２７，１６０３-１６０７（２０１０）．
３．Ｌｉｕ，Ｙ．， Ｐｈａｒｒ，Ｍ．&Ｓａｌｖａｔｏｒｅ，Ｇ．Ａ．Ｌａｂ－ｏｎ－Ｓｋｉｎ：Ａ Ｒｅｖｉｅｗ ｏｆ Ｆｌｅｘｉｂｌｅ ａｎｄ Ｓｔｒｅｔｃｈａｂｌｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ ｆｏｒ Ｗｅａｒａｂｌｅ Ｈｅａｌｔｈ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ．ＡＣＳ Ｎａｎｏ １１ ９６１４-９６３５（２０１７）．
４．Ｖｉｔａｌｅ，Ｆ．&Ｌｉｔｔ，Ｂ．Ｂｉｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ：ｔｈｅ ｐｒｏｍｉｓｅ ｏｆ ｌｅｖｅｒａｇｉｎｇ ｔｈｅ ｂｏｄｙ'ｓ ｃｉｒｃｕｉｔｒｙ ｔｏ ｔｒｅａｔ ｄｉｓｅａｓｅ．Ｂｉｏｅｌｅｃｔｒｏｎ．Ｍｅｄ．１，３-７（２０１８）．
５．Ｎｏｒｔｏｎ，Ｊ．Ｊ．Ｓ．ｅｔ ａｌ．Ｓｏｆｔ，ｃｕｒｖｅｄ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ｓｙｓｔｅｍｓ ｃａｐａｂｌｅ ｏｆ ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ ｏｎ ｔｈｅ ａｕｒｉｃｌｅ ａｓ ａ ｐｅｒｓｉｓｔｅｎｔ ｂｒａｉｎ－ｃｏｍｐｕｔｅｒ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ． Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．Ｕ．Ｓ．Ａ．１１２，３９２０-３９２５（２０１５）．
６．Ｊｅｏｎｇ，Ｊ．Ｗ．ｅｔ ａｌ．Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ａｎｄ ｏｐｔｉｍｉｚｅｄ ｄｅｓｉｇｎｓ ｆｏｒ ｈｕｍａｎ－ｍａｃｈｉｎｅ ｉｎｔｅｒｆａｃｅｓ ｖｉａ ｅｐｉｄｅｒｍａｌ ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ．Ａｄｖ．Ｍａｔｅｒ．２５，６８３９-６８４６（２０１３）．
７．Ｘｕ，Ｂ．ｅｔ ａｌ．Ａｎ Ｅｐｉｄｅｒｍａｌ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｓｅｎｓｉｎｇ Ｐｌａｔｆｏｒｍ ｆｏｒ Ｓｅｎｓｏｒｉｍｏｔｏｒ Ｐｒｏｓｔｈｅｔｉｃ Ｃｏｎｔｒｏｌ，Ｍａｎａｇｅｍｅｎｔ ｏｆ Ｌｏｗｅｒ Ｂａｃｋ Ｅｘｅｒｔｉｏｎ， ａｎｄ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｍｕｓｃｌｅ Ａｃｔｉｖａｔｉｏｎ．Ａｄｖ．Ｍａｔｅｒ． ２８， ４４６２-４４７１（２０１６）．
８．Ｌｅｅ，Ｓ．ｅｔ ａｌ．Ｔｏｗａｒｄ Ｂｉｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ-Ｎｅｕｒｏｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ Ｓｍａｌｌ Ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ Ｎｅｒｖｅｓ Ｕｓｉｎｇ Ｆｌｅｘｉｂｌｅ Ｎｅｕｒａｌ Ｃｌｉｐ．Ａｄｖ．Ｓｃｉ．４，（２０１７）．
９．ＤｅＬｏｎｇ，Ｍ．Ｒ．&Ｗｉｃｈｍａｎｎ，Ｔ．Ｂａｓａｌ ｇａｎｇｌｉａ ｃｉｒｃｕｉｔｓ ａｓ ｔａｒｇｅｔｓ ｆｏｒ ｎｅｕｒｏｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ ｉｎ Ｐａｒｋｉｎｓｏｎ ｄｉｓｅａｓｅ．ＪＡＭＡ Ｎｅｕｒｏｌｏｇｙ ７２，１３５４-１３６０（２０１５）．
１０．Ｉｒｉｓａｗａ，Ｈ．，Ｂｒｏｗｎ，Ｈ．Ｆ．&Ｇｉｌｅｓ，Ｗ．Ｃａｒｄｉａｃ ｐａｃｅｍａｋｉｎｇ ｉｎ ｔｈｅ ｓｉｎｏａｔｒｉａｌ ｎｏｄｅ．Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｒｅｖｉｅｗｓ ７３，１９７-２２７（１９９３）．
１１．Ｈｗａｎｇ，Ｇ．Ｔ．ｅｔ ａｌ．Ｓｅｌｆ－ｐｏｗｅｒｅｄ ｃａｒｄｉａｃ ｐａｃｅｍａｋｅｒ ｅｎａｂｌｅｄ ｂｙ ｆｌｅｘｉｂｌｅ ｓｉｎｇｌｅ ｃｒｙｓｔａｌｌｉｎｅ ＰＭＮ－ＰＴ ｐｉｅｚｏｅｌｅｃｔｒｉｃ ｅｎｅｒｇｙ ｈａｒｖｅｓｔｅｒ．Ａｄｖ．Ｍａｔｅｒ．２６，４８８０-４８８７（２０１４）．
１２．Ｕｌｌｏａ，Ｌ．，Ｑｕｉｒｏｚ－Ｇｏｎｚａｌｅｚ，Ｓ．&Ｔｏｒｒｅｓ－Ｒｏｓａｓ，Ｒ． Ｎｅｒｖｅ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ：Ｉｍｍｕｎｏｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｃｏｎｔｒｏｌ ｏｆ Ｉｎｆｌａｍｍａｔｉｏｎ．Ｔｒｅｎｄｓ ｉｎ Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ２３，１１０３-１１２０（２０１７）．
１３．Ｃｈｅｎｇ，Ｊ．ｅｔ ａｌ．Ｐｏｔｅｎｔｉａｌ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｎｅｕｒｏｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ ｆｏｒ Ｉｎｆｌａｍｍａｔｏｒｙ Ｂｏｗｅｌ Ｄｉｓｅａｓｅ．Ｉｎｆｌａｍｍ．Ｂｏｗｅｌ Ｄｉｓ．２６，１１１９-１１３０（２０２０）．
１４．Ｇｒａｎａｔ，Ｍ．Ｈ．，Ｆｅｒｇｕｓｏｎ，Ａ．Ｃ．Ｂ．，Ａｎｄｒｅｗｓ，Ｂ．Ｊ．&Ｄｅｌａｒｇｙ，Ｍ．Ｔｈｅ ｒｏｌｅ ｏｆ ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｉｎ ｔｈｅ ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ ｏｆ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｉｎｃｏｍｐｌｅｔｅ ｓｐｉｎａｌ ｃｏｒｄ ｉｎｊｕｒｙ ｏｂｓｅｒｖｅｄ ｂｅｎｅｆｉｔｓ ｄｕｒｉｎｇ ｇａｉｔ ｓｔｕｄｉｅｓ．Ｐａｒａｐｌｅｇｉａ ３１，２０７-２１５（１９９３）．
１５．Ｐｅｃｋｈａｍ Ｐ．Ｈ．&Ｋｎｕｔｓｏｎ，Ｊ．Ｓ．Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｆｏｒ Ｎｅｕｒｏｍｕｓｃｕｌａｒ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ．Ａｎｎｕ．Ｒｅｖ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．７，３２７-３６０（２００５）．
１６． Ｅｔｈｉｅｒ，Ｃ．，ＯｂｙＥ．Ｒ．，Ｂａｕｍａｎ，Ｍ．Ｊ．&Ｍｉｌｌｅｒ，Ｌ．Ｅ．Ｒｅｓｔｏｒａｔｉｏｎ ｏｆ ｇｒａｓｐ ｆｏｌｌｏｗｉｎｇ ｐａｒａｌｙｓｉｓ ｔｈｒｏｕｇｈ ｂｒａｉｎ－ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｍｕｓｃｌｅｓ．Ｎａｔｕｒｅ ４８５，３６８-３７１（２０１２）．
１７．Ｎａｗｒｏｃｋｉ，Ｒ．Ａ．ｅｔ ａｌ．Ｓｅｌｆ－Ａｄｈｅｓｉｖｅ ａｎｄ Ｕｌｔｒａ－Ｃｏｎｆｏｒｍａｂｌｅ，Ｓｕｂ－３００ ｎｍ Ｄｒｙ Ｔｈｉｎ－Ｆｉｌｍ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ ｆｏｒ Ｓｕｒｆａｃｅ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ ｏｆ Ｂｉｏｐｏｔｅｎｔｉａｌｓ．Ａｄｖ．Ｆｕｎｃｔ．Ｍａｔｅｒ．２８，１-１１（２０１８）．
１８．Ｔｉａｎ，Ｌ．ｅｔ ａｌ．Ｌａｒｇｅ－ａｒｅａ ＭＲＩ－ｃｏｍｐａｔｉｂｌｅ ｅｐｉｄｅｒｍａｌ ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ ｉｎｔｅｒｆａｃｅｓ ｆｏｒ ｐｒｏｓｔｈｅｔｉｃ ｃｏｎｔｒｏｌ ａｎｄ ｃｏｇｎｉｔｉｖｅ ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ．Ｎａｔ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．３，１９４-２０５（２０１９）．
１９．Ｋｉｍ，Ｄ．Ｈ．ｅｔ ａｌ．Ｅｐｉｄｅｒｍａｌ ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ．Ｓｃｉｅｎｃｅ（８０－．）．３３３，８３８-８４３（２０１１）．
２０．Ｖｉｖｅｎｔｉ，Ｊ．ｅｔ ａｌ．Ｆｌｅｘｉｂｌｅ，ｆｏｌｄａｂｌｅ，ａｃｔｉｖｅｌｙ ｍｕｌｔｉｐｌｅｘｅｄ，ｈｉｇｈ－ｄｅｎｓｉｔｙ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ａｒｒａｙ ｆｏｒ ｍａｐｐｉｎｇ ｂｒａｉｎ ａｃｔｉｖｉｔｙ ｉｎ ｖｉｖｏ．Ｎａｔ．Ｎｅｕｒｏｓｃｉ．１４，１５９９-６０５（２０１１）．
２１．Ｋｈｏｄａｇｈｏｌｙ，Ｄ．ｅｔ ａｌ．Ｈｉｇｈｌｙ ｃｏｎｆｏｒｍａｂｌｅ ｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ ｐｏｌｙｍｅｒ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ ｆｏｒ ｉｎ ｖｉｖｏ ｒｅｃｏｒｄｉｎｇｓ．Ａｄｖ．Ｍａｔｅｒ．（２０１１）．ｄｏｉ：１０．１００２／ａｄｍａ．２０１１０２３７８
２２．Ｌｉ，Ｊ．，Ｗａｎｇ，Ｐ．&Ｈｕａｎｇ，Ｈ．Ｊ．Ｄｒｙ Ｅｐｉｄｅｒｍａｌ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ Ｃａｎ Ｐｒｏｖｉｄｅ Ｌｏｎｇ－Ｔｅｒｍ Ｈｉｇｈ Ｆｉｄｅｌｉｔｙ Ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｐｈｙ ｆｏｒ Ｌｉｍｉｔｅｄ Ｄｙｎａｍｉｃ Ｌｏｗｅｒ Ｌｉｍｂ Ｍｏｖｅｍｅｎｔｓ．Ｓｅｎｓｏｒｓ（Ｂａｓｅｌ）．２０，（２０２０）．
２３．Ｓｅａｒｌｅ，Ａ．&Ｋｉｒｋｕｐ，Ｌ．Ａ ｄｉｒｅｃｔ ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ ｏｆ ｗｅｔ，ｄｒｙ ａｎｄ ｉｎｓｕｌａｔｉｎｇ ｂｉｏｅｌｅｃｔｒｉｃ ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．Ｍｅａｓ．２１，２７１-２８３（２０００）．
２４．Ｊｅｎｓｅｎ，Ｇ．Ｃ．，Ｋｒａｕｓｅ，Ｃ．Ｅ．，Ｓｏｔｚｉｎｇ，Ｇ．Ａ．&Ｒｕｓｌｉｎｇ，Ｊ．Ｆ．Ｉｎｋｊｅｔ－ｐｒｉｎｔｅｄ ｇｏｌｄ ｎａｎｏｐａｒｔｉｃｌｅ ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｃａｌ ａｒｒａｙｓ ｏｎ ｐｌａｓｔｉｃ．Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｔｏ ｉｍｍｕｎｏｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ａ ｃａｎｃｅｒ ｂｉｏｍａｒｋｅｒ ｐｒｏｔｅｉｎ．Ｐｈｙｓ．Ｃｈｅｍ．Ｃｈｅｍ．Ｐｈｙｓ．１３，４８８８-４８９４（２０１１）．
２５． Ｌｅｗｉｎｓｋｉ，Ｎ．，Ｃｏｌｖｉｎ，Ｖ．&Ｄｒｅｚｅｋ，Ｒ．Ｃｙｔｏｔｏｘｉｃｉｔｙ ｏｆ ｎａｎｏｐａｒｔｉｄｅｓ．Ｓｍａｌｌ ４，２６-４９（２００８）．
２６．Ｍａｔｔａｎａ，Ｇ．ｅｔ ａｌ．Ｉｎｋｊｅｔ－Ｐｒｉｎｔｉｎｇ：Ａ Ｎｅｗ Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ ｆｏｒ Ｏｒｇａｎｉｃ Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒｓ．Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ ２，（２０１７）．
２７．Ｇａｏ，Ｍ．，Ｌｉ，Ｌ．&Ｓｏｎｇ，Ｙ．Ｉｎｋｊｅｔ ｐｒｉｎｔｉｎｇ ｗｅａｒａｂｌｅ ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ ｄｅｖｉｃｅｓ．Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ Ｃ ５，２９７１-２９９３（２０１７）．
２８． Ｋｒａｆｔ，Ｕ．，Ｍｏｌｉｎａ－Ｌｏｐｅｚ，Ｆ．，Ｓｏｎ，Ｄ．，Ｂａｏ，Ｚ．&Ｍｕｒｍａｎｎ，Ｂ．Ｉｎｋ Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ ａｎｄ Ｐｒｉｎｔｉｎｇ ｏｆ Ｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ ｆｏｒ Ｉｎｔｒｉｎｓｉｃａｌｌｙ Ｓｔｒｅｔｃｈａｂｌｅ Ｉｎｔｅｒｃｏｎｎｅｃｔｓ ａｎｄ Ｃｉｒｃｕｉｔｓ．Ａｄｖ．Ｅｌｅｃｔｒｏｎ．Ｍａｔｅｒ．６，（２０２０）．
２９．Ｐａｒｋ，Ｓ．ｅｔ ａｌ．Ｈｙｄｒａｚｉｎｅ－ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ｇｒａｐｈｉｔｅ－ａｎｄ ｇｒａｐｈｅｎｅ ｏｘｉｄｅ．ＣａｒｂｏｎＮ．Ｙ．４９，３０１９-３０２３（２０１１）．
３０．Ｍａｔｔｅｖｉ，Ｃ．ｅｔ ａｌ．Ｅｖｏｌｕｔｉｏｎ ｏｆ ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ，ｃｈｅｍｉｃａｌ， ａｎｄ ｓｔｒｕｃｔｕｒａｌ ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ ｏｆ ｔｒａｎｓｐａｒｅｎｔ ａｎｄ ｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ ｃｈｅｍｉｃａｌｌｙ ｄｅｒｉｖｅｄ ｇｒａｐｈｅｎｅ ｔｈｉｎ ｆｉｌｍｓ． Ａｄｖ． Ｆｕｎｃｔ．Ｍａｔｅｒ．１９，２５７７-２５８３（２００９）．
３１．Ｈａｎｔａｎａｓｉｒｉｓａｋｕｌ，Ｋ．ｅｔ ａｌ．Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ Ｔｉ_３Ｃ_２Ｔ_ｘＭＸｅｎｅ Ｔｒａｎｓｐａｒｅｎｔ Ｔｈｉｎ Ｆｉｌｍｓ ｗｉｔｈ Ｔｕｎａｂｌｅ Ｏｐｔｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ．Ａｄｖ． Ｅｌｅｃｔｒｏｎ．Ｍａｔｅｒ．２，１６０００５０（２０１６）．
３２．Ｍａｒｉａｎｏ，Ｍ．ｅｔ ａｌ．Ｓｏｌｕｔｉｏｎ－ｐｒｏｃｅｓｓｅｄ ｔｉｔａｎｉｕｍ ｃａｒｂｉｄｅ ＭＸｅｎｅ ｆｉｌｍｓ ｅｘａｍｉｎｅｄ ａｓ ｈｉｇｈｌｙ ｔｒａｎｓｐａｒｅｎｔ ｃｏｎｄｕｃｔｏｒｓ †．８，１６３７１ （２０１６）．
３３．Ｋｉｍ，Ｓ．Ｊ．ｅｔ ａｌ．Ｉｎｔｅｒｆａｃｉａｌ ａｓｓｅｍｂｌｙ ｏｆ ｕｌｔｒａｔｈｉｎ，ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ｍｘｅｎｅ ｆｉｌｍｓ．ＡＣＳ Ａｐｐｌ．Ｍａｔｅｒ．Ｉｎｔｅｒｆａｃｅｓ １１，３２３２０-３２３２７（２０１９）．
３４．Ｑｕａｉｎ，Ｅ．ｅｔ ａｌ．Ｄｉｒｅｃｔ Ｗｒｉｔｉｎｇ ｏｆ Ａｄｄｉｔｉｖｅ－Ｆｒｅｅ ＭＸｅｎｅ－ｉｎ－Ｗａｔｅｒ Ｉｎｋ ｆｏｒ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ ａｎｄ Ｅｎｅｒｇｙ Ｓｔｏｒａｇｅ．Ａｄｖ．Ｍａｔｅｒ．Ｔｅｃｈｎｏｌ．４，１８００２５６（２０１９）．
３５．Ｚｈａｎｇ，Ｃ．ｅｔ ａｌ．Ａｄｄｉｔｉｖｅ－ｆｒｅｅ ＭＸｅｎｅ ｉｎｋｓ ａｎｄ ｄｉｒｅｃｔ ｐｒｉｎｔｉｎｇ ｏｆ ｍｉｃｒｏ－ｓｕｐｅｒｃａｐａｃｉｔｏｒｓ．Ｎａｔ．Ｃｏｍｍｕｎ．１０，１７９５（２０１９）．
３６．Ｖｉｔａｌｅ，Ｆ．，Ｄｒｉｓｃｏｌｌ，Ｎ．&Ｍｕｒｐｈｙ，Ｂ．Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｏｆ ＭＸｅｎｅｓ．ｉｎ ２Ｄ Ｍｅｔａｌ Ｃａｒｂｉｄｅｓ ａｎｄ Ｎｉｔｒｉｄｅｓ（ＭＸｅｎｅｓ）５０３-５２４（Ｓｐｒｉｎｇｅｒ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｐｕｂｌｉｓｈｉｎｇ，２０１９）．ｄｏｉ：１０．１００７／９７８－３－０３０－１９０２６－２＿２６
３７．Ｈａｎ，Ｘ．ｅｔ ａｌ．２Ｄ Ｕｌｔｒａｔｈｉｎ ＭＸｅｎｅ－Ｂａｓｅｄ Ｄｒｕｇ－Ｄｅｌｉｖｅｒｙ Ｎａｎｏｐｌａｔｆｏｒｍ ｆｏｒ Ｓｙｎｅｒｇｉｓｔｉｃ Ｐｈｏｔｏｔｈｅｒｍａｌ Ａｂｌａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｃｈｅｍｏｔｈｅｒａｐｙ ｏｆ Ｃａｎｃｅｒ．Ａｄｖ．Ｈｅａｌｔｈｃ．Ｍａｔｅｒ．７，１７０１３９４ （２０１８）．
３８．Ｌｉ，Ｌ．ｅｔ ａｌ．Ｈｙｄｒｏｐｈｏｂｉｃ ａｎｄ Ｓｔａｂｌｅ ＭＸｅｎｅ－Ｐｏｌｙｍｅｒ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｓｅｎｓｏｒｓ ｆｏｒ Ｗｅａｒａｂｌｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ．Ｃｉｔｅ Ｔｈｉｓ ＡＣＳ Ａｐｐｌ．Ｍａｔｅｒ．Ｉｎｔｅｒｆａｃｅｓ １２，１５３６２-１５３６９（２０２０）．
３９．Ｓｅｙｅｄｉｎ，Ｓ．ｅｔ ａｌ．ＭＸｅｎｅ Ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ ａｎｄ Ｃｏａｘｉａｌ Ｆｉｂｅｒｓ ｗｉｔｈ Ｈｉｇｈ Ｓｔｒｅｔｃｈａｂｉｌｉｔｙ ａｎｄ Ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｉｔｙ ｆｏｒ Ｗｅａｒａｂｌｅ Ｓｔｒａｉｎ Ｓｅｎｓｉｎｇ Ｔｅｘｔｉｌｅｓ．Ａｄｖ．Ｆｕｎｃｔ． Ｍａｔｅｒ．３０，１９１０５０４（２０２０）．
４０．Ｄｒｉｓｃｏｌｌ，Ｎ．ｅｔ ａｌ．Ｔｗｏ－Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅ ｆｏｒ Ｈｉｇｈ－Ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｎｅｕｒａｌ Ｉｎｔｅｒｆａｃｅｓ．ＡＣＳ Ｎａｎｏ １２，１０４１９-１０４２９（２０１８）．
４１．Ｄｒｉｓｃｏｌｌ，Ｎ．ｅｔ ａｌ．Ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ Ｔｉ_３Ｃ_２ ＭＸｅｎｅ Ｍｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｄｅ Ａｒｒａｙｓ ｆｏｒ Ｉｎ Ｖｉｖｏ Ｎｅｕｒａｌ Ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ．Ｊ．Ｖｉｓ．Ｅｘｐ．１５，１-９ （２０２０）．
４２．Ｍｕｒｐｈｙ，Ｂ．Ｂ．ｅｔ ａｌ．Ａ Ｇｅｌ－Ｆｒｅｅ Ｔｉ_３Ｃ_２Ｔｘ－Ｂａｓｅｄ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ Ａｒｒａｙ ｆｏｒ Ｈｉｇｈ－Ｄｅｎｓｉｔｙ，Ｈｉｇｈ－Ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｓｕｒｆａｃｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｐｈｙ．Ａｄｖ．Ｍａｔｅｒ．Ｔｅｃｈｎｏｌ．２０００３２５，１-１０（２０２０）．
４３．Ｚｈａｎｇ，Ｃ．Ｊ．ｅｔ ａｌ．Ｏｘｉｄａｔｉｏｎ Ｓｔａｂｉｌｉｔｙ ｏｆ Ｃｏｌｌｏｉｄａｌ Ｔｗｏ－Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ Ｔｉｔａｎｉｕｍ Ｃａｒｂｉｄｅｓ（ＭＸｅｎｅｓ）．Ｃｈｅｍ．Ｍａｔｅｒ．２９，４８４８-４８５６（２０１７）．
４４．Ｓｈｕｃｋ，Ｃ．Ｅ．ｅｔ ａｌ．Ｓｃａｌａｂｌｅ Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ ｏｆ Ｔｉ３Ｃ２Ｔｘ ＭＸｅｎｅ．Ａｄｖ．Ｅｎｇ．Ｍａｔｅｒ．２２，１９０１２４１（２０２０）．
４５．Ａｌｈａｂｅｂ，Ｍ．ｅｔ ａｌ．Ｇｕｉｄｅｌｉｎｅｓ ｆｏｒ Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ ａｎｄ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｏｆ Ｔｗｏ－Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ Ｔｉｔａｎｉｕｍ Ｃａｒｂｉｄｅ（Ｔｉ_３Ｃ_２ＴｘＭＸｅｎｅ）．Ｃｈｅｍ．Ｍａｔｅｒ ２９，７６３３-７６４４（２０１７）．
４６．Ｃｏｇａｎ，Ｓ．Ｆ．，Ｔｒｏｙｋ，Ｐ．Ｒ．，Ｅｈｒｌｉｃｈ，Ｊ．，Ｐｌａｎｔｅ，Ｔ．Ｄ．&Ｄｅｔｌｅｆｓｅｎ，Ｄ．Ｅ．Ｐｏｔｅｎｔｉａｌ－ｂｉａｓｅｄ，ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ｗａｖｅｆｏｒｍｓ ｆｏｒ ｃｈａｒｇｅ－ｉｎｊｅｃｔｉｏｎ ｗｉｔｈ ａｃｔｉｖａｔｅｄ ｉｒｉｄｉｕｍ ｏｘｉｄｅ（ＡＩＲＯＦ）ｎｅｕｒａｌ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ．ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．５３，３２７-３３２（２００６）．
４７．Ｇｒｉｌｌ，Ｗ．Ｍ．&Ｍｏｒｔｉｍｅｒ，Ｊ．Ｔ．Ｓｔｉｍｕｌｕｓ Ｗａｖｅｆｏｒｍｓ ｆｏｒ Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ Ｎｅｕｒａｌ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ．ＩＥＥＥ Ｅｎｇ． Ｍｅｄ． Ｂｉｏｌ．Ｍａｇ．１４，３７５-３８５（１９９５）．
４８．Ｃｏｇａｎ，Ｓ．Ｆ．Ｎｅｕｒａｌ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ａｎｄ ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ．Ａｎｎｕ．Ｒｅｖ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．１０， ２７５-３０９（２００８）．
４９．Ｌｉｎｇ，Ｚ．ｅｔ ａｌ．Ｆｌｅｘｉｂｌｅ ａｎｄ ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｅ ＭＸｅｎｅ ｆｉｌｍｓ ａｎｄ ｎａｎｏｃｏｍｐｏｓｉｔｅｓ ｗｉｔｈ ｈｉｇｈ ｃａｐａｃｉｔａｎｃｅ． Ｐｒｏｃ．Ｎａｔｌ．Ａｃａｄ．Ｓｃｉ．Ｕ．Ｓ．Ａ．１１１，１６６７６-８１（２０１４）．
５０．Ｚｈａｎｇ，Ｃ．Ｊ．ｅｔ ａｌ．Ｔｒａｎｓｐａｒｅｎｔ，Ｆｌｅｘｉｂｌｅ，ａｎｄ Ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｅ ２Ｄ Ｔｉｔａｎｉｕｍ Ｃａｒｂｉｄｅ（ＭＸｅｎｅ）Ｆｉｌｍｓ ｗｉｔｈ Ｈｉｇｈ Ｖｏｌｕｍｅｔｒｉｃ Ｃａｐａｃｉｔａｎｃｅ．Ａｄｖ．Ｍａｔｅｒ．２９，１７０２６７８（２０１７）．
５１．Ａｎａｓｏｒｉ，Ｂ．，Ｌｕｋａｔｓｋａｙａ，Ｍ．Ｒ．&Ｇｏｇｏｔｓｉ，Ｙ．２Ｄ ｍｅｔａｌ ｃａｒｂｉｄｅｓ ａｎｄ ｎｉｔｒｉｄｅｓ（ＭＸｅｎｅｓ）ｆｏｒ ｅｎｅｒｇｙ ｓｔｏｒａｇｅ． Ｎａｔｕｒｅ Ｒｅｖｉｅｗｓ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ２，（２０１７）．
５２．Ｇａｎｊｉ，Ｍ．，Ｔａｎａｋａ，Ａ．，Ｇｉｌｊａ，Ｖ．，Ｈａｌｇｒｅｎ，Ｅ．&Ｄａｙｅｈ，Ｓ．Ａ．Ｓｃａｌｉｎｇ Ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｎ ｔｈｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｃａｌ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ｏｆ Ａｕ，Ｐｔ，ａｎｄ ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ Ｅｌｅｃｔｒｏｃｏｒｔｉｃｏｇｒａｐｈｙ Ａｒｒａｙｓ．Ａｄｖ．Ｆｕｎｃｔ．Ｍａｔｅｒ．２７，１７０３０１９（２０１７）．
５３．Ｈｅｗｓｏｎ，Ｄ．Ｊ．，Ｌａｎｇｅｒｏｎ，Ｙ．&Ｄｕｃｈｅ，Ｊ．Ｅｖｏｌｕｔｉｏｎ ｉｎ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ａｔ ｔｈｅ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ－ｓｋｉｎ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ ｏｆ ｔｗｏ ｔｙｐｅｓ ｏｆ ｓｕｒｆａｃｅ ＥＭＧ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ ｄｕｒｉｎｇ ｌｏｎｇ－ｔｅｒｍ ｒｅｃｏｒｄｉｎｇｓ．Ｊ．Ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒ．Ｋｉｎｅｓｉｏｌ．１３，２７３-２７９（２００３）．
５４．Ｌｉ，Ｇ．，Ｗａｎｇ，Ｓ．&Ｄｕａｎ，Ｙ．Ｙ．Ｔｏｗａｒｄｓ ｇｅｌ－ｆｒｅｅ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ：Ａ ｓｙｓｔｅｍａｔｉｃ ｓｔｕｄｙ ｏｆ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ－ｓｋｉｎ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ．Ｓｅｎｓｏｒｓ Ａｃｔｕａｔｏｒｓ，Ｂ Ｃｈｅｍ．２４１，１２４４-１２５５（２０１７）．
５５．Ｌｅｅ，Ｓ．Ｍ．ｅｔ ａｌ．Ｓｅｌｆ－ａｄｈｅｓｉｖｅ ｅｐｉｄｅｒｍａｌ ｃａｒｂｏｎ ｎａｎｏｔｕｂｅ ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ ｆｏｒ ｔｅｔｈｅｒ－ｆｒｅｅ ｌｏｎｇ－ｔｅｒｍ ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ ｏｆ ｂｉｏｓｉｇｎａｌｓ．Ｓｃｉ．Ｒｅｐ．４，（２０１４）．
５６．Ｃｈｅｎ，Ｙ．Ｈ．ｅｔ ａｌ．Ｓｏｆｔ，ｃｏｍｆｏｒｔａｂｌｅ ｐｏｌｙｍｅｒ ｄｒｙ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ ｆｏｒ ｈｉｇｈ ｑｕａｌｉｔｙ ＥＣＧ ａｎｄ ＥＥＧ ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ．Ｓｅｎｓｏｒｓ（Ｓｗｉｔｚｅｒｌａｎｄ）１４，２３７５８-２３７８０（２０１４）．
５７．Ｆｅｒｒｅｅ，Ｔ．Ｃ．，Ｌｕｕ，Ｐ．，Ｒｕｓｓｅｌｌ，Ｇ．Ｓ．&Ｔｕｃｋｅｒ，Ｄ．Ｍ．Ｓｃａｌｐ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ｉｍｐｅｄａｎｃｅ，ｉｎｆｅｃｔｉｏｎ ｒｉｓｋ，ａｎｄ ＥＥＧ ｄａｔａ ｑｕａｌｉｔｙ．Ｃｌｉｎ．Ｎｅｕｒｏｐｈｙｓｉｏｌ．１１２，５３６-５４４（２００１）．
５８．Ｋｌｉｍｅｓｃｈ，Ｗ．ＥＥＧ ａｌｐｈａ ａｎｄ ｔｈｅｔａ ｏｓｃｉｌｌａｔｉｏｎｓ ｒｅｆｌｅｃｔ ｃｏｇｎｉｔｉｖｅ ａｎｄ ｍｅｍｏｒｙ ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ：Ａ ｒｅｖｉｅｗ ａｎｄ ａｎａｌｙｓｉｓ．Ｂｒａｉｎ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｒｅｖｉｅｗｓ ２９，１６９-１９５（１９９９）．
５９．Ｈｕｇｈｅｓ，Ｓ．Ｗ．&Ｃｒｕｎｅｌｌｉ，Ｖ．Ｔｈａｌａｍｉｃ ｍｅｃｈａｎｉｓｍｓ ｏｆ ＥＥＧ ａｌｐｈａ ｒｈｙｔｈｍｓ ａｎｄ ｔｈｅｉｒ ｐａｔｈｏｌｏｇｉｃａｌ ｉｍｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ．Ｎｅｕｒｏｓｃｉｅｎｔｉｓｔ（２００５）． ｄｏｉ：１０．１１７７／１０７３８５８４０５２７７４５０
６０．Ｌｉ，Ｙ．ｅｔ ａｌ．Ａｎ ＥＥＧ－ｂａｓｅｄ ＢＣＩ ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ２－Ｄ ｃｕｒｓｏｒ ｃｏｎｔｒｏｌ ｂｙ ｃｏｍｂｉｎｉｎｇ Ｍｕ／Ｂｅｔａ ｒｈｙｔｈｍ ａｎｄ Ｐ３００ ｐｏｔｅｎｔｉａｌ．ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｂｉｏｍｅｄ． Ｅｎｇ．５７，２４９５-２５０５（２０１０）．
６１．Ｈｗａｎｇ，Ｈ．－Ｊ．，Ｋｗｏｎ，Ｋ．&Ｉｍ，Ｃ．－Ｈ．Ｎｅｕｒｏｆｅｅｄｂａｃｋ－ｂａｓｅｄ ｍｏｔｏｒ ｉｍａｇｅｒｙ ｔｒａｉｎｉｎｇ ｆｏｒ ｂｒａｉｎ－ｃｏｍｐｕｔｅｒ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ（ＢＣＩ）．Ｊ．Ｎｅｕｒｏｓｃｉ．Ｍｅｔｈｏｄｓ １７９，１５０-１５６ （２００９）．
６２．Ｄｒｏｓｔ，Ｇ．，Ｓｔｅｇｅｍａｎ，Ｄ．Ｆ．，ｖａｎ Ｅｎｇｅｌｅｎ，Ｂ．Ｇ．Ｍ．&Ｚｗａｒｔｓ，Ｍ．Ｊ．Ｃｌｉｎｉｃａｌ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｏｆ ｈｉｇｈ－ｄｅｎｓｉｔｙ ｓｕｒｆａｃｅ ＥＭＧ：Ａ ｓｙｓｔｅｍａｔｉｃ ｒｅｖｉｅｗ．Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｐｈｙ ａｎｄ Ｋｉｎｅｓｉｏｌｏｇｙ １６，５８６-６０２（２００６）．
６３．Ｍａｒｔｉｎｅｚ－Ｖａｌｄｅｓ，Ｅ．，Ｌａｉｎｅ，Ｃ．Ｍ．，Ｆａｌｌａ，Ｄ．，Ｍａｙｅｒ，Ｆ．&Ｆａｒｉｎａ，Ｄ．Ｈｉｇｈ－ｄｅｎｓｉｔｙ ｓｕｒｆａｃｅ ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｐｈｙ ｐｒｏｖｉｄｅｓ ｒｅｌｉａｂｌｅ ｅｓｔｉｍａｔｅｓ ｏｆ ｍｏｔｏｒ ｕｎｉｔ ｂｅｈａｖｉｏｒ．Ｃｌｉｎ．Ｎｅｕｒｏｐｈｙｓｉｏｌ．１２７，２５３４-２５４１（２０１６）．
６４．Ｃｈａｎｇ，Ｅ．ｅｔ ａｌ．Ａ Ｒｅｖｉｅｗ ｏｆ Ｓｐａｓｔｉｃｉｔｙ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔｓ：Ｐｈａｒｍａｃｏｌｏｇｉｃａｌ ａｎｄ Ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌ Ａｐｐｒｏａｃｈｅｓ．Ｃｒｉｔ．Ｒｅｖ．Ｐｈｙｓ．Ｒｅｈａｂｉｌ．Ｍｅｄ．２５，１１-２２（２０１３）．
６５．Ｙｅｌｎｉｋ，Ａ．Ｐ．，Ｓｉｍｏｎ，Ｏ．，Ｐａｒｒａｔｔｅ，Ｂ．&Ｇｒａｃｉｅｓ，Ｊ．Ｍ．Ｈｏｗ ｔｏ ｃｌｉｎｉｃａｌｌｙ ａｓｓｅｓｓ ａｎｄ ｔｒｅａｔ ｍｕｓｃｌｅ ｏｖｅｒａｃｔｉｖｉｔｙ ｉｎ ｓｐａｓｔｉｃ ｐａｒｅｓｉｓ．Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｒｅｈａｂｉｌｉｔａｔｉｏｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ４２，８０１-８０７（２０１０）．
６６．Ｍａｓｕｄａ，Ｔ．&Ｓａｄｏｙａｍａ，Ｔ．Ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ ｏｆ ｉｎｎｅｒｖａｔｉｏｎ ｚｏｎｅｓ ｉｎ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｂｉｃｅｐｓ ｂｒａｃｈｉｉ．Ｊ．Ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒ．Ｋｉｎｅｓｉｏｌ．１，１０７-１１５ （１９９１）．
６７．Ｍｏｒｒｉｓ，Ｔ．Ｌ．&Ｍｉｌｌｅｒ，Ｊ．Ｃ．Ｅｌｅｃｔｒｏｏｃｕｌｏｇｒａｐｈｉｃ ａｎｄ ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ｉｎｄｉｃｅｓ ｏｆ ｆａｔｉｇｕｅ ｄｕｒｉｎｇ ｓｉｍｕｌａｔｅｄ ｆｌｉｇｈｔ． ｉｎ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｐｓｙｃｈｏｌｏｇｙ ４２，３４３-３６０（Ｅｌｓｅｖｉｅｒ Ｂ．Ｖ．，１９９６）．
６８．Ｕｓａｋｌｉ，Ａ．Ｂ．，Ｇｕｒｋａｎ，Ｓ．，Ａｌｏｉｓｅ，Ｆ．，Ｖｅｃｃｈｉａｔｏ，Ｇ．&Ｂａｂｉｌｏｎｉ，Ｆ．Ｏｎ ｔｈｅ ｕｓｅ ｏｆ ｅｌｅｃｔｒｏｏｃｕｌｏｇｒａｍ ｆｏｒ ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ ｈｕｍａｎ ｃｏｍｐｕｔｅｒ ｉｎｔｅｒｆａｃｅｓ．Ｃｏｍｐｕｔ．Ｉｎｔｅｌｌ．Ｎｅｕｒｏｓｃｉ．２０１０，（２０１０）．
６９．Ｂｅｒｍａｎ，Ｊ．Ｉ．，Ｂｅｒｇｅｒ，Ｍ．Ｓ．， Ｍｕｋｈｅｒｊｅｅ，Ｐ．&Ｈｅｎｒｙ，Ｒ．Ｇ．Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ－ｔｅｎｓｏｒ ｉｍａｇｉｎｇ-ｇｕｉｄｅｄ ｔｒａｃｋｉｎｇ ｏｆ ｆｉｂｅｒｓ ｏｆ ｔｈｅ ｐｙｒａｍｉｄａｌ ｔｒａｃｔ ｃｏｍｂｉｎｅｄ ｗｉｔｈ ｉｎｔｒａｏｐｅｒａｔｉｖｅ ｃｏｒｔｉｃａｌ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｍａｐｐｉｎｇ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｇｌｉｏｍａｓ．（２００４）．
７０．Ｍｏｒｒｅｌｌ，Ｍ．Ｊ．Ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ ｃｏｒｔｉｃａｌ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｆｏｒ ｔｈｅ ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ ｍｅｄｉｃａｌｌｙ ｉｎｔｒａｃｔａｂｌｅ ｐａｒｔｉａｌ ｅｐｉｌｅｐｓｙ．Ｎｅｕｒｏｌｏｇｙ ７７，１２９５-１３０４（２０１１）．
７１．Ｌｅｅ，Ｂ．ｅｔ ａｌ．Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ Ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ Ｓｏｍａｔｏｓｅｎｓａｔｉｏｎ Ｔｈｒｏｕｇｈ Ｃｏｒｔｉｃａｌ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｉｎ Ｈｕｍａｎｓ．Ｆｒｏｎｔ．Ｓｙｓｔ．Ｎｅｕｒｏｓｃｉ．１２，２４（２０１８）．
７２．Ｓｃｈｅｎｃｋ，Ｊ．Ｆ．Ｔｈｅ ｒｏｌｅ ｏｆ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｓｕｓｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ ｉｎ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ：ＭＲＩ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ｔｈｅ ｆｉｒｓｔ ａｎｄ ｓｅｃｏｎｄ ｋｉｎｄｓ．Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．２３，８１５-８５０（１９９６）．
７３．Ｄｕｙｎ，Ｊ．Ｈ．Ｔｈｅ ｆｕｔｕｒｅ ｏｆ ｕｌｔｒａ－ｈｉｇｈ ｆｉｅｌｄ ＭＲＩ ａｎｄ ｆＭＲＩ ｆｏｒ ｓｔｕｄｙ ｏｆ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｂｒａｉｎ． ＮｅｕｒｏＩｍａｇｅ ６２，１２４１-１２４８（２０１２）．
７４．Ｄａｖｉｓ，Ｋ．Ａ．ｅｔ ａｌ．Ｇｌｕｔａｍａｔｅ ｉｍａｇｉｎｇ（ＧｌｕＣＥＳＴ）ｌａｔｅｒａｌｉｚｅｓ ｅｐｉｌｅｐｔｉｃ ｆｏｃｉ ｉｎ ｎｏｎｌｅｓｉｏｎａｌ ｔｅｍｐｏｒａｌ ｌｏｂｅ ｅｐｉｌｅｐｓｙ．Ｓｃｉ．Ｔｒａｎｓｌ．Ｍｅｄ．７，（２０１５）．
７５．Ｎｅｕｍａｎｎ，Ｗ．，Ｐｕｓｃｈ，Ｔ．Ｐ．，Ｓｉｅｇｆａｒｔｈ，Ｍ．，Ｓｃｈａｄ，Ｌ．Ｒ．&Ｓｔａｌｌｋａｍｐ，Ｊ．Ｌ．ＣＴ ａｎｄ ＭＲＩ ｃｏｍｐａｔｉｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ｆｌｅｘｉｂｌｅ ３Ｄ－ｐｒｉｎｔｅｄ ｍａｔｅｒｉａｌｓ ｆｏｒ ｓｏｆｔ ａｃｔｕａｔｏｒｓ ａｎｄ ｒｏｂｏｔｓ ｕｓｅｄ ｉｎ ｉｍａｇｅ－ｇｕｉｄｅｄ ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎｓ．Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．４６，５４８８-５４９８（２０１９）．
７６．Ｆａｎ，Ｚ．ｅｔ ａｌ．Ｍｏｄｉｆｉｅｄ ＭＸｅｎｅ／Ｈｏｌｅｙ Ｇｒａｐｈｅｎｅ Ｆｉｌｍｓ ｆｏｒ Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｓｕｐｅｒｃａｐａｃｉｔｏｒ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ ｗｉｔｈ Ｓｕｐｅｒｉｏｒ Ｅｎｅｒｇｙ Ｓｔｏｒａｇｅ．Ａｄｖ．Ｓｃｉ．５，１８００７５０（２０１８）．
７７．Ｄａｌｅｙ，Ｈ．，Ｅｎｇｌｅｈａｒｔ，Ｋ．，Ｈａｒｇｒｏｖｅ，Ｌ．&Ｋｕｒｕｇａｎｔｉ，Ｕ．Ｈｉｇｈ ｄｅｎｓｉｔｙ ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｐｈｙ ｄａｔａ ｏｆ ｎｏｒｍａｌｌｙ ｌｉｍｂｅｄ ａｎｄ ｔｒａｎｓｒａｄｉａｌ ａｍｐｕｔｅｅ ｓｕｂｊｅｃｔｓ ｆｏｒ ｍｕｌｔｉｆｕｎｃｔｉｏｎ ｐｒｏｓｔｈｅｔｉｃ ｃｏｎｔｒｏｌ．Ｊ．Ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒ．Ｋｉｎｅｓｉｏｌ．２２，４７８-４８４（２０１２）．
７８．Ｆａｒｉｎａ，Ｄ．，Ｌｏｒｒａｉｎ，Ｔ．，Ｎｅｇｒｏ，Ｆ．&Ｊｉａｎｇ，Ｎ．Ｈｉｇｈ－ｄｅｎｓｉｔｙ ＥＭＧ Ｅ－Ｔｅｘｔｉｌｅ ｓｙｓｔｅｍｓ ｆｏｒ ｔｈｅ ｃｏｎｔｒｏｌ ｏｆ ａｃｔｉｖｅ ｐｒｏｓｔｈｅｓｅｓ．３２ｎｄ Ａｎｎｕ．Ｉｎｔ．Ｃｏｎｆ．ＩＥＥＥ Ｅｎｇ．Ｍｅｄ．Ｂｉｏｌ．３５９１-３５９３（２０１０）．ｄｏｉ：１０．１１０９／ＩＥＭＢＳ．２０１０．５６２７４５５
７９．Ｃａｉ，Ｋ．ｅｔ ａｌ．Ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｇｌｕｔａｍａｔｅ．ｎａｔｕｒｅ．ｃｏｍ ３，２（２０１２）．
８０．Ｎａｔｕ，Ｖ．ｅｔ ａｌ．Ｅｄｇｅ Ｃａｐｐｉｎｇ ｏｆ ２Ｄ－ＭＸｅｎｅ Ｓｈｅｅｔｓ ｗｉｔｈ Ｐｏｌｙａｎｉｏｎｉｃ Ｓａｌｔｓ Ｔｏ Ｍｉｔｉｇａｔｅ Ｏｘｉｄａｔｉｏｎ ｉｎ Ａｑｕｅｏｕｓ Ｃｏｌｌｏｉｄａｌ Ｓｕｓｐｅｎｓｉｏｎｓ．Ａｎｇｅｗａｎｄｔｅ Ｃｈｅｍｉｅ－Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｅｄｉｔｉｏｎ ５８，１２６５５-１２６６０（２０１９）．
８１． Ｓｈａｈｚａｄ，Ｆ．，Ｉｑｂａｌ，Ａ．，Ｚａｉｄｉ，Ｓ．Ａ．，Ｈｗａｎｇ，Ｓ．Ｗ．&Ｋｏｏ，Ｃ．Ｍ．Ｎａｆｉｏｎ－ｓｔａｂｉｌｉｚｅｄ ｔｗｏ－ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎ ｍｅｔａｌ ｃａｒｂｉｄｅ（Ｔｉ３Ｃ２Ｔｘ ＭＸｅｎｅ）ａｓ ａ ｈｉｇｈ－ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｃａｌ ｓｅｎｓｏｒ ｆｏｒ ｎｅｕｒｏｔｒａｎｓｍｉｔｔｅｒ．Ｊ．Ｉｎｄ．Ｅｎｇ． Ｃｈｅｍ．７９，３３８-３４４（２０１９）．
８２．Ｚｈａｏ，Ｘ．ｅｔ ａｌ．Ａｎｔｉｏｘｉｄａｎｔｓ Ｕｎｌｏｃｋ Ｓｈｅｌｆ－Ｓｔａｂｌｅ Ｔｉ３Ｃ２Ｔｘ（ＭＸｅｎｅ）Ｎａｎｏｓｈｅｅｔ Ｄｉｓｐｅｒｓｉｏｎｓ．Ｍａｔｔｅｒ １，５１３-５２６（２０１９）．
８３．Ｚｈａｎｇ，Ｊ．ｅｔ ａｌ．Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ｇｒａｐｈｅｎｅ ｏｘｉｄｅ ｖｉａ ｌ－ａｓｃｏｒｂｉｃ ａｃｉｄ．Ｃｈｅｍ．Ｃｏｍｍｕｎ．４６，１１１２-１１１４（２０１０）．
８４．Ｇａｎｊｉ，Ｍ．，Ｔａｎａｋａ，Ａ．，Ｇｉｌｊａ，Ｖ．，Ｈａｌｇｒｅｎ，Ｅ．&Ｄａｙｅｈ，Ｓ．Ａ．Ｓｕｐｐ：Ｓｃａｌｉｎｇ Ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｎ ｔｈｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｅｍｉｃａｌ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ｏｆ Ａｕ，Ｐｔ，ａｎｄ ＰＥＤＯＴ：ＰＳＳ Ｅｌｅｃｔｒｏｃｏｒｔｉｃｏｇｒａｐｈｙ Ａｒｒａｙｓ．Ａｄｖ．Ｆｕｎｃｔ．Ｍａｔｅｒ．２７，（２０１７）．
８５．Ｇｅｌｌｅｒ， Ｅ．Ｂ．，ｅｔ ａｌ．，Ｂｒａｉｎ‐ｒｅｓｐｏｎｓｉｖｅ ｎｅｕｒｏｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｉｎ ｐａｔｉｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｍｅｄｉｃａｌｌｙ ｉｎｔｒａｃｔａｂｌｅ ｍｅｓｉａｌ ｔｅｍｐｏｒａｌ ｌｏｂｅ ｅｐｉｌｅｐｓｙ．Ｅｐｉｌｅｐｓｉａ，２０１７．５８（６）：ｐ．９９４－１００４．
８６．Ｕｎｇ，Ｈ．，ｅｔ ａｌ．，Ｉｎｔｒａｃｒａｎｉａｌ ＥＥＧ ｆｌｕｃｔｕａｔｅｓ ｏｖｅｒ ｍｏｎｔｈｓ ａｆｔｅｒ ｉｍｐｌａｎｔｉｎｇ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ ｉｎ ｈｕｍａｎ ｂｒａｉｎ．Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｎｅｕｒａｌ ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，２０１７．１４（５）：ｐ．０５６０１１．
８７．Ｍｏｒｍａｎｎ，Ｆ．ａｎｄ Ｒ．Ｇ．Ａｎｄｒｚｅｊａｋ，Ｓｅｉｚｕｒｅ ｐｒｅｄｉｃｔｉｏｎ：ｍａｋｉｎｇ ｍｉｌｅａｇｅ ｏｎ ｔｈｅ ｌｏｎｇ ａｎｄ ｗｉｎｄｉｎｇ ｒｏａｄ．Ｂｒａｉｎ，２０１６．１３９（６）：ｐ．１６２５－１６２７．
８８．Ｔｈａｋｏｒ，Ｎ．，Ｔｒａｎｓｌａｔｉｎｇ ｔｈｅ ｂｒａｉｎ－ｍａｃｈｉｎｅ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ．Ｓｃｉｅｎｃｅ ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎａｌ ｍｅｄｉｃｉｎｅ，２０１３．５（２１０）：ｐ．２１０．
８９．Ｒｏｓｉｎ，Ｂ．，ｅｔ ａｌ．，Ｃｌｏｓｅｄ－ｌｏｏｐ ｄｅｅｐ ｂｒａｉｎ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｉｓ ｓｕｐｅｒｉｏｒ ｉｎ ａｍｅｌｉｏｒａｔｉｎｇ ｐａｒｋｉｎｓｏｎｉｓｍ． Ｎｅｕｒｏｎ，２０１１．７２（２）：ｐ．３７０－３８４．
９０．Ｌｅｇａ，Ｂ．，ｅｔ ａｌ．，Ｄｅｅｐ ｂｒａｉｎ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｉｎ ｔｈｅ ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ ｒｅｆｒａｃｔｏｒｙ ｅｐｉｌｅｐｓｙ：ｕｐｄａｔｅ ｏｎ ｃｕｒｒｅｎｔ ｄａｔａ ａｎｄ ｆｕｔｕｒｅ ｄｉｒｅｃｔｉｏｎｓ．Ｎｅｕｒｏｂｉｏｌｏｇｙ ｏｆ ｄｉｓｅａｓｅ，２０１０．３８（３）：ｐ．３５４－６０．
９１．Ｓｅｌｌｅｒｓ，Ｅ．Ｗ．，Ｔ．Ｍ．Ｖａｕｇｈａｎ，ａｎｄ Ｊ．Ｒ．Ｗｏｌｐａｗ，Ａ ｂｒａｉｎ－ｃｏｍｐｕｔｅｒ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ ｆｏｒ ｌｏｎｇ－ｔｅｒｍ ｉｎｄｅｐｅｎｄｅｎｔ ｈｏｍｅ ｕｓｅ．Ａｍｙｏｔｒｏｐｈｉｃ ｌａｔｅｒａｌ ｓｃｌｅｒｏｓｉｓ，２０１０．１１（５）：ｐ．４４９－４５５．
９２．Ａｙｔｏｎ，Ｌ．，ｅｔ ａｌ．，Ｆｉｒｓｔ－ｉｎ－Ｈｕｍａｎ Ｔｒｉａｌ ｏｆ ａ Ｎｏｖｅｌ Ｓｕｐｒａｃｈｏｒｏｉｄａｌ Ｒｅｔｉｎａｌ Ｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓ．ＰＬｏＳ Ｏｎｅ，２０１４．９（１２）：ｐ．ｅ１１５２３９．
９３．Ｒａｃｈｉｔｓｋａｙａ，Ａ．Ｖ．，ｅｔ ａｌ．，Ｉｎｔｒａｏｐｅｒａｔｉｖｅ ＯＣＴ Ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ Ａｒｇｕｓ ＩＩ Ｒｅｔｉｎａｌ Ｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓ Ｓｙｓｔｅｍ．Ｏｐｈｔｈａｌｍｉｃ Ｓｕｒｇｅｒｙ，Ｌａｓｅｒｓ ａｎｄ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｒｅｔｉｎａ，２０１６．４７（１１）：ｐ．９９９－１００３．
９４．Ｃｌａｒｋ，Ｇ．Ｍ．ａｎｄ Ｒ．Ｊ．Ｈａｌｌｗｏｒｔｈ，Ａ ｍｕｌｔｉｐｌｅ－ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ａｒｒａｙ ｆｏｒ ａ ｃｏｃｈｌｅａｒ ｉｍｐｌａｎｔ．Ｔｈｅ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｌａｒｙｎｇｏｌｏｇｙ&Ｏｔｏｌｏｇｙ，１９７６．９０（０７）：ｐ．６２３－６２７．
９５．Ｇｒａｙｄｅｎ，Ｄ．Ｂ．ａｎｄ Ｇ．Ｍ．Ｃｌａｒｋ，Ｉｍｐｌａｎｔ ｄｅｓｉｇｎ ａｎｄ ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ．Ｃｏｃｈｌｅａｒ ｉｍｐｌａｎｔｓ：ａ ｐｒａｃｔｉｃａｌ ｇｕｉｄｅ（Ｃｏｏｐｅｒ Ｈ，Ｃｒａｄｄｏｃｋ Ｌ），２００６：ｐ．１－２０．
９６．Ｗｉｓｓｅｌ，Ｋ．，ｅｔ ａｌ．，Ｐｌａｔｉｎｕｍ ｃｏｒｒｏｓｉｏｎ ｐｒｏｄｕｃｔｓ ｆｒｏｍ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ ｃｏｎｔａｃｔｓ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｃｏｃｈｌｅａｒ ｉｍｐｌａｎｔｓ ｉｎｄｕｃｅ ｃｅｌｌ ｄｅａｔｈ ｉｎ ｃｅｌｌ ｃｕｌｔｕｒｅ ｍｏｄｅｌｓ．ＰｌｏＳ ｏｎｅ，２０１８．１３（５）：ｐ．ｅ０１９６６４９．
９７．Ｗｉｔｔ，Ｕ．，ｅｔ ａｌ．，Ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｌｅ ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ ｍａｔｅｒｉａｌｓ-ｎｏｔ ｔｈｅ ｏｒｉｇｉｎ ｂｕｔ ｔｈｅ ｃｈｅｍｉｃａｌ ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ ｄｅｔｅｒｍｉｎｅｓ ｂｉｏｄｅｇｒａｄａｂｉｌｉｔｙ．Ａｎｇｅｗａｎｄｔｅ Ｃｈｅｍｉｅ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｅｄｉｔｉｏｎ，１９９９．３８（１０）：ｐ．１４３８－１４４２．
９８．Ａｎａｓｏｒｉ，Ｂ．，ｅｔ ａｌ．，Ｔｗｏ－ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ，ｏｒｄｅｒｅｄ，ｄｏｕｂｌｅ ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎ ｍｅｔａｌｓ ｃａｒｂｉｄｅｓ （ＭＸｅｎｅｓ）．ＡＣＳ Ｎａｎｏ，２０１５．９（１０）：ｐ．９５０７－９５１６．
１００．Ｎｉｕ，Ｘ．，ｅｔ ａｌ．，Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚｉｎｇ ａｎｄ ｐａｔｔｅｒｎｉｎｇ ｏｆ ＰＤＭＳ‐ｂａｓｅｄ ｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ ｃｏｍｐｏｓｉｔｅｓ．Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ，２００７．１９（１８）：ｐ．２６８２－２６８６．
１０１．Ｃｏｇａｎ，Ｓ．Ｆ．，Ｔ．Ｐｌａｎｔｅ，ａｎｄ Ｊ．Ｅｈｒｌｉｃｈ．Ｓｐｕｔｔｅｒｅｄ ｉｒｉｄｉｕｍ ｏｘｉｄｅ ｆｉｌｍｓ（ＳＩＲＯＦｓ）ｆｏｒ ｌｏｗ－ｉｍｐｅｄａｎｃｅ ｎｅｕｒａｌ ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ａｎｄ ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ．ｉｎ Ｔｈｅ ２６ｔｈ Ａｎｎｕａｌ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ｏｆ ｔｈｅ ＩＥＥＥ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ Ｓｏｃｉｅｔｙ．２００４．ＩＥＥＥ．
１０２．Ｗｉｌｋｓ，Ｓ．Ｊ．，ｅｔ ａｌ．，Ｐｏｌｙ（３，４－ｅｔｈｙｌｅｎｅ ｄｉｏｘｙｔｈｉｏｐｈｅｎｅ）（ＰＥＤＯＴ）ａｓ ａ ｍｉｃｒｏ－ｎｅｕｒａｌ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ ｍａｔｅｒｉａｌ ｆｏｒ ｅｌｅｃｔｒｏｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ．Ｆｒｏｎｔｉｅｒｓ ｉｎ ｎｅｕｒｏｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，２００９．２：ｐ．７．
１０３．Ｃｒｅｄｏｕ ｅｔ ａｌ，Ｊ．Ｍａｔｅｒ．Ｃｈｅｍ．Ｂ，２０１３，１，３２７７－３２８６

Claims (41)

1. コンポーネントであって、
   （ａ）１つまたはそれ以上のセンサであって、前記センサは、
   （ｉ）上面を有する透過性基材であって、前記透過性基材が任意に非導電性である、前記透過性基材と、および
   （ｉｉ）導電性材料であって、前記透過性基材を導電性にするために、前記透過性基材内および／または前記透過性基材上に配置された、前記導電性材料と、
   を含む前記１つまたはそれ以上のセンサと、および
   （ｂ）絶縁材料であって、上面および厚さを有し、前記絶縁材料は、前記絶縁材料の厚みを通って延びる少なくとも１つのアパーチャを有し、前記少なくとも１つのアパーチャは、センサの前記透過性基材の前記上面の感知位置に対応する、前記絶縁材料と、
   を含む、コンポーネント。
2. 請求項１記載のコンポーネントにおいて、前記導電性材料が、ＭＸｅｎｅ材料、グラフェン、酸化グラフェン、グラファイト、カーボンブラック、金属、導電性ポリマー、またはそれらの任意の組み合わせを含む、コンポーネント。
3. 請求項１～２のいずれか１項に記載のコンポーネントにおいて、１またはそれ以上のセンサのうち少なくとも２つは、互いに物理的に接触していない、コンポーネント。
4. 請求項１～３のいずれか１項に記載のコンポーネントにおいて、少なくとも１つのセンサは、湾曲した部分を含む、コンポーネント。
5. 請求項１～４のいずれか１項に記載のコンポーネントにおいて、前記１またはそれ以上のセンサの前記感知位置の少なくとも一部は、平面上にある周期的なアレイを定義する、コンポーネント。
6. 請求項１～４のいずれか１項に記載のコンポーネントにおいて、前記１またはそれ以上のセンサの感知位置は、平面上にある円を定義する、コンポーネント。
7. 請求項１～６のいずれか１項に記載のコンポーネントであって、前記絶縁材料の前記上面を越えて延びるように、前記絶縁材料の前記アパーチャを通って前記センサの前記感知位置に接触して延びる導電性延長部をさらに備える、コンポーネント。
8. 請求項７記載のコンポーネントにおいて、前記導電性延長部が前記導電性材料を含む、コンポーネント。
9. 請求項１～８のいずれか１項に記載のコンポーネントにおいて、前記１またはそれ以上のセンサのうち少なくとも２つは個別に電子的にアドレス可能である、コンポーネント。
10. 請求項１～９のいずれか１項に記載のコンポーネントにおいて、前記センサは、可変断面寸法を有する、コンポーネント。
11. 前記絶縁材料がポリマーを含む、請求項１～１０のいずれか１項に記載のコンポーネント。
12. 前記透過性基材が織布テキスタイルを含む、請求項１～１１のいずれか１項に記載のコンポーネント。
13. 前記透過性基材が織布テキスタイルを含む、請求項１～１１のいずれか１項に記載のコンポーネント。
14. 前記透過性基材が不織布テキスタイルを含む、請求項１～１１のいずれか１項に記載のコンポーネント。
15. 前記透過性基材が多孔質材料を含む、請求項１～１１のいずれか１項に記載のコンポーネント。
16. 前記絶縁材料上にコンフォーマルに配置されたシール材をさらに含む、請求項１～１４のいずれか１項に記載のコンポーネント。
17. 前記感知位置と電子通信する電極触媒要素をさらに含む、請求項１～１６のいずれか１項に記載のコンポーネント。
18. 前記感知位置と電子通信するバイオセンシング要素をさらに含む、請求項１～１７のいずれか１項に記載のコンポーネント。
19. 前記コンポーネンが被験者に移植するために構成される、請求項１～１８のいずれか１項に記載のコンポーネント。
20. 方法であって、請求項１～１９のいずれか１項に記載のコンポーネントの信号を収集する工程を含む、方法。
21. 方法であって、請求項１～２０のいずれか１項に記載のコンポーネントを作製する工程を含む、方法。
22. 装置であって、請求項１～１８のいずれか１項に記載の１またはそれ以上のコンポーネントを含む、装置。
23. 請求項２２記載の装置であって、前記装置が、筋電図（ＥＭＧ）装置、脳波（ＥＥＧ）装置、心電図（ＥＫＧ）、皮膚伝導装置、体腔ネットワーク装置、歪みセンサ、圧力センサ、温度センサ、皮膚伝導センサ、電気刺激装置、埋め込み型感知または刺激装置、化学センサ、またはそれらの任意の組み合わせであると特徴付けられる、装置。
24. 方法であって、
    キャリアおよび導電性材料を含む流体を透過性基板部に注入した後、前記キャリアの少なくとも一部を除去する工程と、
    前記導電性材料が前記透過性基材を導電性にするような条件で注入と除去する工程と、
    前記透過性基板上に電気絶縁材料を配置する工程であって、前記電気絶縁材料が上面を有し、厚みを定義する、前記配置する工程と、
    前記電気絶縁材料の上にシール材を任意に配置する工程と、
    前記電気絶縁材料の前記厚みを貫く開口部を形成する工程であって、前記開口部が前記透過性基板上の検出位置に対応する、前記形成する工程と、
    を含む、方法。
25. 請求項２４記載の方法であって、前記透過性基板のより大きな部分から前記透過性基板部をパターニングする工程をさらに含む、方法。
26. 請求項２５記載の方法において、前記パターニングが、レーザー切断、機械的切断、機械的エッチング、化学的エッチング、またはそれらの任意の組み合わせを含む、方法。
27. 前記導電性材料が親水性であることを特徴とする、請求項２４～２６のいずれか１項に記載の方法。
28. 前記流体が水性である、請求項２４～２７のいずれか１項に記載の方法。
29. 前記流体が非水性である、請求項２４～２７のいずれか１項に記載の方法。
30. 前記流体が有機物である、請求項２４～２７のいずれか１項に記載の方法。
31. 前記電気絶縁材料がポリマーを含み、前記ポリマーが任意にエラストマーである、請求項２４～３０のいずれか１項に記載の方法。
32. 前記電気絶縁材料がＰＤＭＳを含む、請求項２４～３１のいずれか１項に記載の方法。
33. 前記封止剤がパリレン－Ｃを含む、請求項２４～３２のいずれか１項に記載の方法。
34. 前記導電性材料が、ＭＸｅｎｅ材料、グラフェン、酸化グラフェン、グラファイト、カーボンブラック、金属、導電性ポリマー、またはそれらの任意の組み合わせを含む、請求項２４～３３のいずれか１項に記載の方法。
35. 前記透過性基板部が、セルロース、ポリエステル、またはそれらの任意の組み合わせを含む、請求項２４～３４のいずれか１項に記載の方法。
36. 請求項２４～３５のいずれか１項に記載の方法であって、前記絶縁材料の前記上面を越えて延びるように、前記絶縁材料の前記アパーチャを通って感知位置に接触し延びる導電性延長部を配置する工程をさらに含む、方法。
37. 前記方法が連続的に実施される、請求項２４～３６のいずれか１項に記載の方法。
38. 前記方法がバッチ式で行われる、請求項２４～３７のいずれか１項に記載の方法。
39. コンポーネントであって、
    （ａ）１またはそれ以上のセンサであって、前記センサは、上面を有する導電性透過性基材を含み、および
    （ｂ）絶縁材料であって、前記絶縁材料が上面および厚さを有し、前記絶縁材料が前記絶縁材料の前記厚みを通って延びる少なくとも１つのアパーチャを有し、前記少なくとも１つのアパーチャは、センサの前記透過性基材の前記上面の感知位置に対応する、コンポーネント。
40. 前記導電性透過材料が複数の導電性繊維を含む、請求項３９記載のコンポーネント。
41. 前記導電性透過材料が金属メッシュを含む、請求項４０記載のコンポーネント。

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