JPH05500919A - 生物信号電極 - Google Patents

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】 生物信号電極 本発明は、身体から発する生物信号を受取りそして伝送するため又は身体に低レ ベルの電気信号を加えるために医学的に使用することができる表面電極に関する 。

医療用の表面監視電極はよく知られている。例えば、一つのそのような電極は、 くぼんだプラスチック要素又はカップ内に収容される銀めっきされたアイレット からなる。このプラスチック要素に対して外側にスナップファスナースタッドが 位置し、電極に外部回路部品を接続する手段として働く。

この種の電極には、電解質ゲルを含浸させたスポンジがあり、このスポンジはプ ラスチックの電極ハウジング内に位置していて、そのため使用時には、スポンジ はアイレットと患者の皮膚との間の導電性ブリッジとして役立つ。電解質ゲルは 皮膚の導電率を高め、患者と金属センサーとの良好な電気的接続を保証する。こ の電極系は皮膚との接触が良好でなくてはならないので、現在の技術は、導電性 ゲルと共にアイレフトセンサーの入っているプラスチックハウジングを、下側に 医療グレードのコンタクト接着剤を塗布された開放気孔プラスチックフオームの ディスク又は微孔質テープに取付けることを規定する。この弾性接着ディスクは 、この系を患者の皮膚に取付けて保持するのに役立つ。最後に、保存のために、 電極を大気から隔離して、水性である導電性ゲルの乾燥を防ぐ目的で、硬質のプ ラスチック要素の上に蓋をかぶせる。

上で説明した種類の電極は、患者との電気的接続を確立するのになかなか゛信転 がおけることが証明されているけれども、を組立てるのをいく分複雑にする多く の構成部品を要し、従って生産するのに比較的費用がかかる。第二に、それは外 形が大きくてかなりの皮膚面積を覆い、柔軟性に欠ける。要素又はハウジングの この剛性は、皮膚の擦過傷や炎症のもとになりかねず、また接続導線を引っばる とセンサーに影響を及ぼし、そしてこれは人工的な信号の動揺を起こしかねない 。

最近、もっと簡単でもっと費用のかからない電極の設計が利用可能になり、それ は電極センサーとしても外部回路部品への手段としても働く金属箔を使用する。

この金属箔への接続は、一般の実用上は小さなわにロクリップで把持される箔の 露出タブを経由する。

このより新しいタイプでは、固体の接着性ヒドロゲルが電極としても皮膚への接 着手段としても働く、この系は電極の柔軟性、所望の小さな外形を有し、身体の 輪郭によく従う。

この系は従来の接着性基材のディスクを不要にするので、全体的な電極面積は小 さくなる。この電極の設計は単純であり、製造するのにそれほど費用がかからな い。

それは金属アイレフト電極系に対しての改良ではあるけれども、この金属箔電極 には、一般に使用される箔は費用の理由から銀でなく、それゆえに電気的性質が 比較的貧弱であるという点で大きな不都合がある。この電極の値段はなお十分に 低くはない。

従って必要とされているのは、電気的に高性能であり、且つ、小さくて、薄く、 柔軟性であって、製造するのが比較的よって本発明は、表側と裏側とを有する柔 軟基材を含んでなり、上記裏側には導電性粒子又は粒子の混合物を含有するイン クを含む導電性の層が印刷されており、この層が平面図上第一の又はセンサー端 部と、第二の又は接続端部と、そして相互接続部分とを含んでなり、上記センサ ー端部が平面図上で中空の形状に類領している生物信号電極を提供する。

好ましくは、上記の形状は湾曲した形状である。

好ましくは、上記の形状は閉じた形状である。

好ましくは、上記の形状は環である。

好ましくは、上記の粒子は銀又はスズを含んでなる。

好ましくは、上記の粒子の混合物は銀／銀塩又はスズ／スズ塩を含んでなる。

本発明は、添付の図面を参照して例示としてのみ示される以下の好ましい態様の 説明から一層詳しく理解されよう。添付図面において、 第１図は本発明による電極の第一の態様の斜視図であり、第１ａ図は本発明によ る電極の第一の態様の平面図であり、第１ｂ図はＩ−Ｉ線に沿って切断しそして 図示された矢印の方向に見た第１図の電極の立面図であり、第２図は本発明によ る電極の第二の態様の平面図であり、第２ａ図は■−■線に沿って切断しそして 図示された矢印の方向に見た第２図の電極の立面図であり、第３図は本発明によ る電極の第三の態様の平面図であり、第３ａ図は■−■線に沿って切断しそして 図示された矢印の方向に見た第３図の電極の立面図であり、第４図は本発明によ る電極の第四の態様の平面図であり、第４ａ図はＩＶ−ＩＶ線に沿って切断しそ して図示された矢印の方向に見た第４図の電極の立面図であり、第５，５ａ及び ５ｂ図は本発明による電極の部品の平面図である。

図面、特に第１，１ａ及びｌｂ図を参照して説明すれば、これらには表側と裏側 とを有する柔軟基材１を含んでなる生物信号電極１０が示されている０表側には 有形の又はバターニングされた導電性層２が印刷される。この導電性層２は、第 一の又はセンサー端部１１と、第二の又は接続端部１２と、中間部分１３とを含 んでなる。センサー端部１１は平面図上で中空形状をしている。この態様におい ては、センサー端部１１は平面図上で長円形であり、あるいは平面図上で、該セ ンサー端部１１により完全に囲まれた中央に位置する空所１４を有する、向かい 合う自由端が実質的に平行な間隔をあけた関係にあるそれぞれの線によりつなが れる二つの半円によって表される形状である。センサー端部１１から出て且つそ れに連続しているのが中間部分１３であり、これは該中間部分１３にやはり連続 する接続端部１２で終わる。接続端部又は電極ステム１２は平面図ではデルタ形 をしている。

は銀又はスズを含むことができる０粒子の混合物は銀／銀塩又はスズ／スズ塩を 含むことができる。好ましくは、上記の塩は塩化物であり、一番好ましいのは銀 ／塩化銀である。

導電性層２は比較的薄くて、およそ５〜１５ミクロンである。

センサー端部１１の上には、患者の皮膚とセンサー端部１１との電気的接触を良 好に行うのを可能にすることとセンサー端部１１を患者の皮膚としっかりと接触 させておくことの二重の機能を果す導電性接着剤層３が塗布される。それゆえに 、層３はちょうどセンサー端部１１自体を覆うこと又は同じ形又は面積を有する ことに限定されない、むしろ、層３はセンサー端部１１とこのセンサー端部１１ の近くの基材の一部分とを覆う０層３の形状及び面積は、製造、費用及び性能の 制約により決められよう０層３は接続端部１２の上にはない。層３の組成物は、 天然もしくは合成のヒドロコロイド、例えばカラヤ（Ｋａｒａｙａ）といったよ うなもの、変性アクリル樹脂あるいは同様の材料を基礎材料とすることができる 。

電極の接続端部１２へのモニター接続は、わにロクリップ又は同様の器具によっ て行うことができる。あるいはまた、電極ステム１２に導線を結合してもよい。

電極センサー１１、中間部分１３及びコネクター１２の上記の形態又は形状は、 そうでなければ基材１の表面全部を覆うことか必要であった導電性インクの量の うちのわずかな分を付着させる結果に至り、それゆえにかなりの費用の節約に帰 着する。中空のセンサー端部１１には、インクの使用を最小限にしながら比較的 大きな有効面積を有するという利点が第２の面積と厚さが小さいとすれば、電極 １０は使用時に実際上放射線に透明であって、電極１０を患者のＸ線像を得る前 に取除く必要はないはずである。

導電性接着剤層３は、必要な時にはいつでも、ゲル化させる必要なしに又は患者 の皮膚にきたない残留物を残さずに電極１０を取除きそして再適用しあるいは新 しい場所に移すことを可能にする。

ゲル化した生医学的表面電極を電流が通り抜ける場合には、電流の主要部分は電 極の周辺領域を流れる。例えば、大きな表面電極による外部心臓整調や細動除去 といったような大電流の場合には、局所化した高電流密度の「ホットスポット」 のため電極の縁部で容易ならない皮膚のひりひりや痛みが起こりかねない。

現在の監視用電極の設計ではっきりしていると広く認められているわけではない ながらも、同様の「縁部」効果は、たとえ必要とされる電流密度がはるかに小さ くて皮膚のひりひりのちとにならないとしても生物信号監視電極で起こる。これ は、小さな実用的電流に塩水浴中にある銀センサーを通過させそしてこのセンサ ーの周辺で初めに起こる塩化銀の析出を観測して証明することができる。

従って本発明においては、空所１４を有する電極１０を提供して、それにより製 造費を低減することが可能であり、しかも電極１０の電気的性能に有意の影響を 及ぼすことがない、ということが分った。

センサー１１の外側の縁部は、第１，１ａ及びｌｂ図に示すように滑らかである 必要はない。センサー１１の外側の縁部は、周長対面積比を増大させ且つ「縁部 」効果を最大限にする目的で粗く作製することができる。

電流は、センサー１１の直接下のゲル層３の一部分を流れるばかりでなく、一般 にセンサー１１の周囲を越え且つまた取囲まれた空所又は中空部１４内のゲル層 ３に及ぶ、従って、センサー１１及び取囲まれた中空部１４の最適な大きさ及び 形状はゲル層３の寸法に依存し、そして、電極−ゲルー皮膚インピーダンスを最 小限にするためできるだけ大きなゲル層３の領域に電流の流れを広げるのを可能 にするように選ばれるべきである。

センサー１１内に囲まれている一つの空所１４の代りに、同様の電気的効果を有 するいくつかの空所を取囲むことができる。

空所又は中空部１４の形状は、センサー端部１１の外周と同じ形を有する必要は なく、またセンサー端部１１の内側及び外側の縁部は、第１，１ａ及びｌｂ図に 示したような平行に間隔をあけた関係にある必要はない、用途によっては、セン サー端部１１の外側縁部と内側縁部との間隔が変動することが有利であることが 証明されよう、センサー端部１１は、例えば、コネクタ一端部１２から最も遠い 点又は領域で最大の電流密度にさらされるということが予想されるときには、こ の点の幅をより広くしてもよい。

センサー１１の内側及び外側の縁部は、コマーシャルロゴタイプの一部を形成す るように形作ってもよい。空所１４内に付加的な島又は構成要素（図示せず）を 印刷してもよい。

これらの変形や付加は電極の費用あるいは性能に有意の影響を及ぼさない。

銀の又は銀めっきされもしくは銀で被覆されたセンサーを塩化銀の薄い層で電解 的に被覆すると、電極−電解質界面に優れた電気的性能が得られる、ということ はよく知られている。ところが塩化銀は不十分な導体であって、電気抵抗の増加 によってその有利な特性又は性質がより勝るものにならない場合には薄い層だけ を付着させなくてはならない。

薄い塩化銀の層を銀の又は銀めっきもしくは銀で被覆されたセンサーの小さな面 積へ電解的にあるいは別の方法で付着させる場合には、塩化銀の層は電流が流れ るとたやすく剥れ、そして電気的性能特性は急速に低下する、ということが分っ ている０本発明においては、銀金属又はスズ金属の粒子を層２を印刷するのに使 用するインク組成物中に混入することができる。とは言うものの、センサー端部 １１の面積が比較的小さいとすれば、インクの全体に分散されてそれゆえに層２ の全体に分散される銀／塩化銀の粒子の混合物を有するインクを使用するのが好 ましい。このようなインクの性能は、周知の焼結「ペレット」銀−塩化銀センサ ーのそれに類似している。このペレットセンサーは、銀及び塩化銀粉末の混合物 を圧縮及び熱処理して作製される焼結された銀−塩化銀の円筒によって取囲まれ た導線からなる。Ａｇ−ＡｇＣ１の「べ完全に剥れる傾向が電解的に付着させた 塩化銀の薄い層を有するセンサーよりも少ない。銀−塩化銀の焼結「ペレット」 及びインクは、最適な電気的性能について同様の銀／塩化銀比、すなわちおおよ そ銀９０重量％及び塩化銀１０重景％を分担する、ということも明らかであろう ０粒子の混合物は、生医学的電極用途のための高性能インクを作るため適当な結 合剤の全体に分散される。結合剤は、例えば、熱可塑性樹脂材料でよい。

銀／塩化銀を含有している層２の組成物は、優れた電気的性能、例えばＤＣオフ セット電圧、交換電流密度、ＡＣインピーダンス、バイアス電流許容差といった ようなものを提供する。

スズ／スズ塩特に塩化第一スズの混合物を有するインクを使用すると、銀／塩化 銀糸インクと比較した場合はどの性能の向上を見ることはできないかもしれない 。とは言うものの、スズ／塩化スズ系インクはｍ／塩化銀糸インクよりもかなり 廉価であり、それゆえ経費の方が性能の必要条件よりも重視される状況ではスズ ／塩化スズ系インクが使用されよう、ということが分かるであろう。

好ましくは、銀／塩化銀糸インク組成物は微粒化された銀金属及び塩化銀顔料を 含んでなる。スズ／塩化スズ系インクは好ましくは、粉体化されたスズ金属及び 塩化第一スズを含んでなる。

層２の表面状態は、電極１０の最適な電気的性能に影響を及ぼすことがある。表 面が粗くなればなるほど、界面インピーダンスが低くなる。最適な表面状態は、 比較的小さなセンサー面積の使用と、その結果による材料費の節約とを可能にす る。表面粗さは、インク中の集合粒子の大きさ及びスクリーンの網目の形態とを 適当に選ぶことによって最適化される。

経費は、例えばグラファイト又はカーボンを配合したインクの第一の層（図示せ ず）を印刷し、続いてその上に相対的により薄い層２を印刷することにより、更 に低減することができる。それは、第一の層の表面の仕上がりが粗ければ性能の 観点から有利である。あるいはまた、層２を印刷するのに用いられるインク組成 物は、経費を下げるために例えばグラファイトを含有してもよい。

柔軟基材１は、ポリエステル、ポリカーボネート又はナイロン製のフィルム形成 材料でよい。あるいはまた、基材１は、ドイツ国のバイエル（Ｂａｙｅｒ）社に より商品名Ｍａｋｒｏｆｏｌ、ＫＬ３−１００９で市販されるポリカーボネート のカーボンブラック入り導電性フィルムを含むことができる。

以上説明した電極１０と本質的に同様であってそれの全ての特徴を持っている、 本発明による電極１０ａを、第２及び２ａ図に示す、この態様においては、セン サー端部１１ａは中央に位置する空所１４ａを有する環の形をしている。接続端 部１２ａは平面図上で円板形である。

センサー端部１１ａの上には、好ましくはスクリーン印刷により、電解質ゲル層 ３ａが印刷され、そのためセンサー端部１１ａはゲル層３ａと基材１との間には さまれる。ゲル層３と同様に、ゲル層３ａは、それが適用されて患者と導電性層 ２ａとの間そしてそこから接続端部又は電極ステム１２ａへの導電路を提供する 領域の皮膚を湿し、こうしてその導電率を上昇させるのに役立つ。ゲル層３ａは 、導電性接着剤層又は非接着性ゲルでよい。ゲル層３ａは、センサー端部１１ａ を完全に覆うべきである。それは、第２及び２ａ図に示すような環でよく、ある いは製造の観点から都合のよい任意の形状の完全な円板でよい、そのような層３ ａのスクリーン印刷には明らかな製造上の利点がある。電極ステム１２ａへのモ ニター接続は導電性スナップファスナー５を用いて行うことができる。あるいは また、ステム１２ａに導線（図示せず）を結合させてもよ（、又はステム１２ａ をわにロクリップ又は同様の器具（図示せず）によってモニター導線（図示せず ）がつながれるタブとして使用してもよい。

センサー端部１１ａは、基材１の表側に塗布された、そして導電性層２ａに関し て実質上同平面の関係にある医療グレードのコンタクト接着剤の層４を使って患 者の皮膚へしっかりとめることができる。この接着剤層４は、使用時には、セン サー端部１１ａの外周の周りで及びセンサー端部１１ａの空所１４ａを通して突 き出てくる。使用時には、接着剤層４はセンサー端部１１ａの周囲と空所１４ａ を通して患者の皮膚と接触する。

あるいはまた、接着剤層は標準的な接着剤支持テープの層（図示せず）に重ねて 基材１の裏側にくっつけても差支えない。

電極ステム１２ａと中間部分１３ａには、センサー端部１１ａだけが患者の皮膚 と電気的に接触できることを保証するように、薄い柔軟絶縁層６が適用される。

絶縁層６は、好ましくは電解質ゲル層３に関して実質上同平面の関係にあり、ま たこれは通常のロジンタイプのものでよい。

接続端部１２ａには開口があって、それを通してスナップファスナー５が取付け られる。スナップファスナー５は、直立部分１６がそれから突き出す第一のベー ス１５を有するサンドインチ構造のものである。直立部分１６の自由な端部と接 触する第二のベース１７が用意され、これからファスナー５のスナップ結合用の 雄型端部１８が突き出す。ベース１５は、接続端部１２ａの領域で層２ａと電気 的に接触しており、直立部分１６はそこの開口を通って突き出している。第二の ベース１７は基材ｌに載っていて、直立部分１６と先に示したように電気的に接 触している。スナップファスナー５は所定の位置に固定しても差支えない、それ に応じて、センサー端部１１ａは雄型端部１８と電気的に連絡する。雄型端部１ ８には、監視装置（図示せず）に信号を伝えるためケーブル（図示せず）をつな ぐことができる。

接続端部１２ａがセンサー端部１１ａから分かれることによって、ファスナー５ でケーブルを引張ることに由来する人工的な動作は最小限にされる。ケーブルは 、センサー−ゲル−皮膚の系を乱すことなしに接続し及び取外すこともできる。

新生児用やそのほかの用途では、接続端部１２ａに例えば導電性の重合性接着剤 によって結合させることができる「フライングリード線」により接続を行う場合 に本発明による電極を使用することが有効であることが分るであろう。「フライ ングリード線」を用いることは、電極構造体の重量と外形を最小限にする。

あるいはまた、導線は、紫外線で硬化可能であるかあるいは低温で硬化可能であ る導電性の結合用インクの印刷パッド（図示せず）を使って接続端部１２ａへ結 合させてもよい。

そのような印刷できる導電性の結合用インクの例は、英国Ｐ１ｙｍｏｕｔｈのＡ ｃｈｅｓｏｎ　Ｃｏ１１ｏｉｄｓ　Ｃｏ、により市販されるＪＬ−４３１６５で ある。この手段を使用すれば、導線は硬化前に接続端部１２ａへ結合させて、そ して硬化後に恒久的に層２ａと電気的に接触することができる。導線は、機械的 に所定の位置に配置してもよく、それにより連続のオンライン製造プロセスを可 能にすることができる。

先に説明した電極１０及び１０ａと本質的に同様であってそれらの全ての特徴を 持つ、本発明による電極１０ｂを、第３及び３ａ図に示す。とは言え、接着剤層 ４は導電性層２に関して同平面の関係になく、むしろ同等の層が、基材１の裏側 を覆い且つそれを越えて突き出す適当な医療グレードの接着剤を下面に塗布され た支持テープ８を含んでなる。ファスナー５の直立部分１６は、この接着剤層８ を通って突き出す。

第二のベース１７は、示されたように直立部分１６と電気的に接している接着剤 支持層８に載っている。

ゲル層３ｂは基材１の表側に備えられて、センサー端部１１ａを覆い且つそれと 接触する。ゲル層３ｂは図示のように円板でもよく、あるいは環（図示せず）で もよい。ゲル層３ｂは、ゲル層３又はゲル層３ａと同等組成の導電性接着剤でよ い。接着剤支持層８が重なるとすれば、ゲル層３ｂが接着性であることは必須で はない。

あるいはまた、支持テープ８が使用時に基材の空所を通り抜けて患者の皮膚と接 触するように、基材１はセンサー端部１１ａの空所と重なり合う空所を有しても よい。

第４及び４ａ図には、本発明による電極１０ｃが示されている。この電極１０ｃ は、第３及び３ａ図に関して示され且つ説明された電極１０ｂと同じである。と は言うものの、絶縁層６と同等の絶縁層６ｂは、支持テープ８の縁と同じ縁に沿 って終えるように広げられている。二つの平行な切れ目２０．２１が、支持テー プ８、基材ｌ及び絶縁層６ｂにつけられている。これらの切れ目２０．２１は、 中間部分１３ａに関して実質上平行に延びて、中間部分１３ａに対して垂直で且 つ、センサー端部１１ａに接する架空線に接するかあるいはそれに関して実質上 平行に間隔をあけて離れた関係にある架空、１２２に沿って終える。

従って使用時には、これらの線２０．２１及び２２によって境を限られた電極１ ０ｃの部分は、第４ａ図に示された線２２に沿ってちょうつがい式に動くことが できる。８ａ及び８ｂとして指示された支持テープ８０部分３ｏは、患者の皮膚 と接触したままである。従って、部分３０は、センサー端部１１ａの邪魔をする ことなくセンサー端部１１ａに関して角度をつけて、横向きに又はねじって自由 に動（ことができる。

電極１０ｂ及び１０ｃは、長期の耐久性の付着を必要とする用途に適している。

基材１へ適用して本発明による電極を形成することができる導電性層２の種々の 形状又はパターンの例を、第５，５ａ及び５ｂｌｌに示す。センサー端部１１は 、導電性層２の比較的小さな容積に相応した比較的大きな外表面積を提供する二 つのアーム３１．３２を含む。第５ａ及び５ｂ図では、アーム３１．３２は、例 えば、追加の湾曲部又はアームによって中空部もしくは空所内かあるいは第５ｂ 図に示すように外側へ伸ばすことができる。これは、電流をゲル層（図示せず） の全体にわたってより一様に配分することにより電極の有効性を高めることがで きる。更に、追加のアームが相互接続部分から出る導電性インク層を提供するこ とは本発明の範囲内である。その他の点では、電極の構成は先に説明したものと 同様である。

本発明に従う電極、特に電極１０は、特に簡単な構成のものであり、製造するの に比較的費用がかからず、比較的低価格のものである。これらの電極は、ＥＣＧ 、ＥＭＧ、ＥＥＧといったような生物信号を監視又は記録するのに使用し、ある いは電気インピーダンス断層撮影におけるように、比較的小さな電流もしくは電 圧を印加もしくは伝送するのに使用しようとするものである。

本発明は、説明された具体的な態様でもって限定されず、あるいはそれらに限定 されず、これらの説明された態様は本発明の範囲から逸脱することなしにかなり の変更を受けることができる。

ＦＩＧ、　１ ＦＩＧ、　３ ＦＩＧ、　４ ＦＩＧ、４ａ 補正書の翻訳文提出書 （特許法第１８４条の８） 平成４年４月１０日

Claims (22)

【特許請求の範囲】
1. １．表側と裏側とを有する柔軟基材を含んでなり、上記表側には導電性粒子又は 粒子の混合物を含有するインクを含む導電性の層が印刷されており、この層が平 面図上第一の又はセンサー端部と、第二の又は接続端部と、そして相互接続部分 とを含んでなり、上記センサー端部が平面図上で中空の形状に類似している生物 信号電極。
2. ２．前記形状が湾曲した形状である、請求の範囲第１項記載の生物信号電極。
3. ３．前記形状が閉じた形状である、請求の範囲第１項又は第２項記載の生物信号 電極。
4. ４．前記形状が環である、請求の範囲第３項記載の生物信号電極。
5. ５．前記粒子が眼又はスズを含む、請求の範囲第１項から第４項までのいずれか に記載の生物信号電極。
6. ６．前記粒子の混合物が銀／銀塩又はスズ／スズ塩を含む、請求の範囲第１項か ら第４項までのいずれかに記載の生物信号電極。
7. ７．電解質ゲル層を更に含んでなり、前記導電性層がこのゲル層と前記基材との 間にはさまれている、請求の範囲第１項から第６項までのいずれかに記載の電極 。
8. ８．前記電解質ゲル層が前記基材の前記センサー端部上に位置する、請求の範囲 第７項記載の電極。
9. ９．前記ゲル層が前記センサー端部上に位置する、請求の範囲第７項又は第８項 記載の電極。
10. １０．前記ゲル層が導電性接着剤を含む、請求の範囲第７項から第９項までのい ずれかに記載の電極。
11. １１．前記接続端部と監視装置との電気的接続を可能にするための手段を備えて なる、請求の範囲第１項から第１０項までのいずれかに記載の電極。
12. １２．前記電気的接続手段が、前記基材を通して固定されそして前記導電性層と 電気的に連絡する導電性のスナップファスナーを含む、請求の範囲第１１項記載 の電極。
13. １３．前記電気的接続手段が前記接続端部に結合された電線を含む、請求の範囲 第１１項記載の電極。
14. １４．前記接続端部の上と前記相互接続部分の上とに電気絶縁層が位置し、前記 ゲル層に関して実質上同平面の関係にある、請求の範囲第１項から第１２項まで のいずれかに記載の電極。
15. １５．前記基材上に接着剤層が位置し、前記導電性インク層に関して実質上同平 面の関係にある、請求の範囲第１項から第１４項までのいずれかに記載の電極。
16. １６．前記接着剤層が前記基材のセンサー端部の表側の中空形状の空所内にあり 、そして前記導電性層に関して実質上同平面の関係にある、請求の範囲第１５項 記載の電極。
17. １７．前記裏側に接着性要素を有し、そしてこの要素が、当該電極が患者の皮膚 と接触するのを可能にするための接着性表面を提供するように当該基材に関して 外側へ延びている、請求の範囲第１６項記載の電極。
18. １８．前記基材が前記中空形状の空所と重なり合う開口を有し、それにより前記 空所と重なり合う前記接着性表面がそこを通り抜けるのを可能にする、請求の範 囲第１７項記載の電極。
19. １９．前記基材が導電性である、請求の範囲第１項から第１８項までのいずれか に記載の電極。
20. ２０．前記接続端部、前記中間部分、そして当該接続端部及び中間部分と重なり 合う前記接着性要素の一部分が、使用時に当該接着性要素の残りに関して動くこ とができる、請求の範囲第１７項及び第１８項のいずれかに記載の電極。
21. ２１．前記粒子の混合物が重量比９：１の銀／塩化銀を含む、請求の範囲第１項 から第２０項までのいずれかに記載の電極。
22. ２２．前記導電性層の厚さが５〜１５ミクロンである、請求の範囲第１項から第 ２１項までのいずれかに記載の電極。