JPH02174831A - 導電性接着剤 - Google Patents

導電性接着剤

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JPH02174831A
JPH02174831A JP1303458A JP30345889A JPH02174831A JP H02174831 A JPH02174831 A JP H02174831A JP 1303458 A JP1303458 A JP 1303458A JP 30345889 A JP30345889 A JP 30345889A JP H02174831 A JPH02174831 A JP H02174831A
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Michael R Engel
エンゲル，マイクル　アール．
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Minnesota Mining and Manufacturing Co
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、高インピーダンスｆｆｉ？誼図、心ｒｈ図等
をとるための装置、痛みを取るための電気的神経刺ｍ装
ｗ１等の如き電気医ｍ装置と人聞の組織の皮膚との間の
電気的接続を確立するのに用いられる臨床医学用電極に
特に有用な導ｔｔｘ性接名剤に関する。特に本発明は、
皮膚と電極板との間の導電性をよくするために不快なり
リーム或はゲルを用いる必要のないいわゆる゛°乾式″
生体電極に用いられる導電性接種剤に関する。
種々の使い捨てにできる臨床医学用電極は当分野では知
られている。一般にそれらは導線に結合するための金１
１１ｆｔｆ極根を有し、その導線が今度は電気医療１ｉ
Ｈに結合される。ｌｌＩ！型的にはイオン性材料を含台
ペースト、クリーム又はゲルが、ｍｌを流し、患者の皮
膚と′？Ｉｌ権板との闇の電気的接続をよくするのに用
いられている。全％ｕ１２？を皮膚に付着するのに接着
テープが普通に用いられている。
この−船釣型の電極の例は、米国特ム１第３．５８７、
５６５＠及び第３．８０５．７６９号に記載されている
。
２等従来の臨床医学用電極に用いられる導電性ペースト
、クリーム或はゲルは、使うと不快でぬるぬるし、特に
電極を適用する前に皮膚を清浄にしこすれている時には
皮膚に刺激を与えることが屡々ある。之等の雷神は全て
、存在するイオンを溶解する主たる成分で、その溶解イ
オンが移動して通る媒体として働く主成分として水を含
んでいるので、それらは使用する前に水の損失を防ぐた
め入念に包装を必殻とする。更にそれらは電極を除いた
後、皮膚にかすが残り、きれいに取り去る必要がある。
導電性ペースト、クリーム及びゲル型の電極の更に別の
大魚は、電極板の表面を高価な銀／塩化銀にしないと、
心臓ＩＩ初動除去過程中電圧を発生することである。
いわゆる〜°“湿式°゛電極伴う諸問題の多くを解決す
るために、一体内に形成された金属締め合接ＶＣ器を有
する臨床医学用電極がｂ１Ｌ案されているが、それは“
乾式°′導電性４４料を用いている。米国特許用４．０
０８，７２１号及び第３，９１１．９０６号には導電性
粒子を含浸させた接着剤を用いた臨床医学用電極が記載
されている。之等の接着剤は皮膚との伝導曵を大きくｆ
ることと、皮ｈ１に？Ｉｆ極を固定することとの二つの
ＬＪ的に役Ｓ’１つている。そのような電極は、ゲルや
ペーストにあるぬるぬるした性質及び包装問題を解消し
てはいるが、一般に満足できる電気的接続を皮膚に与え
ることができない。なぜなら導電性充填剤の存在が、信
号対ノズル比を大きくし、付着に有害なためである。一
般に生体電極に不拘−Ｓ電性配含物を使用することは雑
音のある電気１４号を与えることが判明している。結合
剤マトリックス中に分散した金属又は塩粒子が無作為的
で不均一な電場を生ずる不連続な導電路を形成し、それ
が雑音を起りと考えられている。
米国特許用４，１２５，１１０号に記′４＆されている
皮膚を通る電気的神経刺激（ＴＥＮＳ）に用いる他の臨
床医学用電極は、電極を皮膚に固定するために天然の重
合体、ｌＪらカラヤ（Ｋａｒａｙａ）　）ｊムを用いて
いる。カラヤガムはりトリウム、カリウム、カルシウム
又はマグネシウムの如き成る種の金属陽イオンと一緒に
なった複雑な多糖類である。ガムは水中で溶解はしない
が膨潤してペースト状ゲルになる［カーク−オス’？　
−（Ｋｉｒｋ−ＯｔｈｌＱｒ）、エンサイクロペディア
・オブ・ケミカル・テクノロジーＥｎＣｙＣＩＯＤＯｄ
ｉａ　ｏｆ　ｃｈｏａｉｃａｌ　ｏｆ　Ｔｅｃｈｎｏｌ
ｏｇｙ　。
Ｖｏｌ、１０　（１９６６）　］　、天然の重合体は産
出場所によって土壌及び気孔条件が変り、又それらが収
集され、処理される条件も変るので、天然重合体の物理
的及び化学的性質及び存在する不純物の同は非常にまち
まらである。そのような−員性のなさのため、天然重合
体から作られる臨床医学用電極の電気的性能には変化が
ある。この−電気的性能の変化は、信号の受信にとって
一員した電気的性質が重要な臨床医学用電極では許容す
ることができない。更に天然引合体は、一般に望ましく
ない微生物の成長を支え、皮膚に７レルギーやアンチゲ
ン反応を含む良くない敏感性を生ずる性質を有する［メ
ルク・インデックス（Ｈｅｒｃｋ　Ｉｎｄｅｘ　）第８
版、１９６９年、第５９８頁］。
他の“乾式″電極も知られている。米国特許用３．８１
２．８６１号は、電気的に一緒に結合した導電性箔で両
面を被覆した厚紙のｒｉＩＩＩ：Ｌ竹シートと、足の周
りに装置をしめつける手段とからなる接地用電極が教示
されている。そのような金属対組織界面をもつ電極は、
はとんどの金属の生体との非相溶性及び生体表面との適
切な合致性が１！＃にくいことのため望ましくない。米
国特許用４．０６６．７０８号は金属の皮膚と接する面
に導電竹層を置くことによって、この金属と生体どの非
相容性を解決しようとした。記載の導電性配合物は多数
の処理■稈、例えば溶剤の除去を必要とする懸濁手合体
からなり、電極ｌＪ造に伴うコストを実Ｖゴ的に増大す
る傾向がある。
本出願人の注意を引く他の導電性接着剤は、カルボン酸
の塩を含む単量体単位を少なくとも５モル％含有りる合
成親水性重合体である（本願と同じ山受入による“Ｂｉ
ｏｍｅｄｉｃａｌ　Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ”　（臨床医学
用電極）という表題の１９７８年９月８日出願、米国特
許用１１ｆｉｓｃｒｉａｌ　Ｎｏ、９４０　、７３４号
参照）。
本発明による臨床医学用電極及び導電性層着剤は前述の
臨床医学用電極よりいくつかの利点を有する。第一に、
本発明の電極は乾式導電性材料であるため不快なゲル、
クリーム或はペーストがいらない。第二に導電竹材料は
木質的に溶媒のない方法で実質的にその最終形態で形成
される。之は雷１４ｉ＆へ後で転移さぜるための剥離表
面上で、或は別の転移工程が不必要になるようにｉｆ接
電極板上で、その場で行うことができる。前述の形成法
のいずれも、懸濁重合配合物から溶剤を除去することに
伴われる処理１稈が不必要である。第三に、形成された
得られた導電ｔＩｉ月料４その中に遊離イオンが均一に
分布しており、それにより結合剤マトリックス中に分散
した金属或は塩粒子に伴われる不均一・電場形成の可能
性を解消している。
本発明によれば、第一表面と第二表面とを有する電極板
を有する本質的に乾いた使い捨て可能な臨床医学用電極
が与えられる。′、ｆｉ極機は電気医療装置の１１１ｉ
１１Ｐ−電気的接続をするための手段を有する。電極機
の第二表向は皮膚との電気的接触をよくするための１１
■能な不溶性導電性材料を有１ｙる。その導電性材料は
皮膚を刺激しない順応性のある付着性でイオン性、親水
性の合成重合体である。導電竹材料は木質的に溶媒のな
い方法で、電極板又は転移シート上にその場で形成され
る。その方法は、１）室温で液体である水溶性多価アル
コール、２）前記多価アルコールに可溶性の遊離！！Φ
合可能なイオン性不飽和材料、３）前記多価アルコール
に１１溶性の遊１１１　ＬＬ開始剤、及び４）遊Ｉｌ１
手合ｉＪ能な多官能性不飽和材料の架橋剤からなる接着
剤前駆物質を形成Ｊることを含んでいる。
本発明のＳ電性層の処理をし易くするため、前駆物質も
多価アルコールに可溶性のＴｌｌｌｌｋＡ重合可能な非
イオン性不飽和共単恐体を少なくとも一種含んでいても
よい。
「無溶媒」という言葉は、ここでは導電性層４剤の最終
組成物中に存在していない材料は本質的に前駆物質中に
存在していないことを意味するために用いられている。
別な言い方をすれば、前駆物質の重合が完了し、接着剤
が使用できる時、出発材料の少なくとも９９％が依然と
して存在していることを意味Ｊ°る。
ここで用いられている親水性という言葉は導電性接着剤
がいくらか水を吸収することを意味する。
ここで用いられている「順応性」という言葉は、一般に
８ｆｔ？性４４Ｆｌの屈曲し易さを指している。電極板
の下にある皮膚の表面に一致し、皮膚と電極機との聞に
大きな接触表面積を与えるのに充分な屈曲性をもた４【
ければならない。
［凝集性１という言葉は′４電性材料の内部一体性に言
及している。一般に導電性４４判は膜形成性で、皮膚に
対する接着性よりも凝集力の方が大ぎくなければならず
、それにより電極を皮膚から剥した時、導電性層はもと
のままであり、不快な残留物を残りことはない。
「膨潤可能］という言葉は、重合体７トリツクスによっ
て溶媒が吸収されると向１１）に手合体マトリックスの
体積が増大することを指り。
導電性材料は一つの成分が水溶性多価アルコールである
前駆物質を本質的に溶媒を使わずに重合する方法により
誘導される。多価アルコールは水溶性で、室温、例えば
約２０℃で液体である。多価アルコールは前駆物質の重
量について１０〜９０部の齢で前駆物質中に存在し、５
０〜約７０が好ましい。有用な多価アルコールの例はプ
ロピレングリコール、１．２．４ブタントリオール及び
グリセロールで、後者が好ましい。当業者であれば、室
温で通常液体ではない多価アルコールと、液体であるも
のとのａ合物を調製してイ５用なポリオールを形成して
もよいことは分るであろう。亦当業者であれば、二価ア
ルコール、エチレングリコールが本発明で有用であるが
、皮膚との反応を起し、それらの使用には制約があるこ
とら認めるであろう。
上述の如く、前駆物質は多価アルコールに可溶性の遊１
１基重合可能な不飽和材料からなる。この材料はｌｉｔ
Ｍ休でも具申吊体でｂよい。之等のＬｌｈｉ体又は共ψ
υ体は前駆物質中、前駆物質の９０〜１０１吊部の吊で
存在する。前駆物質中に存在する不飽和ｉｎ体又は共弔
帛体の檄の中で、少なくとも１０Φ吊部がイオン性であ
る。このイオン部分は陰イオン性であるのが好ましく、
不飽和重唱体又は共Φ合体の３０重重唱の吊で存在づる
のが好ましい。イオン性共単巾体の例はアクリル酸カリ
ウム又はメタクリル醒ナトリウムの如き不飽和カルボン
酸の塩である。多（Ｉｆｆ＋アルコールに可溶性のＭ　
ＩＩＩ　ｓｓ重合可能な重唱体の有用な非イオン性共単
迅体の例は、アクリル酸、メタクリル酸及びヒ四〇二１
ニジエチルメタクリル 前駆物質は更に、Ｍａｌｌ基重合可１１な多官能性不飽
和材料の架橋剤を不飽和材料１００部当り０、１〜５重
吊郡を含有する。例はトリエチレングリコール−ビス−
メタクリレート、エチレングリコール−ビス−メタクリ
レート、ビスアクリ−ルアミド及びトリエチレングリ＝
１ールービス−アクリレートであり、萌者が約０．７５
〜約１．５部の６で好ましい。
前駆物質内の重合のｆｉｌ始剤は、多価アルコール中に
可溶性である１２１１基開始剤が不飽和材料１００部当
り少なくとも０．１重量部の存在によって促進される。
ｆｉｌ始剤は熱的又は光的種類のものでよい。実際の選
択は重唱体と多価アルコールに依存する。有用な熱的開
始剤の例は過酸化ベンゾイル、アゾビスイソブチロニト
リルジーしーブチル過酸化物及びクミル過酸化物である
。有用な光開始剤の例は文献、ホトニシエイタース （　Ｐｏｈｏｔｏｉｎｉｔｉａｔｏｒｓ）　［ジ１？−
ナル・オブ・ラブイエ−シコン嗜キユアリング（Ｊｏｕ
ｒｎａｌ　ｏｆＲａｄｉａｔｉｏｎ　Ｃｕｒｉｎｇ　）
　１　９　７　９年４月号、第２〜９頁のＧ．　Ｂｃｒ
ｎｅｒその他による概観］に記載されている。好ましい
光開始剤はベンジルジメチルケタルである。
他の添加物（例えばポリアクリル酸の如き粘稠化剤）を
前駆物質に添加してもよく、それも本発明の範Ｕ１１に
入ることは当業者には認められるであろう。
木質的に無溶媒の前駆物！１は？ｔｆ極根又は転移シー
１−に被覆し、１ｆｉ離基開始剤に依り、熱又は化学線
照射にｈ鳴プ、その結果導電性感圧接着剤を形成させる
ことができる。亦前駆物質は架橋を促進する電子ビーム
照射に曝してもよい。
本発明は次の付図に関連した説明から一層よく理解でき
るであろう。図中、同じ番号は同じような部品を指す。
第１図は本発明のアース川の臨床医学用電極板の斜視図
である。
第２図は第１図の線２−２に沿ってとった本発明の臨床
医学用′Ｆｉ極の断面図である。
第３図は本発明のｒＥＮｓ臨床医学川゛市用の斜視図で
ある。
第４図は第３図の臨床医学用電極の具体例の線４−４に
沿った断面図である。
第１図及び第２図に関し、アース電極板１０が描かれて
いる。電極は第一表面と、皮膚に接触する第二表面とを
右する電極板１２を右し、ステンレス鋼、銀、ニッケル
等、圧搾炭素又は黒鉛、或は金属被覆プラスチック、繊
物、又は導電性プラスチック材料の如き導電性材料から
つくられている。電極板１２として用いるのに好ましい
４Ａｔｉ＋はアルミニウムである。アルミニウムを用い
る場合、第一表面は取扱い易くするためポリエステル裏
打１３で被覆するのが好ましい。電極板は導線に電気的
接続するための手段を伴っており、その導線が今度は電
気医療装置に接続される。電極１０には導線に電気接続
するための手段として接続タブ１６が例示されている。
接続タブ１６は医療関係ではよく知られている（例えば
米国特許第４．０６１、４０８号）電気医療接続はさみ
にはめるように用いるか又は永久的導線（図示してない
）を取り付けてもよい。電極板の皮膚と接触する表面、
即ち第二表面には後に述べるような導電性材料の層１８
が被覆されている。層１８は一般に約０．１２ｍ＋〜約
２．５４ａｍ（５〜１００ミル）の厚さがあり、約０．
２５履（１０ミル）が好ましい。ポリエステル裏打１３
の上に、その外周から外へ伸びるように裏打２０が横た
わっている。裏打２０は患者の皮膚に電極をしつかり保
持するのを助ける。裏打２０は接着性被覆２２をもつ非
聞ロセル発泡体から作られているのが好ましい。その裏
打はミネソタ州セントボールの３Ｍ社からミクロフオー
ム（旧ｃｒｏｆｏａｍ　）の商標名で売られている外）
１川テープであるビニル発砲体テープから作られてもよ
い。その外にマサチューセッツ州ローレンスのポルテッ
クス・コーポレーション（Ｖｏｌｔｅｘ　Ｃｏｒｐｏｒ
ａｔｉｏｎ）からボララ（Ｖｏｌａｒａ）の商標名で売
られている発泡体である非ＩＦｉｌロセルのポリエチレ
ン発泡体がある。接続タブ１６を外部電気接続器に最も
近い部分で更に絶縁する必要があると思われる場合には
、ポリエチレンの絶縁性帯２４をつけ加えてもよい。任
意などよとして、絶縁帯２４は接る性病２２の材料とｌ
ｉ’ｎ　Ｕ　４４料からなる両面が接着性の被覆２５を
もっていてもよく、それは帯２４によって電極を患者に
固定するのを助ける。任意に、剥離用覆い２６を電＋４
！１ｏの接着剤被覆表向に付着させ、使用する迄接着性
を保存するようにしてもよい。そのような剥離用覆いは
当分性ではよく知られている。
本発明は、１９７９年８月７日フランク・シー・うＩＪ
　ｔア（Ｆｒａｎｋ　Ｃ，Ｌａｒｉｇ＋ｏｒｅ　）によ
って出願された米国特許出願５ｅｒｉａｌ　Ｎｏ、　６
４　、５７６に記載のものに似ているが別の臨床医学用
電極４Ｎ造体をつくるための新規な無溶媒法を使用する
ことら企図している。その特許出願は１９７９年３月２
１日出願の米国特許出願５ｅｒｉａｌ　Ｎｏ、　２２　
、４６９のＣＩＰである。第３図及び第４図に示されて
いるように、別の臨床医学用電極３０　（ｒ［：Ｎｓ電
極）は炭素含浸シリコーンゴム、即ちニューヨーク州ウ
ォーターフォードのＧＥ社から売られている５Ｅ７６０
０かうなる電極板３２を有する。電極３０には雌型受け
３４により導線への電気的接続用手段が例示されている
。ｔｌ型受け３４は接続器の雄型先端をはめるのに用い
られる。電極板３２の皮膚に接触する第二表面を、転移
表面に既に形成されている前述の導電性材料の層３６上
に配置しである。臨床医学用電極１０とは対照的に、層
３６は裏打３８の外周迄伸びている。層３６は一般に（
０，６３＃ｌｌ〜２．−５４ｍ）２５〜１００ミルの間
にある。電極３０には保護剥離用覆い４０が任意につけ
られている。剥離用覆い４０は使用する前にＪｌｆｆｉ
層が汚れないように保護する。
本発明の方法は次の実施例から一層よく理解できるであ
ろう。それらの実施例は何ら本発明を限定するものでは
ない。
実施例１ 接着剤前駆物質 トリエヂレングリコールーピスーメタクリレート（０，
１９）とイルガキュア（Ｉｒｏａｃｕｒｏ）６５１（シ
バ・ガイギーＣｉｂａ−ＧｅｉｇｙによりｙＪ造された
ペンジルジメヂルク°タル）０．１９をアクリル酸２５
９中に溶解したにの溶液をグリセロール５０ＳＦに添加
した。この混合物を撹拌し、水酸化カリウム７ｇを水１
０ｄ中に入れた溶液を添加した。得られた温かい溶液を
被覆に用いる前に′！！！、温へ冷ＩＩ　Ｌ、た。
冷却した接着剤前駆物質を１／２ミルのアルミニウム箔
で、１／２ミルのポリエステルの裏打に１ｆ４層させた
アルミニウム箔からなるアルミニウム基材にナイフで被
覆した。得られた被覆の厚さは（０，１７ａｍ）６．７
ミルであった。
次に被覆した基材を３フイートの不活性（Ｎ２）雰囲気
の空中に通し、３０本の１８インチ゛ブラックライト”
管からなるＵ■ライトの列の下を１分間に亘って通し、
その結果被覆を重合させた。
重合した被覆をもつアルミニウム積層体の１インチの帯
を１Ｍ間、５％、５０％及び８０％の相対湿度（Ｒ，１
１，）の下で平衡状態にさせ、ペルジャー（ｂｅｌｌ　
ｊａｒ）中トリエライト（（）ｒｉｅｒｉｔｅ＞　　（
オハイオ州キセニアの−、八、　１ＩａｌｌｌｌｌＯｎ
ｄ　Ｄｒｉｅｒｉｔｅ　ｃｏ、から売り出されているＮ
ａ５Ｏ４）上で試料を貯蔵することにより７４下で５％
のＲ，１１，が１ｑられた６又湿度制御した室中に保存
して５０％Ｒ，Ｉ＋。
が１！７られた。試料をペルジャー内に飽和（Ｎｌ−１
４）、２　ＳＯ２上で保存することにより８０％Ｒ，１
１，が１９られた。１時間平衡状態にさせた後、試料を
伝導度について試験した。ステンレス鋼の２　ｉｎ２片
と、カリホルニア州パー１アルドのヒユーレット・パラ
カード（ｌＩｃ冑１ｃｔｔ　Ｐａｃｋａｒｄ　）社製の
）−ＩＰ／１８００βインピーダンスメーターを用い、
５００にＨｚの周波数で、鋼に対するインピーダンス（
ｌ）　（Ω）及び位相角を測定した。ステンレス鋼に対
する接着力（１８０’の角度で剥す）（オンス／インチ
）が次のようにして（；１られた。
鋼板上に１インチ幅の帯状の接着剤を付ける。
次にその帯を２　１／２　ｌｂのＯ−ラーで二度ロール
ー１トけをする。１８０°の角度で接着剤を剥すのに必
要な力をマサチコーセッツ州カントンのインス！〜ロン
・コーポレーション（Ｉｎｓｔｒｏｎ　Ｃｏｒｐ、　）
によって’！ｌ　３ａされた＃１１２２型インストロン
を用いて測定した。結果は次の通りである。
ｘ ５０％ ０Ｘ ２１５接着剤の転移は４ｒ　シ １．６　　　　４．５　　転移なし １．４　　　　４．５　　転移あり 実施例２〜１２ 実施例１の手順に従って実施例２〜１２が行われた。但
し成分の式が変えられた。用いられた各成分の吊及び得
られた試験結果を以下に表示づる。
実施例２ トリエチレングリコール−ビス− メタクリレート　　　　　　　　　　　０．２１３　ｇ
イルガ４．ニア６５ ジメチルケタル） アクリル酸 グリセリン 水 　ＯＨ 被覆りさ １（ベンジル ０．１９　９ ３７．５　　１Ｊ ６２．５　　　ｆｆ １２．４　　　］ １２．４　　９ ０．０８　ｍ（３，２ミル） Ｒ，Ｈ，％ ５％ ５０％ ０Ｘ インピーダンス Ｚ（Ω） １．５ 鋼への接着 （オンス／インチ） １０　　転移なし ４　転移なし ３　わずかに転移 実施例４ 実施例３と同じ接着剤前駆物質であるが、被覆厚さが異
なり、０．３３ｍ　（１３，２ミル）であった。
実施例３ トリＩＪ−レンゲリコールービスー メタクリレート ０．３５　　ｇ イルガキュア６５ ジメチルケタル） アクリル酸 グリセリン 水 ＯＨ 被覆厚さ １（ベンジル ０．３５　９ ７０．０　９ １３０．０　　９ １９．０　９ １９、Ｏｇ ０．０８　履（３，３ミル） Ｒ，１１，％ ５％ ５０％ ８０％ インピーダンス ７（Ω） ８．６ ２．０ １．１ 鋼への接着 （オンス／インチ） ５．５　　転移なし ４．０　　転移なし ３．５　　転移あり ５χ ５０％ ８０％ ７．８ １．９ ９　転移なし ５　転移なし ５　わずかに転移 実施例５ トリエチレングリコールービス メタクリレート ０．２０　９ イルガキュア６５１ ジメチルケタル） アクリル酸 グリセリン 水 　ＯＨ 被覆厚さ （ベンジル ０．２０　９ ４０．０　　　ｇ ６０．０　　９ １０．９　　９ １＜１．９　　　ｇ ０．２４　ｍ（９，３ミル） Ｒ，１１，％ ５％ ５０％ ８０′Ａ インピーダンス ム」Ｊ」− ４，１ １，９ 鋼への接着 （オンス／インチ） 転移なし 転移なし ５．５　　転移なし 実施例６ トリエチレングリコール−ビス メタクリレ−ｌ− ０，１８９ イルガキュア６５ ジメチルケタル） アクリル酸 グリセリン 水 ＫＯト１ 被覆外さ １（ベンジル ０．２８ ０．１ｇ ２３．５　９ ５０．０　　９ ７　　リ １ｇ 、（１１，０ミル） 実施例７ トリエチレングリコール−ビスー メタクリレート ０．１８ イルガキュア６５１ ジメチルケタル） アクリル酸 グリセリン 水 Ｋ　Ｏト１ 被覆〃さ （ベンジル ０．１８ ３５．０ ６５．０ １３．６ ０．２８　順（１１，１ Ｒ，１１，％ ５％ ０Ｘ ８０％ インピーダンス Ｚ（０） ６．４ １．９ １．２ 鋼への接着 （Ａンス／インプ） １４　　　転移なし ５　　転移なし ４．５　　転移なし ５χ 試験せず ５０％ ６．４ ８０％ 試験せず ２．５ 転写なし 実施例８ トリエチレングリコール メタクリレ−１− ビス− ０，０４９ イルガキュアロ５１（ベンジル ジメチルケタル）　　　　　　　　　　　０．１８９ア
クリルＭ　　　　　　　　　　　　　３５．０　９グリ
セリン　　　　　　　　　　　６５．０　９水　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　９
．５　９ＫＯト１　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　９．５
　　　　ｇ被覆外さ　　　　　　　　　　０．２３　ｍ
ｇ＋（９，２ミル）インピーダンス　鋼への接着 Ｒ，１１，％　　ｌ（Ω）（７１ンス／インチ）５％　
　　６６１０　　　転移なし ５０％　　　　３．７４．５　転移なし８０％　　　　
　１．６　　　　　　１１　　　過度の転移実施例１〜
８から、前駆物質の成分を変えることにより、Ｓ電性接
４剤が用いられる漏電条件に適合するように伝導度凝集
性を調節することができることが分る。鋼への接着力の
観察で、転移という言葉はここではわずかな接着剤の残
りが観察されたことを意味づるものとして用いられてい
る。
鋼上で試験した時、いくらかの転移を示した組成物は人
間の皮膚へ接着剤の残りかすを残すことはなかったこと
が本出願人ににって観察されていることに注意すべきで
ある。有用な伝導度の水準は最終的担合体が適用される
電極の型に大きく依存する。例えばアース電極板では伝
導度は５０％のＲ，Ｉｌ、で３０Ωより小さいのが好ま
しい。
実施例９ 接　　前駆物　の−興 トリエチレングリコール−ビス−メタクリレート（０，
１ｇ）をヒドロキシ１デルメタクリレート（１（１）中
に溶解し、グリセ０−ル５０９に繊加した。混合物を撹
拌し、アクリルＩＩ！２１５９申に０．１９のベンジル
ジメチルケタルを溶解した溶液を添加し、混合した。次
に水酸化カリウム（６，０ｔりと水（１０ｍ）との混合
物を添加した。全ての成分を１０〜１５分内に一緒にし
、次に重合が早過ぎないように昭い冷ｉａ＊の中に入れ
た。次に試験帯を実施例１で概説した手順に従つて調製
した。５０″相対湿瓜で、０．２８姻（１１ミル）の厚
さの小合体層は、７．２０の７を示し、１′Ａンス／イ
ンヂの接着を示した。
実施例１０ 接着剤前駆物質の調製 １へりＴチレングリ］−ルーとスーメタクリレート（０
，１ｙ）とベンジルジメチルケタル０．　１９を３２．
５ｙのアクリル酸中に溶解した。この溶液を迅速に５０
９のグリヒリンに添加した。Ｕ合物を完全にＷｌ、袢し
、水酸化ナトリウム（５，０ｇ）と水（３０ｍ）との溶
液を次に添加した。全ての成分を１０〜１５分以内に一
緒にし、次に重合が早過ぎないように昭い冷蔵庫中に置
いた。
前駆物質を冷却した後、実施例１で概説した如く試験帯
を調製し、試験をした。０．２８ｍ（１１ミル）の厚さ
の重合体層をｂつ試験帯は、５０％の相対湿度で９０の
７を示し、８．５オンス／インチの接着を示した。
実施例１１ トリエチレングリコール−ビス−メタクリレート（０，
１ｇ）とベンジルジメチルケタル（０，１ｇ）とを２３
．５ＳＪのアクリル酸中に溶解した。この溶液を迅速に
ストロ（Ｓｔｒｏ）　９７０（プラウエア州つィルミン
トンの　ＩＣ１，Ｕ、Ｓ、Ｉｎｃ。
から売られているポリオールの混合物）５０ｇに添加し
た。この混合物を完全に撹拌し、水酸化ナトリウム（６
ｇ）と水（１０！？＞との溶液を添加した。全ての成分
を１０〜１５分以内に一緒にし、次に暗い冷蔵庫の中に
入れた。
前駆物質を冷却した後、実施例１に概説した如く試験帯
を調製し、試験した。０．２８ｙａ（１１ミル）厚の重
合体層をｂつ試験試料は、５０％相対湿度で２００Ωの
７を示し、１．５の接着を示した。
【図面の簡単な説明】 第１図は本発明のアース用の臨床医学用電極数の斜視図
である。 第２図は第１図の線２−２に沿ってとった本発明の臨床
医学用電極の断面図である。 第３図は本発明の丁ＥＮＳ臨床医学用電極の斜視図であ
る。 第４図は第３図の臨床医学用電極の貝体例の線４−４に
沿った断面図である。 代１１１Ｉ人　浅 村 皓 ｉ〜

Claims (6)

    【特許請求の範囲】
  1. （１）臨床医学用電極に有用な導電性接着剤であつて、 １）約２０℃で液体の水溶性多価アルコール、２）前記
    多価アルコールに可溶性で、遊離基重合可能なイオン性
    不飽和材料、 ３）光重合開始剤、及び ４）遊離基重合可能な多官能性不飽和材料の架橋剤、 を含む接着剤先駆物質から形成され、前記接着剤先駆物
    質は塗装された現場で光重合してその全面が連続的に共
    有結合した網状体の接着剤となるものである、導電性接
    着剤。
  2. （２）接着剤前駆物質が更に、多価アルコールに可溶性
    の少なくとも一種類の遊離基重合可能な非イオン性不飽
    和単量体又は共単量体を含む特許請求の範囲第１項に記
    載の導電性接着剤。
  3. （３）遊離基重合可能な非イオン性不飽和単量体がアク
    リル酸であり、遊離基重合可能なイオン性不飽和単量体
    アクリル酸塩である特許請求の範囲第２項に記載の導電
    性接着剤。
  4. （４）アクリル酸塩がアクリル酸カリウム又はアクリル
    酸ナトリウムである特許請求の範囲第３項に記載の導電
    性接着剤。
  5. （５）接着剤前駆物質が更に粘稠化剤を含む特許請求の
    範囲第１項に記載の導電性接着剤。
  6. （６）粘稠化剤がポリアクリル酸である特許請求の範囲
    第５項に記載の導電性接着剤。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018008688A1 (ja) * 2016-07-06 2018-01-11 Nok株式会社 生体電極及びその製造方法

Families Citing this family (119)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5933361Y2 (ja) * 1980-03-14 1984-09-18 日東電工株式会社 電極パッド
CA1181582A (en) * 1982-01-18 1985-01-29 James J. Perrault Electrically conductive compositions and electrodes utilizing same
US4750482A (en) * 1982-02-25 1988-06-14 Pfizer Inc. Hydrophilic, elastomeric, pressure-sensitive adhesive
US4699146A (en) * 1982-02-25 1987-10-13 Valleylab, Inc. Hydrophilic, elastomeric, pressure-sensitive adhesive
FR2548028B1 (fr) * 1983-06-15 1986-09-19 Hovelian Krikor Electrode medicale de surface, jetable
US4708716A (en) * 1983-08-18 1987-11-24 Drug Delivery Systems Inc. Transdermal drug applicator
US4883457A (en) * 1983-08-18 1989-11-28 Drug Delivery Systems Inc. Disposable and/or replenishable transdermal drug applicators and methods of manufacturing same
DE3341555A1 (de) * 1983-11-17 1985-05-30 Bayer Ag, 5090 Leverkusen Selbsthaftende flaechengebilde, verfahren zu deren herstellung und deren verwendung
DE3588033T2 (de) * 1984-10-08 1996-02-08 Nitto Denko Corp Biomedizinische Elektrode.
US4842768A (en) * 1985-01-16 1989-06-27 Kyowa Gas Chemical Industry Co., Ltd. Electrically conductive adhesive
DE3507301A1 (de) * 1985-03-01 1986-09-04 Arbo GmbH Medizin-Technologie, 38100 Braunschweig Bioelektrische elektrode
DE3509976C1 (de) * 1985-03-20 1986-10-30 Arbo Medizin-Technologie GmbH, 3300 Braunschweig Elektrode zum Messen von Koerperstroemen
US4722354A (en) * 1985-06-14 1988-02-02 Jens Axelgaard Electrical stimulation electrode
US4669479A (en) * 1985-08-21 1987-06-02 Spring Creek Institute, Inc. Dry electrode system for detection of biopotentials
US4674512A (en) * 1986-02-03 1987-06-23 Lectec Corporation Medical electrode for monitoring and diagnostic use
US4722761A (en) * 1986-03-28 1988-02-02 Baxter Travenol Laboratories, Inc. Method of making a medical electrode
US4795516A (en) * 1986-05-21 1989-01-03 Minnesota Mining And Manufacturing Company Method of continuous production of a biomedical electrode
US4694835A (en) * 1986-05-21 1987-09-22 Minnesota Mining And Manufacturing Company Biomedical electrode
US4771783A (en) * 1986-08-01 1988-09-20 Minnesota Mining And Manufacturing Company Flat, conformable, biomedical electrode
AU7539087A (en) * 1986-08-01 1988-02-04 Minnesota Mining And Manufacturing Company Flat biomedical electrode
US4715382A (en) * 1986-08-01 1987-12-29 Minnesota Mining And Manufacturing Company Flat biomedical electrode with reuseable lead wire
US4727880A (en) * 1986-08-01 1988-03-01 Minnesota Mining And Manufacturing Company Flat, conformable, biomedical electrode
US4848353A (en) * 1986-09-05 1989-07-18 Minnesota Mining And Manufacturing Company Electrically-conductive, pressure-sensitive adhesive and biomedical electrodes
US4899754A (en) * 1986-10-03 1990-02-13 Minnesota Mining And Manufacturing Company Flat, conformable, biomedical electrode allowing removal of electrical lead wire
US4810418A (en) * 1987-03-23 1989-03-07 Minnesota Mining And Manufacturing Company Electrically conductive composition
US4860754A (en) * 1987-04-01 1989-08-29 E. R. Squibb & Sons, Inc. Electrically conductive adhesive materials
US4931282A (en) * 1987-11-25 1990-06-05 Minnesota Mining And Manufacturing Company Pressure-sensitive medical sealant
US5225473A (en) * 1987-11-25 1993-07-06 Minnesota Mining And Manufacturing Company Pressure-sensitive adhesives
US4846185A (en) * 1987-11-25 1989-07-11 Minnesota Mining And Manufacturing Company Bioelectrode having a galvanically active interfacing material
US4813424A (en) * 1987-12-23 1989-03-21 University Of New Mexico Long-life membrane electrode for non-ionic species
US4979517A (en) * 1988-02-01 1990-12-25 Physio-Control Corporation Disposable stimulation electrode with long shelf life and improved current density profile
US5078138A (en) * 1988-09-22 1992-01-07 Minnesota Mining And Manufacturing Company Biomedical electrode construction having a non-woven material
CA1335303C (en) * 1988-09-22 1995-04-18 Jerome E. Strand Biomedical electrode construction
US4890622A (en) * 1988-10-27 1990-01-02 Ferrari Robert K Disposable biomedical electrode
DE3906071A1 (de) * 1989-02-27 1990-08-30 Schmid Walter Koerperelektrode
DE3906074A1 (de) * 1989-02-27 1990-08-30 Schmid Walter Verfahren zur herstellung einer koerperelektrode
US4989607A (en) * 1989-03-30 1991-02-05 Preston Keusch Highly conductive non-stringy adhesive hydrophilic gels and medical electrode assemblies manufactured therefrom
US5143071A (en) * 1989-03-30 1992-09-01 Nepera, Inc. Non-stringy adhesive hydrophilic gels
US5270358A (en) * 1989-12-28 1993-12-14 Minnesota Mining And Manufacturing Company Composite of a disperesed gel in an adhesive matrix
US5124076A (en) * 1990-01-19 1992-06-23 Contour Electrodes, Inc. Rapid, curing, electrically conductive adhesive
US5183599A (en) * 1990-01-19 1993-02-02 Smuckler Jack H Rapid curing, electrically conductive adhesive
WO1993000857A1 (en) * 1991-07-12 1993-01-21 Ludlow Corporation Biomedical electrode
CA2115441A1 (en) * 1991-11-15 1993-05-27 Timothy M. Dietz Two-phase composites of ionically-conductive pressure-sensitive adhesive; biomedical electrodes
AU652494B2 (en) * 1991-11-15 1994-08-25 Minnesota Mining And Manufacturing Company Solid state conductive polymer compositions, biomedical electrodes containing such compositions, and method of preparing same
US5276079A (en) * 1991-11-15 1994-01-04 Minnesota Mining And Manufacturing Company Pressure-sensitive poly(n-vinyl lactam) adhesive composition and method for producing and using same
DE4238263A1 (en) * 1991-11-15 1993-05-19 Minnesota Mining & Mfg Adhesive comprising hydrogel and crosslinked polyvinyl:lactam - is used in electrodes for biomedical application providing low impedance and good mechanical properties when water and/or moisture is absorbed from skin
US5407368A (en) * 1992-12-15 1995-04-18 Minnesota Mining And Manufacturing Company Electrode connector
US5454739A (en) * 1992-12-15 1995-10-03 Minnesota Mining And Manufacturing Company Electrode connector
US5506059A (en) * 1993-05-14 1996-04-09 Minnesota Mining And Manufacturing Company Metallic films and articles using same
US5406945A (en) * 1993-05-24 1995-04-18 Ndm Acquisition Corp. Biomedical electrode having a secured one-piece conductive terminal
US5366489A (en) * 1993-06-02 1994-11-22 Minnesota Mining And Manufacturing Company Anesthesia electrode and applicator assembly
US5496363A (en) * 1993-06-02 1996-03-05 Minnesota Mining And Manufacturing Company Electrode and assembly
DE4336300C2 (de) * 1993-10-25 1997-04-24 Arbo Tec Sensor Technologie Gm Verfahren zur Herstellung biomedizinischer Solidgelelektroden
DE4336302C2 (de) * 1993-10-25 1995-09-28 Arbo Tec Sensor Techn Gmbh Biomedizinische Elektrode
DE4336301C2 (de) * 1993-10-25 1997-05-07 Arbo Tec Sensor Technologie Gm Elektrisch leitfähige Hydrogelzusammensetzung, Verfahren zur Herstellung eines Hydrogels und deren Verwendung
US5540033A (en) * 1994-01-10 1996-07-30 Cambrex Hydrogels Integrated Manufacturing process for hydrogels
TW369558B (en) * 1994-01-28 1999-09-11 Minnesota Mining & Mfg Polymerized microemulsion pressure sensitive adhesive compositions and methods of preparing and using same
US5650060A (en) * 1994-01-28 1997-07-22 Minnesota Mining And Manufacturing Company Ionically conductive agent, system for cathodic protection of galvanically active metals, and method and apparatus for using same
US5670557A (en) * 1994-01-28 1997-09-23 Minnesota Mining And Manufacturing Company Polymerized microemulsion pressure sensitive adhesive compositions and methods of preparing and using same
JPH09510636A (ja) * 1994-03-24 1997-10-28 ミネソタ マイニング アンド マニュファクチャリング カンパニー 生物測定の個人認証システム
EP0869977A1 (en) * 1995-12-29 1998-10-14 Minnesota Mining And Manufacturing Company Use of pendant photoreactive moieties on polymer precursors to prepare hydrophilic pressure sensitive adhesives
JP2000503009A (ja) * 1995-12-29 2000-03-14 ミネソタ マイニング アンド マニュファクチャリング カンパニー 極性脂肪親和性感圧性粘着組成物およびそれを用いた医療デバイス
US6135953A (en) * 1996-01-25 2000-10-24 3M Innovative Properties Company Multi-functional biomedical electrodes
US5846558A (en) * 1996-03-19 1998-12-08 Minnesota Mining And Manufacturing Company Ionically conductive adhesives prepared from zwitterionic materials and medical devices using such adhesives
US5924983A (en) * 1996-04-29 1999-07-20 Minnesota Mining And Manufacturing Company Electrical conductor for biomedical electrodes and biomedical electrodes prepared therefrom
US5947961A (en) * 1996-05-10 1999-09-07 Minnesota Mining And Manufacturing Company Biomedical electrode having skin-equilibrating adhesive at its perimeter and method for using same
US5797902A (en) * 1996-05-10 1998-08-25 Minnesota Mining And Manufacturing Company Biomedical electrode providing early detection of accidental detachment
US6148233A (en) 1997-03-07 2000-11-14 Cardiac Science, Inc. Defibrillation system having segmented electrodes
US6019877A (en) * 1998-06-18 2000-02-01 Zmd Corporation Protecting medical electrodes from corrosion
AU5181799A (en) 1998-07-31 2000-02-28 First Water Limited Bioadhesive compositions and wound dressings containing them
US6240323B1 (en) 1998-08-11 2001-05-29 Conmed Corporation Perforated size adjustable biomedical electrode
EP1026219A1 (en) 1999-02-02 2000-08-09 First Water Limited Bioadhesive compositions
WO2000071024A1 (en) 1999-05-25 2000-11-30 Medicotest A/S A skin electrode
US6356779B1 (en) 1999-06-04 2002-03-12 3M Innovative Properties Company Universally functional biomedical electrode
US6232366B1 (en) 1999-06-09 2001-05-15 3M Innovative Properties Company Pressure sensitive conductive adhesive having hot-melt properties and biomedical electrodes using same
US6623664B2 (en) 1999-12-24 2003-09-23 3M Innovative Properties Company Conductive adhesive and biomedical electrode
AU6207101A (en) * 2000-05-29 2001-12-11 Medicotest A/S An electrode for establishing electrical contact with the skin
WO2002005712A1 (en) * 2000-07-19 2002-01-24 Medicotest A/S A skin electrode with a by-pass element
DE60113848D1 (de) * 2000-07-25 2005-11-10 Medicotest As Olstykke Elektromedizinische elektrode mit einem schnappverbindungselement
WO2002039894A1 (en) * 2000-11-16 2002-05-23 Axelgaard Manufacturing Company, Ltd. Dual element sensor medical electrode
AT413638B (de) * 2001-03-13 2006-04-15 Cnsystems Medizintechnik Gmbh Medizinische elektrode
US6709716B2 (en) 2001-04-27 2004-03-23 3M Innovative Properties Company Microemulsion compositions and methods of making and using same
ATE516847T1 (de) 2001-05-04 2011-08-15 3M Innovative Properties Co Korrosionsschutz bei biomedizinischen elektroden
US6731965B2 (en) 2001-06-20 2004-05-04 3M Innovative Properties Company Corrosion prevention in biomedical electrodes
US6939492B2 (en) * 2002-12-26 2005-09-06 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Method for making fibrous web materials
US20040143301A1 (en) * 2003-01-22 2004-07-22 Christian Hunt Skin electrodes with design thereon
WO2005051478A2 (en) * 2003-11-12 2005-06-09 Tyco Healthcare Group Lp Snap electrode
US20050136077A1 (en) * 2003-12-18 2005-06-23 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Electrically conductive adhesive hydrogels with two initiators
US20050136023A1 (en) * 2003-12-18 2005-06-23 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Electrically conductive adhesive hydrogels with a thermally activated chemical initiator
US7045559B2 (en) * 2003-12-18 2006-05-16 Kimberly-Clark Worldwide, Inc. Electrically conductive adhesive hydrogels with solubilizer
GB0403510D0 (en) * 2004-02-18 2004-03-24 Mantra Internat Ltd Bioadhesive compositions and their use in medical electrodes
US7066935B2 (en) * 2004-04-30 2006-06-27 Medtronic, Inc. Ion eluting tuna device
US7999023B2 (en) 2004-12-03 2011-08-16 3M Innovative Properties Company Process for making pressure sensitive adhesive hydrogels
US7620439B2 (en) * 2005-08-04 2009-11-17 3M Innovative Properties Company Conductive adhesives and biomedical articles including same
EP1960035A4 (en) * 2005-11-30 2010-01-06 Xavant Technology Pty Ltd MEDICAL DEVICE
US7816412B2 (en) * 2007-02-23 2010-10-19 Conmed Corporation Electrically conductive hydrogels
WO2009134823A2 (en) * 2008-05-01 2009-11-05 3M Innovative Properties Company Stretchable conductive connector
US8700118B2 (en) * 2008-05-01 2014-04-15 3M Innovative Properties Company Biomedical sensor system
US20090290279A1 (en) * 2008-05-23 2009-11-26 3M Innovative Properties Company Grounding electrode
US9585620B2 (en) 2010-07-27 2017-03-07 Carefusion 303, Inc. Vital-signs patch having a flexible attachment to electrodes
US9055925B2 (en) 2010-07-27 2015-06-16 Carefusion 303, Inc. System and method for reducing false alarms associated with vital-signs monitoring
US8814792B2 (en) 2010-07-27 2014-08-26 Carefusion 303, Inc. System and method for storing and forwarding data from a vital-signs monitor
US9357929B2 (en) 2010-07-27 2016-06-07 Carefusion 303, Inc. System and method for monitoring body temperature of a person
US9420952B2 (en) 2010-07-27 2016-08-23 Carefusion 303, Inc. Temperature probe suitable for axillary reading
US9017255B2 (en) 2010-07-27 2015-04-28 Carefusion 303, Inc. System and method for saving battery power in a patient monitoring system
DE102011101662A1 (de) * 2011-05-14 2012-11-15 Cerbomed Gmbh Stimulationsvorrichtung
JP6018467B2 (ja) * 2012-09-20 2016-11-02 ショーボンド建設株式会社 照合電極及び自然電位測定方法
FI124657B (en) * 2012-12-31 2014-11-28 Suunto Oy Male connector for telemetric receiver
WO2015168235A1 (en) * 2014-05-01 2015-11-05 Everyone Care Technologies, Llc Physiological sensors, systems, kits and methods therefor
BR112017013606A2 (pt) 2014-12-22 2018-03-06 3M Innovative Properties Co eletrodo biomédico compreendendo camada primer descontínua
US11079340B2 (en) 2014-12-23 2021-08-03 3M Innovative Properties Company Methods of monitoring wetness utilizing a resonant circuit
US10161895B2 (en) 2014-12-23 2018-12-25 3M Innovative Properties Company Electronic moisture sensor
EP3302683B1 (en) * 2015-05-28 2023-12-20 Koninklijke Philips N.V. Dry electrode for bio-potential and skin impedance sensing
WO2017038849A1 (ja) * 2015-09-04 2017-03-09 国立研究開発法人科学技術振興機構 コネクタ基板、センサーシステム及びウェアラブルなセンサーシステム
US10638960B2 (en) 2015-10-26 2020-05-05 Reveal Biosensors, Inc. Optical physiologic sensor methods
EP3459464A1 (en) * 2017-09-20 2019-03-27 Koninklijke Philips N.V. Wearable ultrasound patch and application method of such a patch
CA3073215A1 (en) * 2017-10-06 2019-04-11 Medtronic Xomed, Inc. Pledget stimulation and recording electrode assemblies
CN111196908A (zh) * 2018-11-20 2020-05-26 上海阅宸医疗用品有限公司 一种uv固化型导电胶及其制备方法
WO2020201878A1 (en) 2019-04-01 2020-10-08 3M Innovative Properties Company Process for making pressure sensitive adhesive hydrogels

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3998215A (en) * 1968-12-18 1976-12-21 Minnesota Mining And Manufacturing Company Bio-medical electrode conductive gel pads
US3587565A (en) * 1969-08-25 1971-06-28 Cardiac Electronics Inc Disposable electrode
US3805769A (en) * 1971-08-27 1974-04-23 R Sessions Disposable electrode
US3812861A (en) * 1972-11-15 1974-05-28 R Peters Disposable electrode
US3911906A (en) * 1974-04-24 1975-10-14 Survival Technology Dry applied and operably dry electrode device
DE2454567C3 (de) * 1974-11-18 1979-09-27 Siemens Ag, 1000 Berlin Und 8000 Muenchen Signalabnahmesystem für elektrische Körpersignale
US4094822A (en) * 1974-12-26 1978-06-13 Kater John A R Bio-event electrode material
US4008721A (en) * 1975-04-14 1977-02-22 Medtronic, Inc. Tape electrode for transmitting electrical signals through the skin
US4274420A (en) * 1975-11-25 1981-06-23 Lectec Corporation Monitoring and stimulation electrode
US4125110A (en) * 1975-11-25 1978-11-14 Hymes Alan C Monitoring and stimulation electrode
US4066078A (en) * 1976-02-05 1978-01-03 Johnson & Johnson Disposable electrode
US4220159A (en) * 1976-04-23 1980-09-02 Biomedical International Company Electrode
CA1111503A (en) * 1977-04-02 1981-10-27 Isoji Sakurada Biomedical electrode
US4352359A (en) * 1977-08-19 1982-10-05 Minnesota Mining And Manufacturing Company Biomedical electrode
CA1153427A (en) * 1978-12-11 1983-09-06 Patrick T. Cahalan Tape electrode
US4248247A (en) * 1979-06-28 1981-02-03 Med General, Inc. Low cost post-operative electrode

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018008688A1 (ja) * 2016-07-06 2018-01-11 Nok株式会社 生体電極及びその製造方法
JPWO2018008688A1 (ja) * 2016-07-06 2019-04-18 Nok株式会社 生体電極及びその製造方法
US11717206B2 (en) 2016-07-06 2023-08-08 Nok Corporation Bioelectrode and method of manufacturing the bioelectrode

Also Published As

Publication number Publication date
IT8147618A0 (it) 1981-01-22
EP0043850A1 (en) 1982-01-20
US4554924A (en) 1985-11-26
ZA81460B (en) 1982-02-24
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MX152399A (es) 1985-07-10
AU543967B2 (en) 1985-05-09
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DK381081A (da) 1981-08-27
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WO1981002097A1 (en) 1981-08-06
DK151684C (da) 1988-06-13
EP0043850A4 (en) 1982-05-26
JPS57500003A (ja) 1982-01-07
IT1142237B (it) 1986-10-08
DE3070796D1 (en) 1985-08-01

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