JPH067821B2 - 導電性接着性医療用電極アセンブリ - Google Patents

導電性接着性医療用電極アセンブリ

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JPH067821B2
JPH067821B2 JP62165152A JP16515287A JPH067821B2 JP H067821 B2 JPH067821 B2 JP H067821B2 JP 62165152 A JP62165152 A JP 62165152A JP 16515287 A JP16515287 A JP 16515287A JP H067821 B2 JPH067821 B2 JP H067821B2
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Description

【発明の詳細な説明】 本発明の背景 本発明は、皮膚と電気的接触を提供するためそれへ接着
するのに適した導電性接着電極アセンブリに関する。
この出願は１９８６年６月３０日に出願した米国特許出
願No.８７９，８７６と関連を有し、該出願は本発明の
医療用電極アセンブリにおいて皮膚と電気的接触を提供
するため患者の皮膚とイタンーフェースする導電部材と
して使用する導電形の親水性ゲルのシートをクレームす
る。
患者の皮膚とイタンーフェースする導電部材として親水
性ゲルのシートもしくはフィルムを含む医療用電極はこ
の分野において良く知られている。医療用電極に関係す
る用途に使用するのに適したヒドロゲルシートはMedtro
nic,Inc.社の一部門であるPremeon（ミネソタ州ブルッ
クリンセンター），ファイザー社の一部門であるValley
labs,Inc.（コロラド州ブールダー），Biostim,Inc.
（ニュージャージー州プリンストン），Lectec Corp.
（ミネソタ州エデンプレイリー）およびConmed（ニュー
メキスコ州ユチカ）によって商業的に製造されている。
多数の米国特許が親水性ゲルおよびそれらを使用する医
療用電極を開示している。以下はこの先行技術の初期の
状態を例証する。
3,357,930（ゲルの形のポリマーマトリックス、その可
塑剤、可塑剤に可溶なイオン化電解質およびイオン化し
得る溶媒、例えば固体ポリビニルアルコール、グリセリ
ン、塩化リチウムおよびシリカよりなる導電性透明フィ
ルム） 3,911,906（微細な導電性粒子を含む感圧性接着剤、例
えば炭素粉末を含むアクリル共重合体の皮膚インターフ
ェースフィルムを持った電極） 3,993,049（塩含有接着剤で皮膚の上に張るのに適した
側にカバーされたホルムアミノ化材料の曲げ易いパッチ
を含む電極） 3,994,302（皮膚接触エレメントがイオン交換物質，例
えばポリエチレンベースへグラフトしたビニルピリジン
である刺激電極） 米国特許第３，９９８，２１５号は繊維質担体を含浸し
たヒドロゲルを使用する導電性パッドをクレームする。
実施可能としてそこに記載されたポリマーは化学的架橋
剤を必要とする。特許権者（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）によって
販売されるその商業製品は貧弱な皮膚接着力を有し、そ
して気泡を含有する。（後者は恐らく出発ゲルの粘度お
よび／または繊維質担体を出発ポリマー溶液で含浸する
ために採用される技術による。）導電性パッド中の気泡
は違った電気的性質の局部的区域を形成するので好まし
くない。
米国特許第3,998,215号の発行以後、患者の皮膚とイン
ターフェースする電気的接触手段として親水性ゲルを採
用する多数の他の特許が発行された。以下はそのような
特許の例証である。
4,008,721（接着性材料、例えばアクリル共重合体の皮
膚接触層を含むテープ電極） 4,054,714（ポリマーバインダー，その表面が貴金属で
ある導電性粉末および平常は液体の多価アルコールより
なる、電子デバイスの表面を結合するのに有用な導電性
接着剤） 4,067,342（接着剤、例えばアクリルポリマー接着剤と
結合した導電性材料の表面と、そして磁性材料を含む導
電性材料の第２の表面とを有するテープを使用する、皮
膚を通って体内へ電気信号を送信するためのテープ電
極） 4,094,822（半体固状接着性ポリマー材料、例えばポリ
ビニルアルコール、ホウ酸，ＣＭＣ，グリセリンおよび
水と、電解質、例えばAgClまたは亜鉛塩とを含有する、
皮膚へテープ止めされるカップを有する電極） 4,066,078（例えば(a)α，β−オレフィン性不飽和ジカ
ルボン酸とモノもしくは多価アルコールとのエステル１
０〜９０部，(b)α，β−オレフィン性不飽和コモノマ
ー９０〜１０部，(c)二官能モノマーからなる架橋剤少
なくとも0.02部よりなる共重合体から製造した、接着
性、可塑性および親水性を有する皮膚インターフェース
フィルムを持った電極） 4,092,985（高含水量液体もしくは半固体状導電性媒体
を浸透した透水性多孔ウエブの弾性的に伸張し得る層を
含む使い捨て電極） 4,109,648（ヒドロゲルの自己支持性本体、例えば黒鉛
ファイバーのまわりに過硫酸アンモニウムおよびメタ重
亜硫酸ナトリウムで重合したヒドロキシエチルメタクリ
レートを含む電極アセンブリ） 4,125,110、再発行31,454（皮膚インターフェース基体
として、カラヤのような天然親水性多糖類および塩の連
続相としてのアルコール中のコロイド状分散液を含む電
極） 4,141,366（適当な溶媒による適用時に活性化される平
常なドライな接着剤を使用する、皮膚を通って電気信号
を送信するための電極） 4,273,135（導電性インターフェースとして、モノマ
ー、例えばグリセロールで可塑化した凝集性適合性非イ
オン性合成ポリマーを使用する実質上ドライな電極。こ
の電極は生理食塩水または水で湿した検磨した皮膚へ適
用される。） 4,274,420（接着剤基体が導電性流体を支持するカラヤ
ゴムマトリックスよりなる米国特許4,125,110に類似の
電極） 4,300,575（カラヤ，カーボンブラック，イソプロピル
アルコールおよびカラヤゴム導電性溶液よりなる導電性
エレメントを有する電極） 4,317,278；4,318,746および4,362,165（環の中央区域
に電極ゲルを持った発泡体よりなる電極。該ゲルは米国
特許4,318,746の対象であり、そして２種のポリマー，
すなわち一方は熱水可溶であり例えばカッパカラゲナン
であり、他方はそうでない例えばヒドロキシプロピルメ
チルセルロースであり、そしてゲルの導電率を増加させ
るためカリウム塩を含有する。） 4,365,634；4,393,584および4,522,211（半可撓性のプ
ラスチック様シートへ固着され、そして既知の導電性接
着剤、例えば米国特許4,066,078または4,008,721；3,99
8,215；3,993,049および3,911,906に開示されているジ
ョンソン、アンド、ジョンソンの“Bioadhesive”，好
ましくは米国特許3,822,238；4,156,066および4,156,06
7に開示されている親水性材料からつくった接着層を備
えた電極） 4,383,529（例えば寒天、タンパクまたは合成ポリマー
例えばメチルセルロースからつくった半固体状親水性水
和ゲルを持った電離療法電極器具） 4,458,696（導電性接着剤，好ましくはメチルジエタノ
ールアミンで中和した７５：２５アクリル酸ブチル−ア
クリル酸共重合体へ水溶性可塑剤および米国特許3,065,
770に記載されているような粘着剤を加えてなる導電性
接着剤で被覆した担体部分からなる１０ミル厚みまでの
展延し得るインターフェース層を持ったＴＥＮＳ電極） 4,515,162（電極端子プレートへ接着した粘着性架橋ヒ
ドロゲル、例えばポリアクリル酸およびポリアクリル酸
塩、水、架橋成分として少なくとも２個のエポキシ基を
含んでいる化合物、そして任意に粘着剤、例えばグリセ
リン、プロピレングリコールもしくはポリエチレングリ
コール、電解質例えば塩化ナトリウムもしくは塩化カリ
ウム、ｐＨ調節剤、可撓性付与剤、抗カビ剤等を含む電
極パッド） 4,524,087（例えばグリセロールと水酸化カリウム水溶
液を加えたアクリル酸に溶解したトリエチレングリコー
ル−ビス−メタクリレートよりなる混合物を重合を開始
するためのフリーラジカル開始剤、例えば光開始剤を使
用してＵＶ重合することによって製造された、膨潤し得
る、皮膚刺激性のない、適合性の、相互接着性のイオン
性親水性ポリマーである導電性接着剤をその上に持って
いる電極） 4,543,958（例えばLectec Corp.からシート形で入手さ
れる、または米国特許3,357,930；3,993,049；4,066,07
8および4,141,366に記載されているような天然カラヤゴ
ムよりなる導電性接着フィルムを有する電極） 本発明の好ましい親水性ゲルは、米国特許3,264,202お
よび3,419,006に記載されている架橋したポリエチレン
オキシドの広いクラスに属する。また、3,898,143；3,9
93,551；3,993,552；3,993,553および3,900,378を見
よ。
先行技術には皮膚インターフェース部材として親水性ゲ
ルを持っている医療用電極の多数の教示が存在するが、
最適な医療用電極の基準、すなわち皮膚科学的に不活性
な皮膚インターフェース部材、すなわち有機溶媒、残存
モノマー化学架橋剤または未架橋ポリマーの実質量を含
まないこと、粘弾性であること、すなわち皮膚の平坦で
ない区域へ容易に一致すること、使用中落下する可能性
が殆どないように皮膚へしっかり接着するように十分に
接着性であるが、除去する時皮膚へ痛みおよび／または
損傷をおこす程接着性ではないこと、乾いた皮膚と同様
に湿った皮膚へも、またきれいな皮膚と同様に汚れた皮
膚へも適度に接着性であり、そのため有機溶媒または研
磨剤による皮膚の準備を必要としないこと、低いインピ
ーダンスおよび低いオフセットのようなすぐれた電気的
性質を有すること、その開封していない包装中において
良いシェルライフを有すること、そしてその中に電極が
シールされる包装が開かれる時から使用前または使用中
の間に容易に劣化しないことの基準のすべてを満たすも
のはない。本発明の医療用電極は長期間使用のためこれ
らのすべておよび他の有益な性質を有する。
本発明の目的 本発明の目的は、水、架橋したホモポリマーおよび電解
質より本質的になる親水性ゲルを皮膚インターフェース
導電性部材として使用する医療用電極を提供することで
ある。
他の目的は、その親水性ゲルが生物学的に不活性である
ような電極を提供することである。
他の目的は、皮膚の事前準備、例えば皮膚の研磨もしく
は湿潤および／または溶媒による乾燥の必要なしにそれ
へ付着させた時皮膚へ接着するような電極を提供するこ
とである。
さらに他の目的は、皮膚上の正常量の水分の存在によっ
てその皮膚への接着性が悪影響されない電極を提供する
ことである。
さらに他の目的は、長期間の使用に適し、そして使用後
皮膚への損傷なしにそして認知し得る残渣なしに皮膚か
ら剥離することができる、すぐれたそして安定な電気的
性質を持った電極を提供することである。
さらに他の目的は、その親水性ゲルが浸出し得る成分、
例えばモノマー、可塑剤、架橋剤、粘着剤等を含まない
電極を提供することである。
さらに他の目的は、環境雰囲気へ曝露する時その水分が
容易に失わない電極を提供することである。
さらに他の目的は、本発明の医療用電極を使用して皮膚
から電気信号を、または皮膚へ電気エネルギーを伝送す
る方法を提供することである。
他の目的は本発明が関係する分野の当業者には自明であ
ろう。
本発明の概要 物品面において、本発明は、患者の皮膚と電気的接触を
提供するために適し、そして ａ）医療用電極を外部電気装置へ接続するための手段を
含んでいる導電性部材と、 ｂ）患者の皮膚と電気的にそして接着的にインターフェ
ースを形成するため、電気的に前記導電性部材へ接続さ
れた導電性粘弾性親水性ゲルの固体シートを含むインタ
ーフェース手段とを備える医療用電極にして、前記シー
トはそれが患者の皮膚へ接着性であるよりももっと凝集
性であり、そしてそれが患者の皮膚へ接着的に付着でき
るよりも導電性部材へもっとしっかり機械的に接続さ
れ、それによって使用後皮膚上へ認知し得る残渣を残す
ことなく皮膚から導電性部材および該シートの同時除去
を可能にし、そして前記親水性ゲルは、 （ｉ）水と、 （ii）該シート６０Hzにおけるの横断電気抵抗を１００
０オーム以下のインピーダンスに減らすのに有効な水溶
性電解質の水に溶解したした量と、 （iii）水と共に粘着性表面の粘弾性固体を形成するの
に有効な約２ないし３５wt％の架橋ポリエチレンオキシ
ドの水に均一に分散した量より実質的になり、実質上未
結合水、モノマーおよび架橋剤を含まない均一な水性混
合物であり、 前記親水性ゲルは前記電解質と重量平均分子量約0.05〜
１０×１０６ダルトンを有する線状水溶性ポリエチレン
オキシドの粘度約２〜２０００×１０３cpsを有する水
溶液の液体フィルムを該液体フィルムを粘弾性固体のシ
ートへ変換するのに有効な高エネルギー放射線の量へ服
させることによって製造される前記医療用電極に関す
る。
使用方法面においては、本発明は本発明の医療用電極を
使用して患者の皮膚から電気信号を伝送する方法に関す
る。
他の使用方法面において、本発明は本発明の電極を使用
して患者の皮膚へ電気エネルギーを伝送する方法に関す
る。
製造方法面においては、本発明は、電解質および約0.05
〜１０×１０６ダルトンの重量平均分子量を有する約２
ないし３５wt％線状水溶性ポリエチレンオキシドの約２
〜２０００×１０３cpsの粘度を有する水溶液の液体フ
ィルムを該液体フィルムを粘弾性固体のシートへ変換す
るのに有効な高エネルギー放射線の量へ服させ、そして
その後このようにして製造したフィルムを医療用電極の
皮膚インターフェース部材に形成することよりなる、本
発明の医療用電極の皮膚インターフェース部材の製造法
に関する。
詳細な議論 本発明に使用される親水性ゲルは、それらは導電性であ
るけれども実質上未結合水を含まない点でユニークであ
る。これはいくつかの理由で重要な性質である。第１
に、それはゲルが圧力および／または上昇した温度の影
響において遊離水をブリードしないことを意味する。そ
のようなブリーディングは接着性および／または導電性
の均一性の一方または両方に悪影響し得る。第２に、そ
れはゲルがもし水の氷点以下の温度へさらされても破壊
されないことを意味する。これは貯蔵および輸送安定性
の見地から非常に重要である。最後に、それはシールさ
れた気体および水分不透過性包装から取り出した後ゲル
をひあがりに対し一層抵抗性とする。
医療用電極は無菌でなければならないから、電極の包装
はそのような無菌性を確実にしなければならない。これ
はオートクレーブ滅菌はポリマーに悪影響またはゲルの
含水量を変えることがあるので慣例的にオートクレーブ
滅菌によって便利に達成できないが、無菌性は他の手
段、例えばエチレンオキサイドにより、または電極を出
発液体ポリマー溶液を固体のヒドロゲルへ変換する高エ
ネルギー線工程の一体部分として包装することによって
容易に達成することができ、それによってヒドロゲルお
よび関連する構造および包装材料を効果的に滅菌する。
本発明に使用されるヒドロゲルは、粘着性の粘弾性固体
であることが特徴であり、それは後記のころがりボール
タックテストにおいて典型的には約１０mm以下のころが
りボール距離を与え、そして後記の接着エネルギー密度
測定テストにおいて典型的には約２ないし８０ｇ−cm/c
m2の接着エネルギー力を与え、その接着性シートは接着
強度より大きい凝集強度を有し、それにより該シートは
目視し得る残渣を残すことなくそれが付着した表面から
除去することができる。それらの粘着性はその指触検査
のゲルのシートをはがした時皮膚上に残渣を残さなけれ
ばならないほど強い印象を人に与えるほど顕著である。
しかしながら、ゲルのシートは熱可塑性ポリマーによく
似た一体の単一構造である。それらはすぐれた凝集強度
を有し、それは皮膚から剥がされる時シートから材料が
分離するのを防止する。
この親水性ゲルは水、電解質および架橋したポリエチレ
ンオキシド（ＰＥＯ）の水性混合物である。それらは実
質上または完全に未結合水を含まず、その利益は前に論
じたばかりか、沈降またはゲルの物理的、電気的または
化学的性質に他の様に悪影響し得る分離したポリマー粒
子を実質上もしくは完全に含まない。
これら架橋ＰＥＯポリマーおよび高エネルギー放射線の
照射によってそれから製造した親水性ゲルは一般に米国
特許3,264,202および3,419,006に記載されており、それ
らの記載をここに参照として取り入れる。しかしなが
ら、本発明に使用される特定の高度に粘着性の親水性ゲ
ルはそこには記載されていない。そのようなゲルは固体
ゲルを製造するのに必要な最小値よりも高い出発線状Ｐ
ＥＯポリマー濃度を使用し、そしてそれへ出発液体フィ
ルムがかけられる線量を変更することによって製造され
る。換言すれば、低固形分高照射ゲルは、同じ出発水溶
性線状ＰＥＯから製造した高固形分および／または低照
射ゲルよりも粘着性でない。従って、3,419,006のゲル
の好ましいポリマー含量は２ないし６wt％の間である
が、本発明のゲルのそれは約２ないし３５wt％，好まし
くは４〜２５wt％，そしてもっと好ましくは７〜１０wt
％の範囲内である。前記特許の実施例の出発線状ＰＥＯ
は３×１０６ダルトンの分子量を有し、そして２wt％の
濃度で使用されたが、本発明の実施例の出発ポリマーは
0.9または４×１０６ダルトンの分子量を有し、そして
それぞれ９および４wt％の濃度で使用された。より低い
分子量のＰＥＯのより高い濃度が低い濃度よりもより粘
着性表面のヒドロゲルをつくった。それ故約0.05〜１０
×１０６ダルトンの範囲内の分子量を持つ線状ＰＥＯは
適切な照射レベルが使用されれば実施可能であるが、約
0.2ないし６×１０６の分子量を有するものが好まし
く、そして0.5ないし４×１０６のものが特に好まし
い。同時に、適切な照射レベルが使用される限り２ない
し３５wt％のポリマー濃度が使用し得るが、４ないし２
５wt％が好ましい。
架橋した接着性ヒドロゲル電極製造の着想はポリエチレ
ンオキシドに限らない。高エネルギー放射線で架橋し得
る任意の水溶性粘着性ポリマーもしくは共重合体もしく
はポリマーブレンドは架橋した接着性ヒドロゲルシート
を形成することができる。中でも、ポリビニルアルコー
ルまたはポリアクリルアミドは接着性架橋ヒドロゲル電
極を得るためにポリエチレンオキシドと同じ方法で利用
することができる。ポリエチレンオキシドおよび他のポ
リマーもしくはコポリマーとのブレントも同じ目的を達
成し得る。この一例はポリエチレンオキシドとポリビニ
ルピロリドンの共架橋混合物である。この場合、両方の
材料が接着性ポリマーである。もっと一般的方法では、
少なくとも１種の接着性ポリマーは他の非接着性ポリマ
ーと架橋接着性ヒドロゲル電極を与える塩水溶液中にお
いてブレンドすることができる。この一例はポリエチレ
ンオキシドとカルボキシメチルセルロースのブレンドで
ある。同様な応用モードにおいて、水溶性粘着性架橋可
能ポリマーは不活性フィラーとブレンドすることがで
き、架橋した粘着性ヒドロゲル電極シート材料を得る。
この場合主な要件は、粘着性の架橋し得るポリマーは形
成されたシートにおいて連続相でなければならなことで
あり、これは最初のポリマー塩溶液による不活性フィラ
ーの濡れおよび完全なカプセル化を必要とする。
米国特許3,898,143、3,957,607、3,993,551、3,993,552お
よび3,993,553はポリエチレンオキシドと種々の他のポ
リマーとの共架橋を記載する。米国特許第3,900,378は
不活性フィラーを有するポリマーの架橋を記載する。
前述したように、本発明において使用されるヒドロゲル
は、皮膚から除去される時構造上の一体性を維持するの
に十分な凝集力を持つ一方、例外的な表面粘着性によっ
て特徴化される。
本発明のヒドロゲルが皮膚へ接着する態様は本発明の重
要な局面である。該ヒドロゲルは乾いたおよび湿ったき
れいなそして汚れた皮膚の両方に速やかにそして強力に
接着する。該ヒドロゲルはそれが表面粘着性を失う前に
水の実質上を吸収することができるので、それは電極を
皮膚へ適用した後ヒドロゲルの下の皮膚から形成される
発汗に極めて耐える。反対に、それは６５％以上水であ
るから、それは慣用の接着剤系皮膚インターフェース部
材を使用する電極が使用後除去されるときに痛みおよび
／または皮膚損傷を発生する皮膚および毛との化学結合
を生成しない。
皮膚接着性をテストするため、片側から裏打ちを除去し
たヒドロゲルのサンプルを皮膚へ張り、そして放置し
た。これは布含有ヒドロゲル単独と、そして金属製導電
性スナップ電極端子を保持する支持裏打ち材へ取り付け
た布含有ヒドロゲルフィルムの両方について実施した。
どれほど良くヒドロゲルが皮膚へ接着したかを観察し、
そして少しでも残渣が皮膚に残ったかどうかとともに、
どれほど容易に電極材料が皮膚から分離できたかを記録
した。
導電性ヒドロゲルシートの接着性は感圧性テープ委員会
によって制定されたタックころがりボール方法によって
定量化することができる。接着性材料のためのこのテス
ト法はASTM名称D-3121-73（1979年再承認）に詳細に規
定されている。該テスト方法は接着剤に関するASTM委員
会D-14の管轄にある。該テストはイリノイ州クレンビュ
ー、ウオーキーガンロード1201の感圧性テープ委員会か
ら入手することができる傾いた槽を利用する。該槽は頂
部に開放レバーを備え、そこから直径１１mmの鋼球が槽
上へ放出される。ボールはそれが傾斜を下降する時慣性
を獲得し、そしてその接着性を測定している接着性表面
の上にころがる。ボールが移動する距離が短かければ短
かいほど、接着力値は高い。
このテストは以下のように実施される。１インチ幅およ
び少なくとも３インチ長さに切断したヒドロゲルサンプ
ルの両側から裏打ち材を除去する。テストは制御された
環境（７２゜F±５゜Fおよび５０％相対湿度）中で実施さ
れる。テストを実施するのに十分な寸法の硬い水平表面
が選択される。金属およびガラス板の両方が満足であこ
とを証明した。各接着性シートのテスト前、傾いた槽を
イソプロパノールで完全に清掃する。
テストすべき標本を傾いた槽と一直線に接着剤を上にし
て平らに置く。傾斜と反対側の標本の端はテーブルに固
定される。各標本について１回だけテストが行われる。
ボールをヒドロゲル上へころがす前に毎回それはイソプ
ロパノールで完全に清掃され、それによってさもなけれ
ば前回のテストから残るであろう残渣を除去し、そして
次にさらに残っている残渣を除去するためリントなしの
漂白した吸収材料で拭く。清掃後ボールまたは走路に触
れてはならない。ボールを放出の上方側へ置くのにはき
れいな乾いたへらを用いる。ボールを放すとそれは接着
性材料上の停止点までころがるであろう。ボールが最初
に接着剤と接触した点からボールが停止したところまで
の距離を測る。５回以上のテストの停止距離測定の平均
値を記録する。ボール上の認知し得る残渣、基材からの
接着剤のまくれ等の目視検査に基づく適当な追加のコメ
ントも記録する。
このテストにおいて、本発明の電極に使用されたヒドロ
ゲルはタックころがりボール距離約１０mm以下を持つ。
この同じテストにおいて、米国特許3,998,215に従った
ミネソタ、マイニング、アンド、マニュファクチャリン
グ社によって販売されている市販の医療用電極（Littma
nn ブランド、DEFIB-PADS）は９０mm以上のタックころ
がりボール距離を与える。
接着剤の相対的強度および粘着性を測定する他のテスト
は、接着エネルギー密度測定テストである。このテスト
はどのくらい良くヒドロゲルシートが平坦な表面へ接着
するかを測定する。測定される接着エネルギーは、平坦
表面へのヒドロゲルシートの表面接着力とそしてヒドロ
ゲルシート自体の強度の組合わせた強度である。
テストすべきヒドロゲルシートのサンプルを裏打ちなし
で平坦なステンレス鋼ブロック上に置く。該ブロックは
テスト台上に置かれた可撓性発泡体のブロックの上に置
かれる。所定位置に配置した後、鋼リングをテストサン
プルの頂部に置き、そして使用すべきテストプローブと
整列させ、後者がリングに触れることなくサンプルを通
って下降するようにする。次に円筒形（1.5インチ直
径）ポリメタクリル酸メチルテストプローブが一定した
速度で一定した深さまでサンプル中へ下降する。（試験
したヒドロゲルフィルムにおいては、下降速度は0.5mm/
secにセットされ、侵入は1.0mmにセットされた。）テス
トプローブを下降させる前に、それはテスト開始前残留
接着性材料がプローブの面にないことを確実にするた
め、イソプロパノールまたは蒸留水で清掃し、リントの
ない布で乾燥する。すべてのテストは７２゜F±５゜Fでそ
して相対湿度５０％±５％で実施され、各テストサンプ
ルはこれらの条件でテスト前少なくとも１時間貯蔵され
た。テストプローブがヒドロゲルフィルム中へその１mm
下降を終了し、そしてその復帰（上昇速度0.344cm/se
c）を開始する時、測定下の接着剤サンプルはテストプ
ローブの表面へ接着している。プローブの復帰のスター
トからプローブの表面からテストサンプルの完全分離ま
で、プローブ上の力および対応する移動距離をボーラン
ド、スチーブンスＬＦＲＡテキスチャー、アナライザー
およびレコーダー(Voland Corporation,Howthorne,New
York)を使用して記録する。力−移動距離カーブの下の
面積が接着エネルギーである。使用した1.5インチ直径
プローブでは、11.4cm2あたりの接着エネルギーであ
り、これが接着エネルギー密度である。ここに報告した
結果については、力はグラムで測定され、そして移動距
離はcmで測定され、そのためすべての接着エネルギー密
度はｇ／cmで報告される。
このテストにおいて、本発明の親水性ゲルは約２ないし
３０ｇ／cmの接着エネルギー密度を示す。好ましいゲル
はこのテストにおいて約７ｇ／cm以上の値を与える。
接着力についての前記テストにおけるそれらの接着エネ
ルギーおよびタックころがりボール距離による、実施例
１および５のヒドロゲルの増強された接着性は以下の表
Ｉから明らかである。
本発明による電極アセンブリは、電気信号感知医療用電
気装置および電気エネルギー伝送医療用電気装置の両方
に関連して皮膚へ適用するのに適している。すなわち、
それらは感知電極としておよび作業電極として使用する
ことができる。感知電極の例は、心電図（ＥＣＧ），電
気眼位図（ＥＯＧ），胃電図（ＥＧＧ），表面筋電図
（ＥＭＧ），電気皮膚レスポンス（ＥＤＲ），脳電図
（ＥＥＧ），可視誘発ポテンシャル（ＶＥＰ）および可
聴誘発レスポンス（ＡＥＲ）に使用されるものである。
さらに、ここに使用するヒドロゲルは生物学的に不活性
なため、本発明によるアセンブリはエレクトロレチノグ
ラムにおける角膜のような、生体の感受性区域へ、また
は加重した電気蝸牛図（ＥＣＯＧ），電気嗅覚図（ＥＯ
ＧＳ）および電気膣ポテンシャル測定におけるような慣
用のアセンブリの材料が不満足であることが証明される
体腔へ適用もしくは内植を必要とする信号の検出に適し
ている。
本発明の電極アセンブリが使用できる作業電極の例は、
経皮電気的神経刺激（ＴＥＮＳ）に構造的に適したも
の、電気的外科ユニット（ＥＳＵ）および外部心臓ペー
シング（ＥＣＰ）として、そして細動除去(Defib)のた
めの使用である。
これらの電極の二つの一般的タイプ、および後者のタイ
プの三つのカテゴリーの物理的、電気的および化学的特
徴を以下の表IIに示す。
ＰＥＯが高エネルギー放射線によって架橋されるので、
それは皮膚へ付着すべき器具にとって非常に重要な配慮
である残存モノマーおよび化学的架橋剤を含まない。も
し望むならば、ゲルは任意に保存剤、抗カビ剤、静菌剤
等を含むことができる。ただし、ゲルへそれが形成され
た後、例えば親水性ゲルのシートの片面または両面へそ
れらの水溶液のフィルムを塗布することによって任意の
そのような剤を混入するため特別のステップを取らない
限り、選択した材料は親水性ゲルを製造するために使用
される照射に耐えることができなければならないことに
留意すべきである。
ヒドロゲルインターフェース部材の一般的特徴 以下は、本発明の親水性ゲルの性質の要約である。
生体適合性 この親水性ゲルは不活性で、そして代謝されない。それ
は平常約７のpHを有し、６と８との間を浮動することが
許容される。それらはゼロ刺激指数を持つ。それらは照
射によって製造されるため、ゲルは実質上もしくは完全
に無菌であり、１cm3あたり１０コロニー以下（測定限
界）である。
該ヒドロゲルは外来のまたは他の異物成分を含まない。
それは化学的に架橋したゲル中に存在するモノマーおよ
び架橋剤や、または処方した接着剤では一体部分である
溶剤等の外来薬品を含まない。すべての成分は皮膚接触
において生体許容性であることが証明された。正常の滲
出物はユーザーの皮膚を離れてゲルのマトリックスへ流
入する。その親水性性質は研磨処理および／または他の
皮膚準備の共通の必要性を排除する。
ヒドロゲルの生体適合性、すなわちその非アレルギー源
性は、連邦有害物質法に記載されている方法（皮膚と接
触する医療器具のための皮膚毒性テストのためのプロト
コール案に従っていくらか修正した）に従ってテストさ
れた。刺激指数ゼロがニュージーランド白ウサギの研磨
および未研磨皮膚でテストした時に返って来た。
特定イオンコントロール 導電性マトリックス中の均一な分布を持った特定イオン
コントロールは電極性能にとって最大に重要であること
を実験が示した。ヒドロゲルを製造するために使用され
るプロセスにおける精密なイオンレベルおよび分散が、
抑制された導電性接着性伝導部品のユニークなファミリ
ーの製造を完全に可能とする。ポリマーマトリックスは
理論的にイオン移動度を妨害し得るが、ヒドロゲルの体
積抵抗は低く保たれる。
親水性特徴 このヒドロゲルは遊離水を含有しない。ヒドロゲル中の
水はゲル構造の一体部分であり、それ故圧力のような物
理的手段によってそれから分離することができない。こ
のためマトリックスは重力下および冷凍でさえも均質を
保つ。その吸収性質は、それらを浸透によってゲル中へ
引き込むことにより、ヒドロゲルが生体表面から水溶性
滲出物および排泄物をきれいにすることを可能とし、こ
のため他の有機ポリマーには共通してつきものの皮膚刺
激因子を低下させる。ゲルパッドはそれ自身ヒト皮膚の
不規則性に適応し、実質上均一な接触を形成する顕著な
利点を有する。貧弱な皮膚接触は電気ノイズもしくは電
流損失を生じ、生体電位記録の正確性または電気エネル
ギー処置の有効性を変えることがあるので、これは重要
な特徴である。高含水量はまた、ある市販電極では必要
する準備皮膚シェービングの必要性をなくす。
接着性質 ヒドロゲルの接着特性は、その凝集力を保持しながら、
それが設置される表面の微細な不規則性に合致する能力
の関数である。この特性は添加の薬品の必要性なしに接
着剤の基準を満たす。与えられた表面に対する接着性の
程度は、該表面の不規則性もしくは多孔性の程度の関数
である。このヒドロゲルは正常の汗を吸収してもその接
着性を保持する。ゲル構造内のヒドロゲルの静的粘性
は、それが適用される表面の小さい間隙中へ流入するこ
とを許容し、それによってそれ自身と前記表面との間の
密接な均一な接触を許容する。このタイプの接着性は、
追加の化学的接合剤を使用することなくそれが皮膚へ接
着することを許容し、これは成分がゲル構造内に永久に
結合しているから、痛み、皮膚損傷もしくは毛を引っ張
ることなく、そして皮膚自体へゲルの残留成分を残すこ
となく、ヒドロゲルを皮膚から除去することを許容す
る。ヒドロゲルの接着性のこれ以上の議論は先に同定し
た同時に提出した出願中に見られる。
電気的特性 ヒドロゲルを製造するための出発材料は予見し得る電気
的特性を有するヒドロゲルを製造するようにイオン性物
質の広範囲の量およびタイプをもって処方することがで
きる。選択したイオンの均一分布はヒドロゲル全体を通
じ対応して再現し得る電気的性質を与え、それによって
その導電性およびキャパシタンス性質に基づいて広範囲
の応用を可能とする。さらに、ヒドロゲルの予見し得る
体積抵抗率は多数の重量な医療用途を可能とする。
ヒドロゲルに使用し得る電解質は大部分の陽イオン、例
えばアンモニウム，ナトリウム，カリウム，リチウム，
マグネシウム，カルシウム等と、そして単純なまたは複
合陰イオン、例えば塩素，硫酸，炭酸，硝酸および有機
酸の陰イオン、例えば酢酸，クエン酸，アジピン酸，洒
石酸，乳酸，プロピオン酸，グルタル酸およびマレイン
酸を含み、金属製コネクターの腐食が問題となる場合に
は後者が好ましい。酢酸マグネシウムがこの点で特に好
ましい。体積抵抗率は意図する用途のゲル全体を通じコ
ンスタントに保たれ、医療使用において皮膚の抵抗の実
質上ゼロ減衰を許容するが、ユーザーから離れてマトリ
ックスを通る皮膚排泄の上方への均一な流れを許容す
る。この変化はゲルのバランスのとれた浸透性親水性の
ためゲルの断面積全体を通じて均一である。
物理的性質 ヒドロゲルの基本的なシート形は構造的一体性と弾性記
憶とを有し、それはＸＹもしくはＺ軸に対して圧力が加
えられる時それがその元の形へ復帰もしくは保持するこ
とを許容する。製品は重力の影響下で水を滲出する他の
タイプと異なって、単一表面上の約２０psiの力で水の
損失に耐えるであろう。その高い比熱は他の有用な性質
である。ヒドロゲルシートはその使用範囲をこえる広い
温度範囲にわたって構造的に不変であり、そして機能的
である。シートの温度を上昇させるのに要するエネルギ
ーの量は多数の医療応用に安全性余裕を加える。それは
また熱／冷および電気的刺激を含むある組合せ療法に有
用である。
ヒドロゲルシートもしくはフィルムは電子加速機によっ
てつくられるような高エネルギー放射線で製造されるの
で、製造直後それは無菌である。
このヒドロゲルを使用する電極によって実現される特定
の利益は、その安定した電気的性質とそしてその皮膚へ
のすぐれた接着である。すぐれた電極は電荷を貯えては
ならず、皮膚と低い溶液電位を持つべきであり、そして
低インピーダンスでなければならない。本発明の電極に
使用されるヒドロゲルはこれらの特徴のすべてを有す
る。本発明の電極は、適用期間に応じて通常外部接着支
持の必要なしに皮膚へしっかりと接着する。使用中空気
へ露出されるヒドロゲルの表面は時間の経過により乾い
た外皮を徐々に形成し、それによってヒドロゲルフィル
ムの本体が乾燥し、変化した電気的性質を獲得するのを
防止する。これは長期間使用にとって特に有用である。
本発明の電極はまた、使用後の除去に際しさらにすぐれ
た性質を発揮する。この電極は皮膚へ容易に接着する
が、それらは慣用市販接着製品のように皮膚を損傷する
ことなく、それから無痛態様で非常に容易に除去するこ
とができる。さらに、この電極は除去に際し、多数の液
体ゲル系電極のように皮膚へ見える残留物を残さない。
実際に、液体ゲル電極はしばしば石鹸および水の適用に
よって比較的痛みのある態様で皮膚を拭かなければなら
ない。使用中、本発明の電極のヒドロゲルは衣服を汚さ
ず、付着しない。これらの利益のすべては生体適合性の
すぐれた歴史を有する成分の使用によって達成され、そ
のため皮膚の発疹または刺激の危険性は少ししかない。
本発明による感知用（皮膚上の電気信号の検出）および
作業用（皮膚へ電気エネルギーの伝達）の電極は、現在
商業的に入手し得る先行技術製品を上廻る多数の利益を
有する。それらのいくつかを下の表IIIに掲げる。
親水性ゲルの製造 本発明の医療用電極に使用するのに適したヒドロゲル導
電性シートは、水溶性線状ポリエチレンオキシドと選択
した電解質および水とを粘ちょうな原料を形成するよう
に混合することによって製造することができる。便利な
操作は乾いたポリマーを環境または上昇温度において電
解質水溶液と徐々に混合することである。代わりに、ポ
リマーの熱い水溶液をつくり、選択した塩の濃厚溶液を
それと所望のもしくは最終電解質およびポリマー濃度を
得るようにゆっくり混合することができる。粘ちょうな
液体原料は次に平坦な表面、例えばポリエチレンフィル
ムまたはポリエチレン被覆紙上へ液体フィルムを形成す
るように適用される。引っ張りおよび曲げにおけるヒド
ロゲルの強度へ貢献させるため、低坪量の外皮を架橋前
に成形中に含ませることができる。外皮は実質的な開い
た面積のもので、そして低い坪量、例えば約１ないし５
ミル厚さで、約0.002ないし0.2，好ましくは約0.003な
いし0.1ｇ／平方インチのものである限り、織ったまた
は織らない網目タイプの構造のもの、例えばそれらの交
差点でヒートシールした不織モノフィラメント、または
熱スタンプした構造パターンに孔を持つ熱可塑ポリマー
のシートとすることができる。外皮は好ましくは天然ま
たは合成疎水性ポリマー，例えばポリエチレン，ポリプ
ロピレン，ポリエステル，ポリアミドホモポリマーから
つくられる。これらポリマー材料は好ましくはヒドロゲ
ル中へ不純物を漏洩しないように可塑化されない。
得られる液体フィルムは次に電子ビームのような高エネ
ルギー放射線へかけられ、固体ゲルへ変換される。製造
を容易にするため、液体フィルムは好ましくは照射前片
側もしくは両側を薄い剥離し得る親水性シート、例えば
ポリエチレンもしくはプラスチック被覆離型紙で裏張り
される。片側または両側のプラスチックシートはヒドロ
ゲルシートの形成後、包装前または使用前剥離すること
ができる。今や粘弾性固体であるヒドロゲルシートは、
製作した電極具において皮膚と接触する導電性エレメン
トとして使用するため所望の寸法および形状にカットす
ることができる。用途に応じ、異なるタイプの裏張りシ
ートをヒドロゲルシートの片側または両側に用いること
ができる。例えば非剥離性シートを片側のみに、または
剥離し得るシートを片側にそして非剥離性シートを他の
側に使用することができる。
これらの用途に有用なポリエチレンオキシド配合物は、
適当な表面粘着性（接着性）と十分な強度（凝集性）を
維持する一方、高濃度の水を含有し、結合するものであ
る。出発水溶性ポリエチレンオキシドは容易に架橋し、
そして処理のため粘ちょうな溶液を形成するのに十分に
高い分子量を持っていなければならない。前述したよう
に、重量平均分子量約0.05〜１０×１０６，好ましくは
約0.2〜６×１０６，例えば0.5〜４×１０６ダルトンを
有するポリマーが一般に採用される。典型的には約0.1
ないし１５wt％，好ましくは約0.7ないし１０wt％の水
溶性塩、好ましくは皮膚科学的に許容し得る金属塩、さ
らに好ましくはアルカリ金属塩、例えば塩化ナトリウム
またはカリウムの水溶液が使用され、特定の濃度はそれ
からつくられるヒドロゲルに所望される導電度に依存
し、一般に1,000（オーム−cm）−１以下，好ましくは
１００（オーム−cm）−１以下の横断導電率が望まし
い。そのような塩水溶液は均質な粘ちょう溶液をつくる
ように混合によって水溶液線状ポリエチレンオキシドと
合併される。その中のポリマー濃度は典型的にはその分
子量およびその中の塩濃度に応じ、全溶液の約２ないし
３５wt％，好ましくは約４ないし２５wt％，例えば７な
いし１０wt％であり、すなわち、高分子量ＰＥＯポリマ
ーは低分子量ＰＥＯポリマーよりも高濃度塩溶液中によ
り不溶である。ポリマー／塩／水溶液は架橋前シート状
形状、例えば約0.1ないし２mmの厚みの液体フィルムを
形成するのに十分に粘ちょうでなければならない。例証
的粘度範囲は約2,000ないし2,000,000cpsである。ポリ
マー／塩溶液は裏張りフィルムもしくはシート上へコー
ティングによって液体シートに形成される。もし外皮が
溶液の本体中へ入れられるならば、溶液は外皮の両面を
こえて突出しなければならず、そして外皮の全表面が溶
液で漏れなければならない。この注型技術は連続的とす
ることができ、それによって長い連続シートもしくはフ
ィルム，または単一電極に相当する寸法および形状の溶
液の個々のプールを適用することによって不連続のシー
トまたはフィルムを形成する。任意の量の粘ちょう溶液
を裏張りフィルムへ適用し、個々の電極のための複数の
個々のインターフェース手段を得ることができる親水性
ゲルのシートを、または複数のインターフエース手段を
形成するようにカットし得る大きい単一シートを形成す
ることができ、または該シートを長い片にカットし、テ
ープとしてロールに巻くことができる。裏張りシートへ
適用されるＰＥＯ／塩水溶液の厚みは、一般に溶液の粘
度により、そしてそれに外皮を入れるか否かによって決
められる。
粘ちょうな溶液が所望の厚みに塗布または注型された
後、それは次に電子加速機またはファン、デ、グラフ発
生器によって発生させたような高エネルギー電子束のよ
うな架橋高エネルギー照射へかけられる。もし大気中の
酸素を排除する条件が取られれば、ガンマ線も使用し得
る。主要要件は、電子ビームが溶液を貫通するのに十分
なエネルギーのものであり、そのため溶液がサンプルの
全断面を架橋するのに有効な線量を受けることである。
適当な線量／エネルギー／厚み関係は照射処理の当業者
には容易に選定可能であり、そのため詳細に論ずる必要
はない。所望の均一架橋の程度を得るため、すなわち粘
ちょうなポリマー／塩／水溶液を粘弾性固体ゲルへ変換
するのに有効な線量は、約0.25ないし5.0メガラッド，
通常約0.35〜1.5メガラッドの線量が、選択したポリマ
ー、その濃度、選択した塩およびその濃度、および選択
した機能的または治療剤の存在または不存在によって必
要である。
一般的にいえば、高いポリマー濃度は、低いポリマー濃
度よりも許容し得る粘弾性固体ゲルを製造するために高
い照射線量を必要とする。
導電性ヒドロゲルシートが照射されそして粘弾性固体に
変換された後、それは次に電極へ組入れることができ
る。最初に、もしそれがその所望の最終形状に形成され
ていなければ、それは所望寸法にカットされる。もしヒ
ドロゲルの両面が裏張り材でカバーされていれば、その
片面から裏張り材が除去される。裏張り材を除去した面
は次に非多孔質支持導電性部材、例えば電極リード線お
よび外部電気装置へのコネクターを収容することができ
る導電性金属ボタンもしくはスナップを含む材料へ取り
付けられる。電極はその時無菌包装可能となる。包装
は、例えばヒートシールし得るアルミ箔ポリマーラミネ
ートをヒートシールすることによって形成した、気体、
水分および微生物不透過のシールした袋もしくは封筒が
好ましい。
包装した電極が使用される時は、それは包装から取り出
され、残りの裏張り材がゲルインターフェースシートか
ら剥離され、そして患者の皮膚へ張られる。電極リード
線が電極のファスナー導電性部材へ取り付けられる。代
わりに、リード線は残りの裏張り材が除去される前に電
極へ取り付けることができ、次に裏張り材が除去され、
接続ワイヤーを持った電極が皮膚へ張られる。代わり
に、包装した電極は既に取り付けたそれ自身の電極リー
ド線を備えることができる。裏張り材除去および電極の
皮膚への付着の同じ順序が貼付前または貼付中電極へリ
ード線を取り付ける必要なしに適用されるであろう。
本発明の電極のヒドロゲルインターフェース部材は高い
接着強度を有し、これはそれらは皮膚へ容易に付着で
き、そして接着力の損失によって偶発的に落下する危険
なしにそれへ接着することを意味する。インターフェー
ス部材は水系のため、それは皮膚の水分の影響に対して
比較的免疫であり、皮膚へ付着している間電極の下に形
成される汗の結果離れないであろう。それらはまた高い
凝集力を有し、これは使用後見える残渣を残すことなく
皮膚から除去できることを意味する。興味あることに、
ゲルは高い接着強度を持っているが、それはゲルが皮膚
から除去される時皮膚から毛を引っ張ったり、または皮
膚を刺激するほど高くはない。
皮膚インターフェース部材としてここに記載したＰＥＯ
親水性固体ゲルのシートを含んでいる本発明の医療用電
極は広範囲の形状および構造，例えば半固体または固体
ゲルを使用する今日市販されているものばかりでなく、
医療用電極に関するものとして先に引用した先行特許に
記載された他のものを取ることができる。
ＰＥＯヒドロゲルは環境条件において水を失うから、そ
れは水およびガス不透過性容器、例えば凍結乾燥または
粉末コーヒーの計測量を貯蔵するのに一般に使用される
ラミネートしたプラスチックから形成されたポリフォイ
ル小包装中に貯蔵されなければならない。このように包
装された本発明の電極はAlternative Design Systems,I
nc.によって商標“STRATUM”のもとに販売されるであろ
う。シールされた封筒は薄いプラスチックシートの一対
をヒドロゲル／裏張り材シートラミネートもしくはヒド
ロゲルシートが取り付けられた医療用電極のまわりでヒ
ートシールすることにより、またはラミネートの単一か
らつくった他の個所はシールされ、そしてヒドロゲルラ
ミネートもしくはそれを含む医療用電極を収容する小包
装もしくは封筒の開放端をヒートシールすることによっ
て慣用的に製造される。
もしＰＥＯヒドロゲルのフィルムまたはシートがそれと
一緒に使用される医療用電極の部品と分離して貯蔵すべ
きであれば、その両面が好ましくは剥離し得るライナー
のシート、例えばポリエチレンもしくはポリプロピレン
被覆紙でカバーされる。もしヒドロゲルのシートがそれ
が使用される電極へ取り付けて貯蔵すべきであれば、そ
の露出面、すなわち皮膚へ張る面がそのような離型ライ
ナーでカバーされる。もし両面が離型ライナーでカバー
されるならば、任意に異なるライナー、例えば一方が他
方よりより容易に除去し得るもの、例えば片面をカバー
するポリエチレンのシートおよび他の面をカバーするマ
イラープラスチックのシートを使用し、それによりフィ
ルムまたはシートのあらかじめ定めた面が最初に露出さ
れることを確実にすることができる。ある最終用途にお
いては、フィルムまたはシートの片面を除去できない導
電性ライナーでカバーし、最終電極において導電性部材
として使用することができる。
ＰＥＯヒドロゲルシートまたはフィルムは、離型ライナ
ー間に単独でまたは重ねて包装することができる。ＴＥ
ＮＳ最終用途においては、プラスチックシート、例えば
２ミルマイラープラスチックフィルム上にヒドロゲルフ
ィルムまたはシートの複数の離れた円形，長四角，正方
形を取り付け、それらの露出面を異なった離型ライナ
ー、例えばポリエチレンの２ミルフィルムもしくはポリ
エチレン被覆紙離型ライナーでカバーすることが望まし
い。片面または両面の表面フィルムはＰＥＯヒドロゲル
の単位を順番に除去することを容易にするため適当に切
目をつけることができる。もし望むならば、ヒドロゲル
の単位の複数の片面を大きい裏張りシートで被覆し、一
方の表面は切目なしとし、他方の面はヒドロゲルの単位
と同じ寸法の離型ライナーでカバーし、ヒドロゲルおよ
び後者の離型ライナーの一単位を大きい裏張りシートか
ら一時に同時に剥離できるようにすることができる。
他の具体例においては、ＰＥＯヒドロゲルと、そしてそ
の表面をカバーするプラスチックフィルム、例えば片面
をカバーするポリエチレンフィルムと他面のマイラーフ
ィルムからつくったラミネートの大きいシートは、両方
向に離れた間隔で切目を入れられ、それにより各自が直
角に位置する一対の線に沿ってラミネートをむしり、そ
れによってシートからラミネートの１単位を引き離すこ
とによって医療用電極と共に個々に使用するためのラミ
ネートの切断し得る長四角もしくは正方形の単位の複数
をつくることができる。
ＰＥＯヒドロゲルのシートがその露出面をカバーする離
型ライナーと同じ寸法である時は、もし後者をいくつか
の片にスリットし、爪または工具で容易に持ち上げるこ
とができる縁を形成するならば、後者の除去が容易化さ
れる。
もし望むならば、片面をカバーする離型ライナーを持っ
たヒドロゲルの円形、長四角または正方形の複数を重
ね、両面が離型ライナーでカバーされたヒドロゲルシー
トのそのような単位の柱を形成することができる。望ま
しくは、そのような構成においては、離型シートの片面
は他面よりも高い接着値を有し、そのためヒドロゲルの
１単位だけが柱から一回に除去される。そのような柱は
気体および湿気不透過性シール容器を形成する湿気不透
過性キャップを持ったガラスびんまたはアルミ張り紙チ
ューブ中に便利に貯蔵することができる。
以下は、本発明の医療用電極に使用されるイオン性ＰＥ
Ｏ親水性粘着表面弾性固体ゲルの特定最終用途と、そし
てそれに関連する利益の説明である。
ＥＳＵ ＥＳＵ（電気的外科ユニット）電極は低イオン性ヒドロ
ゲルシート，例えば3.5％NaClからつくられる。分散高
周波（接地パッド）リターン電極応用は完全な導電／接
着使用である。電極除去およびその後の高周波火傷を防
止する接着安全係数は非常に重要である。正確なイオン
分布および制御は電流プーリングおよび小さい熱火傷を
防止する。親水性質は外科流体からの妨害を少なくし、
そして密接な物理的接触を確実にし、それによって整流
した電流からの筋刺激を防止する。高い比熱はエッジ効
果加熱および電解質乾燥を減らすことによって他の安全
係数を提供する。親水性ゲルは本来的に均一な固体分布
を持ち、そして熱動力学的に均質な系であり、それは貯
蔵中不均等なゲル分布（ゲル移動）を防止し、そのため
生体から適当な電流分散のための適切な表面積を確実に
する。ヒドロゲルの生物学的な不活性さは可能性ある高
周波火傷と混同し易い局所皮膚反応が発生しないことを
確実にする。ヒドロゲルの科学的不活性は電気分解によ
って成分が分解しないことを確実にし、そしてヒドロゲ
ルのすぐれた高温に対する応答は不利な使用条件におけ
る性能を確実にする。
ＥＫＧ（ＥＣＧ） ＰＥＯヒドロゲル系ＥＫＧ（心電図）電極は広範囲の特
定使用用途を有し、特定のイオン強度のヒドロゲルをつ
くる能力によって可能となる。イオン濃度は高性能運動
使用のための高い、例えば７〜８wt％塩化ナトリウム濃
度から、長期間使用のための低い、例えば５〜６wt％食
塩濃度までから選ばれる。以前制御が困難であったイオ
ンを使用できる能力は一貫したベースで殆ど完全に近い
電極の製造を許容する。関連する信号ドリフトなしで圧
縮できるヒドロゲルのユニークな能力はそれを臨床状況
のために理想的とする。結合したＰＥＯマトリックス
は、皮膚または温度状態が変化しても一貫した記録のた
めの安定な信号感知用電極を提供する。ヒドロゲルのす
ぐれた接着性はリード損失アラーム状態に対する付加さ
れたセーフガードを提供し、そして凝集性成分は待望さ
れている使用容易性を提供する。すぐれた皮膚友好性は
浮動するpHの付加された安全性をもってそれを長期間接
触のための安全な選択とする。親水性特徴は皮膚研磨ま
たはシェービングの患者の不快さなしに良好な伝導を許
容する。最後に、極端な温度に対するすぐれた応答は本
発明のＰＥＯヒドロゲルに基づいたＥＫＧ電極を緊急屋
外使用のための良好な選択とする。
細動除去 細動除去パッドは、中程度イオンパーセントＰＥＯゲ
ル、例えば約８wt％NaClのシートからつくられる。パッ
ドは通常多量の電気（電圧および電流）の印加のための
導電媒体として使用され、そしてまた同じ電極を通って
ＥＫＧモニタリングのための感知電極としても使用され
る。すぐれた電気的性質は、その低いＤＣオフセットに
よりモニタリング可能性を失うことなく電気の治療的電
荷の効率的な放出を許容する。結合したＰＥＯマトリッ
クスは貯蔵中製品のプーリングを防止し、そしてゲルの
ユニークな熱的性質はそれをこれら器具の屋外使用のた
めの完全な選択とする。接着成分は電極クリーム流出の
おそれなしに適切なパドル接触を確実にし、これは効果
的な皮膚接触を保ちながらパドルのくり返した再位置決
めもしくは再適用を許容する。ゲルシートの親水性は穴
なしの均一な皮膚接触を確実にし、そしてすべての皮膚
準備の必要性を排除する。ゲルシートの構造安定性は、
ゲルを接触区域から押し出すおそれなしにパドル適用に
際してより大きいユーザーの出力を許容する。最後に、
ゲルシートの透明なガラス様性質は外傷関連損傷の完全
目視を許容する。
バイオフィールドバック バイオフィールドバック電極は高濃度イオン性ゲルシー
ト、例えば７〜８wt％NaClからつくられる。ヒドロゲル
シートの有利な特徴は、その接着性による患者の皮膚へ
しっかり接着する能力と、そしてその凝集による再位置
決めし得る能力である。その特定の均一なイオン濃度は
それを多種類の家庭用および臨床用電極に使用すること
を許容し、そして直ちに信号受信を許容する。ゲルシー
トの親水性は皮膚準備を全く必要とせずに多数の可能性
ある設置部位を許容する。生体許容性および皮膚友好性
は長期間使用を可能とする。この製品の品質はまたＥＥ
Ｇ，ＥＭＧ，ＥＮＧおよび誘発したポテンシャルフィー
ルドにおいて同じ用途がある。すべての上述用途に必要
な特定の電気的性質は、含まれる低レベル信号による低
ノイズ電位および小さいＤＣオフセットである。ゲルの
生体不活性は、これらの適用場所は眼および口に対して
しばしば近いので特に重要である。
図面の簡単な説明 本発明の種々の他の目的、特徴および利益は、添付図面
を参照してそれらをより良く理解することによってもっ
と完全に認識されるであろう。
第１図は、本発明の原理を具体化するＴＥＮＳ電極の斜
視図である。
第２図は、第１図の線２−２に沿ったＴＥＮＳ電極の部
品の分解断面図である。
第３図は、本発明の別のＴＥＮＳ電極の斜視図である。
第４図は、第３図の線４−４に沿った断面図である。
第５図は、本発明に従ったさらに別のＴＥＮＳ電極の斜
視図である。
第６図は、第５図の線６−６に沿ったＴＥＮＳ電極の分
解断面図である。
第７図は、本発明に従ったＥＫＧ電極の斜視図である。
第８図は、第７図の線８−８に沿った電極の断面図であ
る。
第９図は、本発明に従った別のＥＫＧ電極の斜視図であ
る。
第１０図は、第９図の線１０−１０に沿った電極の断面
図である。
第１１図は、第７および８図のＥＫＧ電極４個を保持す
る裏張りシートの部分平面図である。
図面を参照すると、第１図および第２図には、離型ライ
ナー１４，例えば２ミル金属化マイラーと、そしてポリ
ウレタン発泡パッド１６の間に取り付けられた本発明の
ヒドロゲル１２を有するＴＥＮＳ電極が一般に１０とし
て示されている。ヒドロゲル１２と、そしてパッド１６
の露出面１９上に取り付けられたステンレスもしくは銀
−塩化銀被覆スナップ電気コネクター１８との間の電気
接続は、カーボン被覆アイレット２２によって達成さ
れ、それはパッド１６を通過し、そしてコネクター１８
の内部との永久座着配置に押し込まれる。
第３および４図は、一般に３０として示したＴＥＮＳ電
極アセンブリの他の具体例を図示し、そこでは電極は、
その全上方外周のまわりに唇３４と、そしてスナップコ
ネクター１８と関連する取り付けアイレット２２を保持
する電極３０のネック部分４２を収容するのに適した細
長いネック部分３６とを有する、例えば金属化マイラー
もしくはポリスチレン製の気体不透過性プラスチックト
レイ３２中に貯蔵のため収容されている。電極３０のヒ
ドロゲル部分１２の上面は導電性プラスチックフィルム
３８，例えば５ミルカーボン被覆ＰＶＣでカバーされ、
それは絶縁プラスチックフィルム３９，例えば５ミルＰ
ＶＣによってカバーされている。ヒドロゲル１２とそし
てスナップコネクター１８との間の電気的接続は、アイ
レット２２を絶縁フィルム３９を貫通して、そのベース
が絶縁フィルム３９の上面４０上に取り付けられている
コネクター１８の内部へ座着配置に押し込み、そしてア
イレット２２のベースをヒドロゲル１２の上面と接触さ
せることによって達成される。貯蔵目的のため、トレイ
３２は唇３４において全外周３２のまわりのプラスチッ
クフィルム（図示せず）、例えば金属化マイラーをヒー
トシールすることによって気体および水分不透過性とす
ることができる。
第５および６図の電極アセンブリにおいては、ヒドロゲ
ル１２は剛直な離型ライナー５４上に取り付けられ、そ
してその上面は炭素化した導電性ＰＶＣフィルム５８で
カバーされ、さらにその上からポリウレタン発泡体の絶
縁パッド６２によってカバーされる。導電性フィルム５
８および絶縁パッド５８は、ヒドロゲル１２をこえ、そ
してその上に第１ないし４図の電極と同じ態様でアイレ
ット２２によってスナップコネクター１８が取り付けら
れるネック部分６４を有する。離型ライナー５４はま
た、ヒドロゲル１２をこえ、そして医療装置へ接続され
た電線を離型ライナー５４を除去する前にスナップコネ
クター１８へ取り付けることを容易にするため、線５５
において熱形成した折り目によって下方へ延びる部分５
６を持っている。
第７および８図の電極の構造は第５および６図の電極の
構造と類似であるが、発泡パッド６０の露出面上に取り
付けたアイレット２２のベースとヒドロゲル１２との間
の電気的接続を形成する部材は、発泡パッドの底面へ接
着した導電性金属化ストリップ７２であり、該発泡パッ
ドおよび導電性ストリップ７２を貫通してアイレット２
２が突出し、アイレット２２との電気的接続を形成して
いる。またアイレット２２のベースはパッド６２のネッ
ク部分６４の延長部７４，７６によってヒドロゲル１２
との接触から保護されており、該延長部はそれぞれ該ネ
ック部分の端部および下面に折り返され、そして下面へ
接着されている。この具体例においては、離型ライナー
５４は使用前その除去を容易化するためヒドロゲル１２
をこえて延びている。
第９および１０図に示した具体例は、ヒドロゲル１２
と、離型ライナー５４と、第８および９図に示した具体
例と同じ導電性金属ストリップ７２と、そして発泡パッ
ド６０のみよりなる。接続アイレット２２の代わりに、
パッド６０のネック部分６４が、それへクリップを取り
付けることを容易化し、そして金属ストリップ７２が患
者の皮膚へ接触する危険を減らすため、線９０において
熱形成折り曲げによって離型ライナー５４の対応して配
置されたネック部分５６から上方へ突出している。
第１１図の具体例は、構造において第７および８図の具
体例において他の点では同じの電極の複数を共通の離型
ライナー１００上にどのように取り付けることができる
かを図示する。
さらに考究することなく、当業者は以上の説明を利用し
て、本発明をその全範囲にわたって使用することができ
るものと信じられる。それ故以下の好ましい特定実施例
は単に例証であり、開示の残部の限定ではないと考える
べきである。
以上のテキストおよび以下の実施例において、すべての
温度は未補正摂氏で述べられ、そしてすべての部および
パーセントは特記しない限り重量による。
実施例１ 水中、ポリエチレンオキシド（重量平均分子量約４×１
０６）４wt％および塩化ナトリウム５wt％の溶液の液体
フィルム（約５０ミル）をポリエチレン裏張り材料の１
ミルフィルム上に注型する。ポリエチレン不織外皮（0.
016ｇ／平方インチ秤量）を粘稠溶液中へその中央近く
まで浸漬する。外皮を含む溶液を１ミルのポリエチレン
裏張り材料の第２のシートでカバーし、５２ミル厚みの
サンドイッチをつくる。このサンドイッチをファン、
デ、グラフ発生器のビームを横断して通過させる。液体
ＰＥＯフィルムはこのようにして固体の粘弾性ヒドロゲ
ルへ変換される。このサンドイッチから１インチ四方の
シートをカットし、シートの両面の裏張り材を除去す
る。外皮含有固体ヒドロゲルのシートを導電性銀／塩化
銀スナップの裏側へ取り付け、該スナップの表側はその
トップが突出するように接着性ポリウレタン発泡体のシ
ート中へ埋め込む。この導電性ヒドロゲル、銀／塩化銀
ボタンおよびポリウレタン発泡体の構造はテスト電極ユ
ニットを構成する。二つの同じそのような電極ユニット
を電極ペアを形成するようにヒドロゲル裏側同志を接合
する。この電極対をThe Association for the Advancem
ent of Medical Instrumentationによるプレゲル化した
ＥＣＧ使い捨て電極のための提案された標準（Standard
For Pregelld ECG Disposable Elecrodes,1984年２月
改定）に従って医療用電極としての使用に対するその電
気的レスポンスを測定するために試験する。以下の電気
的測定におけるそのような電極対のための規定されたガ
イドライン値は次のとおりである。
実施例２ この実施例のヒドロゲルは、ヒドロゲルを導電性とする
ためのイオンを提供するため塩化カリウム５wt％を用い
たことを除いて、実施例１のそれと同じである。前記の
テストにおいて実施例２の電極ペアについて得られた導
電値は次のとおりであった。
実施例３ この実施例のヒドロゲルは、ヒドロゲルを導電性とする
ためのイオンを提供するための塩化カリウム0.5wt％を
用いたことを除いて、実施例２のそれと同じである。こ
の電極ペアは前記テストにおいて以下の値を与えた。
実施例４ この実施例のヒドロゲルは、ヒドロゲルを導電性とする
ためのイオンを提供するための塩化カリウム１０wt％を
用いたことを除いて、実施例３のそれと同じである。こ
の電極ペアは前記テストにおいて以下の値を与えた。
実施例５ この実施例のヒドロゲルは、使用したＰＥＯが重量平均
分子量0.9×１０６を有し、そしてそれを９wt％を濃度
レベルで用いたことを除いて、実施例１のそれと同じで
ある。この電極ペアは前記テストにおいて以下の値を与
えた。
実施例６ この実施例のヒドロゲルは、使用したポリマーが重量平
均分子量0.36×１０６のポリビニルピロリドンであり、
そしてそれを１５wt％の濃度レベルで用いたことを除い
て、実施例１のそれと同じである。この電極ペアは前記
テストにおいて以下の値を与えた。
以上の実施例は、本発明の一般的にまたは特定的に記載
した反応剤および／または作業条件を以上の実施例に用
いたそれらに代えることによって同様な成功度をもって
くり返すことができる。
以上の説明から、当業者は本発明の本質的特徴を容易に
確かめることができ、そしてその精神および範囲を逸脱
することなく、それを種々の用途および条件に適応させ
るため本発明の種々の変更および修飾をなすことができ
る。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明によるＴＥＮＳ電極の斜視図、第２図は
第１図の線２−２に沿った分解断面図、第３図は本発明
の他のＴＥＮＳ電極アセンブリの斜視図、第４図は第３
図の線４−４に沿った断面図、第５図は本発明によるな
お他のＴＥＮＳ電極の斜視図、第６図は第５図の線６−
６に沿った分解断面図、第７図は本発明によるＥＫＧ電
極の平面図、第８図は第７図の線８−８に沿った断面
図、第９図は本発明による他のＥＫＧ電極の平面図、第
１０図は第９図の線１０−１０に沿った断面図、第１１
図は第７および８図のＥＫＧ電極の４個を支持する裏張
りシートの部分平面図である。 １２はヒドロゲル、１４，５４は離型ライナー、１６，
６２はポリウレタン発泡体パッド、１８はスナップコネ
クター、２２はアイレットである。

Claims (11)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】ａ）医療用電極を外部電気装置へ接続する
    ための手段を含む導電性部材と、 ｂ）患者の皮膚と電気的にそして接着的にインターフェ
    ースを形成するために適した面を持ち、前記導電性部材
    へ電気的に接続された導電性粘弾性親水性ゲルの固体シ
    ートを含むインターフェース手段にして、前記シートは
    それが患者の皮膚へ接着性であるよりも凝集性であり、
    そしてそれが患者の皮膚へ接着的に付着できるよりも前
    記導電性部材へもっとしっかり機械的に接続され、それ
    によって使用後皮膚上へ認知し得る残渣を残すことなく
    皮膚から導電性部材および該シートの同時除去を可能に
    する、前記インターフェース手段を含む、患者の皮膚と
    の電気的接触を提供するのに適した医療用電極におい
    て、 前記親水性ゲルは、 （ｉ）水と、 （ii）前記シートの６０ヘルツにおける横断電気抵抗を
    １０００オーム以下のインピーダンスに減らすのに有効
    量の、水に溶解した水溶性電解質と、 （iii）水と共に粘着性表面の粘弾性固体を形成するの
    に有効な量の、約２ないし３５wt％の水に均一に分散し
    た架橋したポリエチレンオキシドとより実質的になる、
    実質上未結合水、モノマーおよび架橋剤を含まない均一
    な水性混合物であり、 前記親水性ゲルは、前記電解質と重量平均分子量約0.05
    〜１０×１０６ダルトンを有する線状水溶性ポリエチレ
    ンオキシドとの粘度約２〜２０００×１０３cpsを有す
    る水溶液の液体フィルムを該液体フィルムを粘弾性固体
    シートへ変換するのに有効な高エネルギー放射線の量へ
    服せしめることによって製造されたものであり、該粘弾
    性固体シートは、ＡＳＴＭ名称Ｄ−３１２１−７３によ
    るころがりボールタックテストにおいて約１０mm以下の
    ころがりボール距離と、そして接着エネルギー密度測定
    テストにおいて約２ないし８０ｇ−cm/cm2の接着エネル
    ギー力を与える接着面を有し、前記接着性シートは接着
    強度より大きい凝集強度を有し、それにより前記シート
    は目視し得る残渣を残すことなくそれが付着した表面か
    ら除去することができることを特徴とする医療用電極。
  2. 【請求項２】前記親水性ゲルはそれへ埋め込んだ低坪量
    の外皮を含んでいる第１項の電極。
  3. 【請求項３】前記外皮は不織ポリエチレンである第２項
    の電極。
  4. 【請求項４】前記電解質は約0.1ないし１５wt％の濃度
    で存在する水溶性塩である第１項の電極。
  5. 【請求項５】前記水溶性塩は塩化カリウム、塩化ナトリ
    ウムまたは酢酸マグネシウムである第４項の電極。
  6. 【請求項６】親水性ゲル中のポリエチレンオキシドの濃
    度は約４ないし２５wt％である第１項の電極。
  7. 【請求項７】親水性ゲル中のポリエチレンオキシドの濃
    度は約７ないし１０wt％である第１項の電極。
  8. 【請求項８】線状ポリエチレンオキシドは約0.2ないし
    ６×１０６ダルトンの分子量を有する第１項の電極。
  9. 【請求項９】患者の皮膚とインターフェースを形成する
    のに適したシートの表面はそれから剥離除去し得る裏張
    りシートでカバーされている第１項の電極。
  10. 【請求項１０】前記親水性ゲルはそれへ埋め込んだ低坪
    量の外皮を含んでおり、水溶性塩は約0.1ないし１５wt
    ％の濃度で存在し、線状ポリエチレンオキシドは約0.5
    ないし５×１０６ダルトンの分子量を有しかつヒドロゲ
    ル中に約４ないし２５wt％の濃度で存在し、そして患者
    の皮膚とインターフェースを形成するために適した前記
    シートの表面はそれから剥離し得る裏張りシートによっ
    てカバーされている第１項の電極。
  11. 【請求項１１】前記外皮は不織ポリエチレンシートで形
    成され、前記水溶性塩は塩化カリウム、塩化ナトリウム
    または酢酸マグネシウムである第１０項の電極。
JP62165152A 1986-06-30 1987-06-30 導電性接着性医療用電極アセンブリ Expired - Lifetime JPH067821B2 (ja)

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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008148998A (ja) * 2006-12-19 2008-07-03 Fuji Heavy Ind Ltd 筋力センサ

Families Citing this family (134)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4777954A (en) * 1986-06-30 1988-10-18 Nepera Inc. Conductive adhesive medical electrode assemblies
US4893626A (en) * 1986-12-11 1990-01-16 Henley Ernest J Electrode for electrotherapy, electrosurgery and monitoring
EP0276661B1 (en) * 1987-01-16 1993-07-07 Fukuda Denshi Co., Ltd. Electrocardiographic electrode
US4860754A (en) * 1987-04-01 1989-08-29 E. R. Squibb & Sons, Inc. Electrically conductive adhesive materials
GB8717799D0 (en) * 1987-07-28 1987-09-03 Atomic Energy Authority Uk Polymer electrolytes
EP0319711A1 (en) * 1987-12-07 1989-06-14 Fukuda Denshi Co., Ltd. Pad for using for the living body stimulus electrode
US4798208A (en) * 1987-12-09 1989-01-17 Faasse Jr Adrian L Diagnostic electrode
US5362307A (en) * 1989-01-24 1994-11-08 The Regents Of The University Of California Method for the iontophoretic non-invasive-determination of the in vivo concentration level of an inorganic or organic substance
KR970011449B1 (ko) * 1988-01-29 1997-07-11 더 리전트 오브 디 유니버시티 오브 캘리포니아 이온전기 영동형 비침입 검체 채취 또는 이송 장치 및 방법
US5205297A (en) * 1988-03-25 1993-04-27 Lectec Corporation Multipurpose medical stimulation electrode
US5330527A (en) * 1988-03-25 1994-07-19 Lec Tec Corporation Multipurpose medical electrode
US5522878A (en) * 1988-03-25 1996-06-04 Lectec Corporation Solid multipurpose ultrasonic biomedical couplant gel in sheet form and method
US5078139A (en) * 1988-09-22 1992-01-07 Minnesota Mining And Manufacturing Company Biomedical electrode construction
US5078138A (en) * 1988-09-22 1992-01-07 Minnesota Mining And Manufacturing Company Biomedical electrode construction having a non-woven material
US5012810A (en) * 1988-09-22 1991-05-07 Minnesota Mining And Manufacturing Company Biomedical electrode construction
DK283789A (da) * 1988-10-05 1990-04-06 Niels Kornerup Elektrisk generator, kompres og kompreskombination og system til behandling af saar ved elektrisk stimulering samt fremgangsmaade til behandling af saar
US4890622A (en) * 1988-10-27 1990-01-02 Ferrari Robert K Disposable biomedical electrode
US4974594A (en) * 1989-03-20 1990-12-04 Lec Tec Corporation Biomedical electrode and removable electrical connector
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
US5120544A (en) * 1989-06-19 1992-06-09 Henley International, Inc. Crosslinked hydrogel and method for making same
US5225236A (en) * 1989-06-28 1993-07-06 Preston Keusch Composite protective drapes
US5190810A (en) * 1989-09-11 1993-03-02 Warren Kirschbaum Composite for use in making protective articles for use in laser surgery
US5324578A (en) * 1989-09-11 1994-06-28 Kevtek Medical Products, Inc. Protective articles for use in laser surgery
US5103816A (en) * 1989-09-11 1992-04-14 Biomedical Device Consultants, Inc. Composite for use in making protective articles for use in laser surgery
AU7242091A (en) * 1990-01-26 1991-08-21 Gensia Pharmaceuticals, Inc. Iontophoretic transfer electrode and method
JP2541029Y2 (ja) * 1990-01-31 1997-07-09 オムロン株式会社 低周波治療器の電極構造
GB2240928A (en) * 1990-02-20 1991-08-21 Polymedical Limited Skin contact electrode
WO1991015260A1 (en) * 1990-03-30 1991-10-17 Alza Corporation Device and method for iontophoretic drug delivery
US5634943A (en) * 1990-07-12 1997-06-03 University Of Miami Injectable polyethylene oxide gel implant and method for production
US5218973A (en) * 1991-03-22 1993-06-15 Staodyn, Inc. Disposable wound treatment electrode
US5195523A (en) * 1991-04-24 1993-03-23 Ndm Acquisition Corp. Medical electrode assembly
WO1993010163A2 (en) * 1991-11-12 1993-05-27 Nepera, Inc. Adhesive hydrogels having extended use lives and process for the preparation of same
ES2108282T3 (es) * 1992-06-02 1997-12-16 Alza Corp Aparato para la liberacion iontoforetica de farmacos.
US5380271A (en) * 1992-09-24 1995-01-10 Alza Corporation Electrotransport agent delivery device and method
US5400782A (en) * 1992-10-07 1995-03-28 Graphic Controls Corporation Integral medical electrode including a fusible conductive substrate
US5489624A (en) * 1992-12-01 1996-02-06 Minnesota Mining And Manufacturing Company Hydrophilic pressure sensitive adhesives
GB2274995B (en) * 1993-02-15 1996-10-09 John Mccune Anderson Biomedical electrode device
US5406945A (en) * 1993-05-24 1995-04-18 Ndm Acquisition Corp. Biomedical electrode having a secured one-piece conductive terminal
US5458141A (en) * 1993-08-04 1995-10-17 Quinton Instrument Company Abrasive skin electrode
US5489437A (en) * 1993-08-17 1996-02-06 Applied Extrusion Technologies, Inc. Hydrogel products and methods of producing same
US6377847B1 (en) * 1993-09-30 2002-04-23 Vyteris, Inc. Iontophoretic drug delivery device and reservoir and method of making same
US20050159699A1 (en) * 1993-09-30 2005-07-21 Vyteris, Inc. Iontophoretic drug delivery device and reservoir and method of making same
WO1995009031A1 (en) * 1993-09-30 1995-04-06 Becton, Dickinson And Company Iontophoretic device, reservoir and method of making
US5566672A (en) * 1994-01-03 1996-10-22 Labeltape Meditect, Inc. Biomedical electrode
US5540033A (en) * 1994-01-10 1996-07-30 Cambrex Hydrogels Integrated Manufacturing process for hydrogels
US5578661A (en) * 1994-03-31 1996-11-26 Nepera, Inc. Gel forming system for use as wound dressings
US5833622A (en) * 1994-04-04 1998-11-10 Graphic Controls Corporation Non-invasive fetal probe having improved mechanical and electrical properties
US5474065A (en) * 1994-04-04 1995-12-12 Graphic Controls Corporation Non-invasive fetal probe
IL110419A (en) * 1994-07-24 1997-04-15 Slp Scient Lab Prod Ltd Compositions for disposable bio-medical electrodes
US5445537A (en) * 1994-10-31 1995-08-29 Src Associates, Inc. Strain relief coupling assembly for an electrode
US6327487B1 (en) 1995-05-04 2001-12-04 Robert A. Stratbucker Bioelectric interface
US5678545A (en) * 1995-05-04 1997-10-21 Stratbucker; Robert A. Anisotropic adhesive multiple electrode system, and method of use
US5938597A (en) * 1995-05-04 1999-08-17 Stratbucker; Robert A. Electrocardiograph bioelectric interface system and method of use
US5645063A (en) * 1995-06-05 1997-07-08 Quinton Instrument Company Skin electrode having multiple conductive center members
US20040062759A1 (en) * 1995-07-12 2004-04-01 Cygnus, Inc. Hydrogel formulations for use in electroosmotic extraction and detection of glucose
US5782893A (en) * 1996-02-26 1998-07-21 J.D. Medical, Inc. Neuromuscular electrical stimulator for deep vein thrombosis treatment
US5727550A (en) * 1996-04-09 1998-03-17 Lectec Corporation Dual purpose ultrasonic biomedical couplant pad and electrode
US5871461A (en) * 1996-07-12 1999-02-16 Empi, Inc. Method of making an iontophoresis electrode
US5941843A (en) * 1996-07-12 1999-08-24 Empi, Inc. Iontophoresis electrode
US5857993A (en) * 1996-07-12 1999-01-12 Empi, Inc. Process of making an iontophoresis electrode
ES2128973B1 (es) * 1997-02-10 2000-01-01 Garcia Carlos Gonzalez Electrodo neutro de electrobisturi reutilizable con gel conductor desechable independiente.
US6148233A (en) 1997-03-07 2000-11-14 Cardiac Science, Inc. Defibrillation system having segmented electrodes
JP3563921B2 (ja) * 1997-06-11 2004-09-08 日東電工株式会社 スナップ付き生体用電極
EP0910985A1 (en) 1997-10-20 1999-04-28 Robert Allen Stratbucker Electrocardiograph bioelectric interface system and method of use
AU3496099A (en) * 1998-04-17 1999-11-08 Stryker Instruments Neuromuscular electrical stimulation for preventing deep vein thrombosis
US20030007991A1 (en) * 1998-09-25 2003-01-09 Masters David B. Devices including protein matrix materials and methods of making and using thereof
US7662409B2 (en) * 1998-09-25 2010-02-16 Gel-Del Technologies, Inc. Protein matrix materials, devices and methods of making and using thereof
CA2369336A1 (en) * 1999-04-22 2000-11-02 Cygnus, Inc. Hydrogel in an iontophoretic device to measure glucose
US6383511B1 (en) * 1999-10-25 2002-05-07 Epicept Corporation Local prevention or amelioration of pain from surgically closed wounds
KR100645416B1 (ko) * 2001-12-21 2006-11-14 소니 도이칠란트 게엠베하 중합체 겔 혼성 태양 전지
US6887239B2 (en) * 2002-04-17 2005-05-03 Sontra Medical Inc. Preparation for transmission and reception of electrical signals
WO2003092468A2 (en) 2002-04-29 2003-11-13 Gel-Del Technologies, Inc. Biomatrix structural containment and fixation systems and methods of use thereof
US20060009730A2 (en) * 2002-07-29 2006-01-12 Eemso, Inc. Iontophoretic Transdermal Delivery of One or More Therapeutic Agents
US7150975B2 (en) * 2002-08-19 2006-12-19 Animas Technologies, Llc Hydrogel composition for measuring glucose flux
US20040044341A1 (en) * 2002-08-27 2004-03-04 Csaba Truckai Electrosurgical device and method of use
WO2004037345A1 (en) * 2002-10-23 2004-05-06 Koninklijke Philips Electronics N.V. Interactive automatic external defibrillator providing attachment guidance to operator
US9278155B2 (en) 2003-06-05 2016-03-08 3M Innovative Properties Company Adhesive compositions, articles incorporating same and methods of manufacture
US20040247654A1 (en) * 2003-06-05 2004-12-09 3M Innovative Properties Company Hydrophilic adhesives for delivery of herbal medicines
US8465537B2 (en) 2003-06-17 2013-06-18 Gel-Del Technologies, Inc. Encapsulated or coated stent systems
WO2005000392A2 (en) * 2003-06-27 2005-01-06 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method of detecting when electrode pads have been handled or removed from their package
US8529939B2 (en) * 2003-12-08 2013-09-10 Gel-Del Technologies, Inc. Mucoadhesive drug delivery devices and methods of making and using thereof
US7457662B2 (en) 2005-09-09 2008-11-25 Cardiac Science Corporation Method and apparatus for variable capacitance defibrillation
DE602007001255D1 (de) * 2006-04-06 2009-07-23 Ela Medical Sa Brustgürtel zum ausschließlichen Einsatz für die Aufzeichnung physiologischer Signale der Herzaktivität
WO2008154632A2 (en) * 2007-06-12 2008-12-18 University Of Virginia Patent Foundation System and method for combined ecg-echo for cardiac diagnosis
CN102118995B (zh) * 2007-11-08 2013-10-16 皇家飞利浦电子股份有限公司 可重新定位的电极以及用于识别电极位置以进行心脏病疗法的系统和方法
EP2237770A4 (en) 2007-12-26 2011-11-09 Gel Del Technologies Inc BIOCOMPATIBLE PROTEIN PARTICLES, PARTICLE DEVICES AND METHODS THEREOF
GB0810843D0 (en) * 2008-06-13 2008-07-23 Monica Healthcare Ltd Electrode and electrode positioning arrangement for abdominal fetal electrocardiogram detection
EP2140806B1 (en) * 2008-07-04 2012-03-07 Dayton Technologies Limited A Sensor
US20100075532A1 (en) * 2008-09-25 2010-03-25 Tyco Healthcare Group Lp Fluorescent Marker for Detecting Gel or Lack of Gel
US20100072060A1 (en) * 2008-09-25 2010-03-25 Tyco Healthcare Group Lp Biomedical Electrode and Method of Formation Thereof
US20100076294A1 (en) * 2008-09-25 2010-03-25 Tyco Healthcare Group Lp System and Method of Prepping Skin Prior to Electrode Application
US9433459B2 (en) * 2010-07-13 2016-09-06 Zoll Medical Corporation Deposit ablation within and external to circulatory systems
EP2640461B1 (en) 2010-11-16 2019-06-19 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Systems for treatment of dry eye
US9821159B2 (en) 2010-11-16 2017-11-21 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Stimulation devices and methods
US8583240B2 (en) 2011-07-18 2013-11-12 Marcy L. Freed Device and method for treating dysphagia with electrical stimulation
US9283371B2 (en) 2012-02-29 2016-03-15 Thu-Ha Duncan Electro-stimulation system
US9402999B2 (en) * 2012-05-04 2016-08-02 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Transdermal medical patch
CN102824168B (zh) * 2012-07-03 2015-01-07 上海交通大学 柔性生理干电极及其制备方法
FI124657B (en) * 2012-12-31 2014-11-28 Suunto Oy Male connector for telemetric receiver
US9717627B2 (en) 2013-03-12 2017-08-01 Oculeve, Inc. Implant delivery devices, systems, and methods
CN105307718B (zh) 2013-04-19 2018-05-11 奥库利维公司 鼻刺激装置和方法
US10292652B2 (en) 2013-11-23 2019-05-21 MAD Apparel, Inc. System and method for monitoring biometric signals
US10321832B2 (en) 2013-11-23 2019-06-18 MAD Apparel, Inc. System and method for monitoring biometric signals
US11219396B2 (en) 2013-11-23 2022-01-11 MAD Apparel, Inc. System and method for monitoring biometric signals
EP4039322B1 (en) 2014-02-24 2023-09-06 Element Science, Inc. External defibrillator
EP3689338A1 (en) 2014-02-25 2020-08-05 Oculeve, Inc. Polymer formulations for nasolacrimal stimulation
WO2015195209A1 (en) * 2014-06-17 2015-12-23 MAD Apparel, Inc. System and method for monitoring biometric signals
US10398376B2 (en) 2014-06-17 2019-09-03 MAD Apparel, Inc. Garment integrated electrical interface system and method of manufacture
DK3171928T3 (da) 2014-07-25 2020-05-18 Oculeve Inc Stimulationsmønstre til behandling af tørt øje
KR102391913B1 (ko) * 2014-08-18 2022-04-28 삼성전자주식회사 생체 정보 측정 장치
EP2995244A3 (en) * 2014-08-18 2016-07-06 Samsung Electronics Co., Ltd. Wearable biometric information measurement device
US20160089308A1 (en) * 2014-09-29 2016-03-31 Elc Management Llc Targeted And Individualized Delivery Of Skincare Treatments With Micro-Current In A Mask Or Patch Form
US9764150B2 (en) 2014-10-22 2017-09-19 Oculeve, Inc. Contact lens for increasing tear production
AU2015335776B2 (en) 2014-10-22 2020-09-03 Oculeve, Inc. Stimulation devices and methods for treating dry eye
WO2016065213A1 (en) 2014-10-22 2016-04-28 Oculeve, Inc. Implantable nasal stimulator systems and methods
US11147465B2 (en) 2015-05-05 2021-10-19 Welch Allyn, Inc. Abrasive electrode
CA2994436A1 (en) 2015-08-26 2017-03-02 Element Science, Inc. Wearable devices
US10426958B2 (en) 2015-12-04 2019-10-01 Oculeve, Inc. Intranasal stimulation for enhanced release of ocular mucins and other tear proteins
US10252048B2 (en) 2016-02-19 2019-04-09 Oculeve, Inc. Nasal stimulation for rhinitis, nasal congestion, and ocular allergies
CA3022683A1 (en) 2016-05-02 2017-11-09 Oculeve, Inc. Intranasal stimulation for treatment of meibomian gland disease and blepharitis
DE102016109568B4 (de) * 2016-05-24 2017-12-14 Wearable Life Science Gmbh Elektrode zur Elektromuskelstimulierung, Bekleidungsstück, Verfahren zur Herstellung eines Bekleidungsstücks sowie Verwendung einer Elektrode
CN106176359A (zh) * 2016-07-25 2016-12-07 合肥凯利光电科技有限公司 自粘导电胶片的清洁层
CN106139394A (zh) * 2016-07-25 2016-11-23 合肥凯利光电科技有限公司 自粘导电胶片的柔性载片
CN106010356B (zh) * 2016-07-25 2018-10-23 合肥凯利光电科技有限公司 自粘导电胶片的粘接层
CN106221607A (zh) * 2016-07-25 2016-12-14 合肥凯利光电科技有限公司 自粘导电胶片的自粘导电胶
CN106215198A (zh) * 2016-07-25 2016-12-14 合肥凯利光电科技有限公司 自粘导电胶片的导电层
CN106039571A (zh) * 2016-07-25 2016-10-26 合肥凯利光电科技有限公司 胃动力治疗仪的自粘导电胶片
AT519280B1 (de) * 2016-10-21 2019-08-15 Leonh Lang Elektrode zum Anbringen auf der menschlichen Haut
JP2020500609A (ja) 2016-12-02 2020-01-16 オキュリーブ， インコーポレイテッド ドライアイ予測及び治療勧告のための装置及び方法
TWI676488B (zh) 2017-10-05 2019-11-11 日商積水化成品工業股份有限公司 黏著性水合膠以及使用該黏著性水合膠之醫療用電極
CA3073215A1 (en) * 2017-10-06 2019-04-11 Medtronic Xomed, Inc. Pledget stimulation and recording electrode assemblies
JP2022504629A (ja) 2018-10-10 2022-01-13 エレメント サイエンス，インク 使い捨て部品と再使用可能部品を備えたウェアラブル医療機器
CN112370235B (zh) * 2020-12-21 2022-08-09 山东博冠生物技术有限公司 一种自发热理疗用体表电极

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3357930A (en) * 1963-12-09 1967-12-12 Alvin M Marks Electrically conductive transparent materials
US3419006A (en) * 1966-08-08 1968-12-31 Union Carbide Corp Novel dressing and use thereof
US3685645A (en) * 1970-08-17 1972-08-22 Physio Control Corp Defibrillation electrode pad and package therefor
US3989050A (en) * 1972-09-19 1976-11-02 Gilbert Buchalter Process for utilizing certain gel compositions for electrical stimulation
US3993049A (en) * 1974-12-26 1976-11-23 Kater John A R Electrodes and materials therefor
US4458696A (en) * 1979-08-07 1984-07-10 Minnesota Mining And Manufacturing Company T.E.N.S. Electrode
US4318746A (en) * 1980-01-08 1982-03-09 Ipco Corporation Highly stable gel, its use and manufacture
US4524087A (en) * 1980-01-23 1985-06-18 Minnesota Mining And Manufacturing Company Conductive adhesive and biomedical electrode
US4367745A (en) * 1980-05-27 1983-01-11 Minnesota Mining And Manufacturing Company Conformable electrically conductive compositions
JPS5749431A (en) * 1980-09-08 1982-03-23 Tokyo Eizai Lab Gel like compound for live body electrode
JPS5810066A (ja) * 1981-07-10 1983-01-20 株式会社アドバンス イオントフオレ−ゼ用プラスタ−構造体
US4684558A (en) * 1986-06-30 1987-08-04 Nepera Inc. Adhesive polyethylene oxide hydrogel sheet and its production

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008148998A (ja) * 2006-12-19 2008-07-03 Fuji Heavy Ind Ltd 筋力センサ

Also Published As

Publication number Publication date
EP0255241A2 (en) 1988-02-03
JPS6324928A (ja) 1988-02-02
ATE99968T1 (de) 1994-01-15
EP0255241B1 (en) 1994-01-12
DE3788755D1 (de) 1994-02-24
EP0255241A3 (en) 1990-07-04
ES2049217T3 (es) 1994-04-16
US4706680A (en) 1987-11-17
DE3788755T2 (de) 1994-06-01
AU7479787A (en) 1988-01-07
AU591787B2 (en) 1989-12-14

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