JPH07500994A - 二相複合導性感圧接着剤の施された生物医療電極 - 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】 二相複合導性感圧接着剤の施された生物医療電極発明の分野 本発明は疎水性感圧接着剤のドメインが中に分散されたイオン導性、親水性、固 形状感圧接着剤の連続相の複合品に関する。本発明は更にイオン導性媒体として かかる複合品を利用する生物医療電極、並びにかかる複合品及び電極を製造する 方法に関する。

発明の背景 近代医学は患者の身体から電機信号又は電流を受容する又はそれらに伝達する数 多くの医療手順を採用する。これらの手順において利用する医療装置と患者の皮 膚との界面は通常何らかの種類の生物医療電極である。かかる電極は一般にその 装置に電気的接続せねばならない導性、及び患者の皮膚に接着又はそうでなけれ ば接触している導性媒体を含む。

治療的手順のうちで生物医療電極を使用するのは、痛みの緩和のために用いられ る経皮的電子神経刺激（ＴＥＮＳ）装置；側弯症のような症状を処置するために 用いられる神経筋刺激（ＮＭＳ）　；哺乳動物患体の心臓鼓動を除細動するため に患体の胸腔に電気エネルギーを分散せしめる除細動電極；及び電気外科の際に 施される切開部の中に分散された電気エネルギーを受容する分散型電極である。

診断手順のうちで、生物医療電極を使用するのは、心臓の活動をモニターするた めの、及び心臓の異常を診断するための心電図（ＥＣＧ）のような身体機能から の電気出力のモニターである。

各診断、治療又は電気外科手順に関して、電解質を含むイオン導性媒体を有する 少なくとも一生物医療電極が対象の箇所において哺乳動物の皮膚に接着又はそう でなければ接触しており、そしてまた電気診断、治療又は外科装置に電気的に接 続されている。生物医療電極の重要な構成成分は、哺乳動物の皮膚と、診断、治 療又は電気外科装置との界面として寄与する導性媒体である。

生物医療電極はとりわけ患者の心臓血管活動をモニター及び診断する目的で利用 されている。診断用電極は患者を直ちにモニターするために用いられ、そして患 者に約５〜ＩＯ分しか適用されない。モニター用電極は３日はどで連続的に集中 治療において患者に利用される。ホルタ−（Ｈａｌｔｅｒ）電極は患者を元気の あるとき及び日常の活動のときにモニターするために用いられている。

これらの生物医療電極は全て心臓血管活動を記録するために用いられているが、 しかしながら各電極は有効となるのに特別な特徴を必要とする。診断用電極は患 者に長期間に付着され続けている必要はないが、しかし５〜１０分の使用の際に 毛でおおわれた、油状の、乾いている、及び濡れている皮膚に有効に付着してい なくてはならない。モニター用電極は患者がモニター期間中にしばしば動くにも かかわらず、より長期間付着していなくてはならない。ホルタ−電極は物理的運 動、発汗、水等により剥れ易く、従って最良の付着力、並びに同時に心地の良い 、及び電気的性能を必要とする。

哺乳動物の皮膚と電気装置との界面として寄与するイオン導性媒体は導性ゲル及 びクリームから導性感圧接着剤に及ぶ範囲にわたる。

ところで、導性媒体は感圧接着剤であってよいが、モニター用又はホルタ−生物 医療電極用途にとっては、かかる導性接着剤は単独で哺乳動物に対する付着を維 持するのには不適当である。低アレルギー疎水性感圧接着剤が、必要とされる哺 乳動物付着を供するためにこの導性媒体のまわりに採用されている。米国特許第 ５．０１２．８１０号（Ｓｔｒａｎｄら）及び米国特許第４．５２７．０８７号 ；第４．５３９．９９６号；第４、５５４．９２４号；及び第４．８４８．３５ ３号（全てＥｎｇｅｌ）は、導性媒体を囲む疎水性感圧接着剤を有する生物医療 電極を開示している。

導性媒体は一般に親水性であり、そして哺乳動物と電気診断、治療又は電気外科 装置との必要なるイオン導性を供するために水又は水性イオン系を必要とする。

親水性感圧接着剤は一般に疎水性接着剤より皮膚付着力が弱い。時折り、かかる 親水性感圧接着剤は医療手順を終了するのにかかる時間にわたって哺乳動物の皮 膚に対する接着剤として機能できないことがある。

導性ヒドロゲルの粘着力を高めるため、粘着付与剤が加えられる。

米国特許第４．５９３．０５３号（Ｊｅｖｎｅら）は、ポリビニルピロリドン及 びポリビニルアルコールを含むゲルの粘着性を高めるための、ポリ−２−アクリ ルアミド−２−メチルプロパンスルホン酸、その塩、ポリアクリル酸、ポリスチ レンスルホン酸又はその塩、カラヤ、キサンタン、グアー又はローカストビーン ガムの２〜２０重量％の量における添加を開示している。

また、接着添加剤が医療包帯として有用なマトリックスの固相の形成において利 用されている。米国特許第４．３０７．７１７号（Ｈｙｍｅｓら）は包帯の粘着 力を強化するためのビニルアセテートジオクチルマレエートコポリマーの添加を 開示している。

導性媒体のために単相ヒドロゲルを採用するのではなく、米国特許第４．５８８ ．７６２号（Ｍｒｕｋら）は粘弾性ポリマー接着相と、水受容性ポリマー、保湿 剤及び電解質を含む導電性水性相とより成る使い捨て生物医療電極のための不均 質、感圧接着性、導電性接着剤を開示している。両方の相は返書に相互分散され ており、そして接着剤は相対的に薄いフィルムとして補強用基体の上に施されて いる。最終フィルムは不均質な系を構成しており、水受容性ポリマーにより規定 されるその中の水性ゾーン又は島はフィルムの厚みにわたって広がり、そして接 着ポリマーより成る連続マトリックスにわたって分散されている。ところで、導 電性となるには、かかるゾーン又は島は哺乳動物及びその生物医療電極中の導電 性材料の両者と接触しなくてはならない。かかるゾーン又は島はフィルムの厚み にわたり横断していないと、それらは電気的に断絶となる。

ＰＣＴ国際公開Ｗ０９１１０９６３３号（Ａｓｍｕｓ）は、膨潤した独立ゲル粒 子か中に分散されている感圧接着マトリックスの連続相の二相複合品を開示して いる。もしかかる粒子がイオン導性なら、かかる粒子が連続相の厚みを横断して いない限り、かかる粒子は哺乳動物の皮膚と電気装置との間で電気信号を伝達す ることができないであろう。

発明の概要 本発明は、生物医療電極において有用なイオン導性、親水性、固形状感圧接着剤 に関する哺乳動物皮膚接着力を、その感圧接着剤のイオン導性に有害な影響を及 ぼすことなく、向上せしめる当業界における問題を解決する。

本発明の接着剤は、連続感圧接着相中の水性ゾーン又はゲル粒子の導電性がその 相の厚みを横断していることに依存しない。本発明の接着剤は接着性を授けるた めに疎水性感圧接着剤を必要としない。

本発明は従来知られている親水性感圧接着剤はど感圧接着特性の損失を伴うこと なく、より長い接触時間にわたって哺乳動物の皮膚の上で機能できるイオン導性 感圧接着剤を提供する。

本発明はイオン導性感圧接着剤の二相複合品を含んで成る。このイオン導性感圧 接着剤は、中に存在している水の量に関係なくイオン導性である親水性固形状感 圧接着組成物の連続相と、その連続相の中に、哺乳動物の皮膚に対する感圧接着 特性を高めながら許容の交流インピーダンスを維持する量において存在している 疎水性感圧接着組成物の不連続相とを含んで成る。

本発明は電気特性を失うことなく、向上しだ哺乳動物皮膚接着力の長所を有する 生物医療電極のための親水、イオン導性媒体の目的を達成せしめる。

本発明は、生物医療電極における常用の親水性感圧接着剤の厚みよりも約４倍薄 い厚みにおける二相複合品が生物医療電極の導性部材上に適用又はコートされつ るという利点を供する。このことはより柔軟且つ多彩な用途にとって適切な小型 の生物医療電極をもたらす。

本発明はまた、本発明の二相複合品の両方の相の利点、即ち、連続相により供さ れるイオン導性及び吸湿性、並びに不連続相により供される低アレルギー性であ る向上した接着力、を採用している長所を供する。

本発明はまた、連続親水性固形状感圧接着剤の中に分散する疎水性感圧接着粒子 の量をコントロールすることによってこの二相複合品の哺乳動物皮膚接着力を調 節する長所を供する。

本発明はまた、本発明の二相複合品の導性媒体、及びこ−の導性媒体と電気診断 治療、又は電気外科装置との間での相互作用のための電気通信用手段、を含んで 成る生物医療電極を含んで成る。

本発明はまた、本発明の二相複合品を製造するための方法を含んで成り、この方 法は： （ａ）溶媒和ポリマー、イオン塩、及び凝集、親水性固形状感圧接着剤を形成せ しめるのに十分な量の本質的に不揮発性な可塑剤を、周囲温度以上で本質的に揮 発性な溶媒の中に混合せしめて第−懸濁物又は溶液を形成せしめ； （ｂ）疎水性感圧接着剤のラテックス又は溶液を前記第一懸濁物又は溶液の中に 、約１９６：１〜約６：１の第−懸濁物又は溶液ニラテックス又は溶液の重量比 において混合せしめて混和混合物を形成せしめ；　（Ｃ）この混和混合物を基体 の上にキャストせしめ；そして（ｄ）溶媒を除去して二相複合界を形成せしめる ：工程を含んで成る。混和混合物をその上でキャストに付した基体が導電性表面 を有しているとき、生物医療電極が形成される。

本発明の態様を図面に関連付けて説明する。

図面の簡単な説明 図１は導性媒体として本発明の二相複合界を含む生物医療電極の上面図である。

図２は図１の生物医療電極の断面図である。

図３は導性媒体として本発明の二相複合界を含む分散型電極の上面図である。

図４は図３の生物医療電極の断面図である。

発明の態様 イオン導性、親水性、固形状感圧接着剤の連続相該連続相は固形状導性感圧接着 組成物であり、これは製造、保管又は使用の際の存在している水の量に関係なく 、イオン導性である。

固形状導性感圧接着組成物は製造後、及び使用が終了するまでの水又はその他の 揮発性成分の脱水による導性の損失に対して感受性でない。かかる接着剤の導性 は多湿雰囲気条件におけるかかる接着剤の中への水の吸着によっても損なわれな い。

固形状感圧接着剤は製造中に最少限の量の水の存在で行われつる。

かかる接着剤は多湿又は乾いた条件の中で、大気水分からの保護を伴うことなく 保存されうる。かかる接着剤は診断、治療又は電気外科手順の際に出くわしがち な大気水分、又は体液もしくは滲出物の量の関係なく使用できうる。簡単に述べ ると、これらの感圧接着剤は、哺乳動物の皮膚と接触する生物医療電極における 導性媒体中のイオン導性を達しめるために水を必要とする問題を解決する。固形 状導性感圧接着組成物は水の存在又は非存在とは独立して機能する。

水はかかる接着剤の中に適合するが、しかし使用にとって必要ではない。

該組成物中に存在している水の量に関係なくイオン導性である固形状導性感圧接 着組成物は、ポリマー電解質複合体、及び凝集、柔軟性感圧接着剤を形成せしめ るのに十分な量の本質的に不揮発性の可塑剤を含んで成る。

ポリマー電極複合体は溶媒和ポリマー中に溶かされたイオン塩の固溶体を含んで 成る。導性固溶体は、カチオンポリマー複合体及びその対イオンを形成する、溶 媒和ポリマーによるイオン塩の解離を通じて達成される。このカチオンポリマー 複合体はポリマー鎖の中の非炭素原子の直接相互作用により生ずる。

溶媒和ポリマーは、各モノマー単位が少なくとも一電離性非炭素原子を有するホ モポリマー、又は少なくとも−モノマー単位がそのモノマー単位にとっての側鎖 基の中に含まれている少なくとも一電離性非炭素原子を有するコポリマーのいづ れかである。モノマー単位の中の非炭素原子の限定でない例には酸素、窒素、硫 黄及び燐が含まれる。

溶媒和ポリマーは固形状導性感圧接着剤の中に、この接着剤の約５〜５０重量％ 、そして好ましくは約２０〜約４５重量にの量において存在している。

溶媒和ポリマーのうちで、架橋化ポリ（Ｎ−ビニルラクタム）；架橋化ポリアク リルアミドもしくはそのイオン生成物：架橋化ポリアクリル酸もしくはその塩； 架橋化ポリ（２−アクリルアミド−２−メチルプロパンスルホン酸）、その塩、 その酸の架橋化コポリマー、もしくはその混合物；又はこれらの溶媒和ポリマー の組合せが好ましい。これらの好ましい溶媒和ポリマーのうちで、架橋化ポリ（ Ｎ−ビニルラクタム）が特に好ましい。

架橋化ポリ（Ｎ−ビニルラクタム）はＮ−ビニルラクタムモノマー単位を含む非 架橋化ホモポリマー又は非架橋化コポリマーのいづれかでよい。かかる架橋化ポ リ（Ｎ−ビニルラクタム）は哺乳動物皮膚に生体適合性な可塑剤中で膨潤性であ る。

好ましくは、非架橋化ホモポリマー又は非架橋化コポリマーは放射線架橋の非存 在下で、哺乳動物皮膚と生体適合性な可塑剤中で可溶性である。好ましくは、Ｎ −ビニルラクタムモノマー単位がポリマーの全モノマー単位の過半数を占めてい る。

Ｎ−ビニルラクタムモノマーの限定でない例は、Ｎ−ビニル−２−ピロリドン； Ｎ−ビニル−２−バレロラクタム；Ｎ−ビニルー２−カプロラクタム；及び上記 のいづれかの混合物である。好ましくは、Ｎ−ビニルラクタムはＮ−ビニル−２ −ピロリドンである。好ましくは、ポリ（Ｎ−ビニル）ラクタムはＮ−ビニル− ２−ピロリドンのホモポリマーである。

Ｎ−ビニルラクタムモノマー単位にとって有用な非Ｎ−ビニルラクタムコモノマ ーの限定でない例には、Ｎ、Ｎ−ジメチルアクリルアミド、アクリル酸、メタク リル酸、ヒドロキシエチルメタクリレート、アクリルアミド、２−アクリルアミ ド−２−メチル−１−プロパンスルホン酸又はその塩、及びビニルアセテートが 含まれる。

Ｎ−ビニルラクタムモノマー単位は、固形状態においてポリ（Ｎ−ビニルラクタ ム）の中に存在しているモノマー単位の約５０重量％以上を占める。より好まし くは、Ｎ−ビニルラクタムモノマー単位はポリ（Ｎ−ビニルラクタム）の７０〜 １００重量％、そして最も好ましくはポリ（Ｎ−ビニルラクタム）の９０〜１０ ０重量％を占める。

非架橋型ポリ（Ｎ−ビニルラクタム）ホモポリマー及びポリ（Ｎ−ビニルピロリ ドン）／ポリビニルアセテートコポリマーは市販されている。本発明にとって有 用な市販のポリ（Ｎ−ビニルピロリドン）の限定でない例には、Ｗｉｌｗａｕｋ ｅｅ、　ＷｒのＡｌｄｒｉｃｈ　Ｃｈｅｍｉｃａｌ　Ｃｏ、。

Ｐａｒｓｉｐｐａｎｙ、　ＮＪのＢＡＳＦ、及びＷａｙｎｅ、　ＮＪのｌ５Ｐ（ ＧＡＰ）のものが含まれる。

ポリ（Ｎ−ビニルラクタム）は少なくともに−１５、そして好ましくは少なくと もに−６０、そして最も好ましくは少なくともに−９０のフィッケンチャ−（Ｆ ｉｋｅｎｔｓｃｈｅｒ）　Ｋ値を有する。フィッケンチャーに値はＭｏ１ｙｎｅ ａｕｘ、　Ｗａｔｅｒ−３ｏｌｕｂｌｅ　Ｐｏｌｙｍｅｒｓ　：　Ｐｒｏｐｅｒ ｔｉｅｓ　ａｎｄＢｅｈａｖｉｏｒ、第１巻、ＣＲＣＰｒｅｓｓ、　１９８３　 、頁１５１−１５２に記載されている。

電離線への暴露を経て、ポリ（Ｎ−ビニルラクタム）は水の中で少なくとも約１ ５、好ましくは水の中で約２０〜３５、そして最も好ましくは水の中で約２５の 膨潤容量Ｓ、即ち、ポリマーグラム当り収着した液体のｍｌを有しうる。

膨潤容量はポリ（Ｎ−ビニルラクタム）中の化学架橋単位の関数としてのポリマ ー膨潤性の測定値に相関し、下記の式に従う＝％式％ （式中、Ｓはポリマーのグラム当り収着した水の測定値、Ｃはポリマーの一定の 特徴、即ち、ポリマーのグラム当りに収着した水のｍｌ、λは架橋化接合部間の ポリマーセグメント中の骨格炭素原子の平均数、そしてλ。はＳが０のときの架 橋化接合部間のポリマーセグメント中の骨格炭素原子の平均数である）。膨潤容 量及びこの式はＦｒｒｅｄｅのｒＭｏｌｅｃｕｌａｒ　Ｉｎｔｅｒｐｒｅｔａｔ ｉｏｎｓ　ｏｆ　５ｏｒｐｔｉｏｎ　ｉｎ　ＰｏｌｙｍｅｒｓＰａｒｔ　Ｉ　Ｊ 　Ａｄｖａｎｃｅｓ　ｉｎ　Ｐｏｌｙｍｅｒ　５ｃｉｅｎｃｅ、第９９巻、Ｓｐ ｒｉｎｇｅｒ−Ｖｅｒｌａｇ。

Ｂｅｒｌｉｎ　Ｈｅｉｄｅｂｅｒｇ　Ｇｅｒｍａｎｙ　（頁２１−３６．１９９ １）に記載されている。

本発明において有用なポリ（Ｎ−ビニルラクタム）は架橋を受け易い任意の形状 にあってよいが、好ましくは固形状態にある。固形状態の限定でない例には、粒 子、ペレット、シート、ひも、ファイバー、膜、フィルム、及びその他の三次元 形態である。好ましくは、ポリ（Ｎ−ビニルラクタム）は約０．１μｍ〜約２５ ０μｍ１そして好ましくは約ｌＯμｍ〜約７５μｍのサイズの粒子の形態にある 。

ポリ（Ｎ−ビニルラクタム）は化学架橋剤の存在下でバルク重合、化学架橋剤の 存在下での溶液重合、化学架橋剤の存在下での熱重合、又は化学架橋剤の存在下 での光開始型重合を利用して架橋してよい。

好ましい架橋重合法には、米国特許第４．８４８．３５３号（Ｅｎｇｅｌ）又は ＥＰＵ公開０．３２２．０９８号（Ｄｕａｎ）に開示されているような化学架橋 剤を使用する、フリーラジカル重合法が含まれる。

ポリ（Ｎ−ビニルラクタム）は国際出願番号０７／７９２．４４２号（事件番号 ４５９１１ＰＣＴＩＡ）に開示されているような電離線を利用して架橋すること もできる。

架橋化ポリアクリルアミドもしくはそのイオン形態；架橋化ポリアクリル酸又は その塩；架橋化ポリ（２−アクリルアミド−２−メチルプロパンスルホン酸）、 その塩、その酸の架橋化コポリマー、その酸の塩の架橋化コポリマー、もしくは その混合物；又はそれらの架橋化溶媒和ポリマーの組合せは、当業界に公知のフ リーラジカル重合法を用いることによって調製できる。

溶媒和ポリマーを感圧接着剤にするのに、その可塑剤は溶媒和ポリマーを膨潤せ しめることができ、且つ哺乳動物の皮膚に生体適合性である本質的に不揮発性な 液体又は液体の組合せてあってよい。

本質的に不揮発性とは、本発明において用いる可塑剤が、溶媒和ポリマーとイオ ン塩とのポリマー電解質複合体を十分に凝集性、且つ柔軟性にするように、一定 容量の可塑剤の１０％以下がその組成物の加工温度又は保管状態の温度に暴露さ れた後に蒸発するであろうことを意味する。

本質的に不揮発性でない可塑剤の限定でない例には、多価アルコール（例えばエ チレングリコール、プロピレングリコール、ソルビトール、ポリエチレングリコ ール堕２００〜６００Ｍ、　Ｗ、　）及びグリセリン）、並びにその他の可塑剤 であって、周囲条件において不揮発性であり、且つ哺乳動物の皮膚刺激又は毒性 反応を起こさないものが含まれる。

本質的に不揮発性の可塑剤は凝集性、且つ柔軟性の感圧接着剤を形成せしめるの に十分な量で加えてよい。添加すべき可塑剤の量は採用する溶媒ポリマーのタイ プ及びポリマーにおける架橋度に依存する。感圧接着剤を得るのに、この本質的 に不揮発な可塑剤を固形状導性感圧接着組成物の約５０〜約９５重量％の範囲で 溶媒和ポリマーに加えてよい。この溶媒和ポリマーが架橋化ポリ（Ｎ−ビニルラ クタム）であるとき、可塑剤の量は組成物の約５０〜７５重量％に範囲できうる 。可塑剤の量はその溶媒和ポリマーが架橋化ポリアクリル酸：架橋化ポリアクリ ルアミド：又はポリ（２−アクリルアミド−２−メチルスルホン酸）、その塩、 その酸のコポリマー、その塩のコポリマー、又はそれらの混合物であるとき、６ ５〜約９５重量％に範囲することができうる。これらの範囲内で、ポリマーの電 解質複合体の接着特性をコントロールするのに採用する可塑剤の量を調節できつ る。

本質的に不揮発性な可塑剤のうちで、グリセリン及びポリエチレングリコールが 好ましく、ポリエチレングリコールが最も好ましい。

グリセリン及びポリエチレングリコールは混合物中で利用できる。

グリセリンは本質的に不揮発性な可塑剤の１００重量％に至るまで占めることか できつる。好ましくは、ポリエチレングリコールは本質的に不揮発性な可塑剤の １００重量％に至るまで占めることができる。

分子量３００又は分子量４００のいづれかのポリエチレングリコールが好ましく 、分子量３００がより好ましい。

驚くべきことに、固形状導性感圧接着組成物は水の利用、又は水もしくは任意の その他の揮発性液体であって、イオン導性を供するポリマー電解質複合体のため の可塑剤としての周囲条件で蒸発可能な液体の保持を必要としない。凝集、柔軟 性固形状導性感圧接着剤を形成する本質的に不揮発性な可塑剤に依存することに より、かがる固形状導性感圧接着剤を採用する生物医療電極は組成物の成分の脱 水によるイオン導性の変化を受けにくい。

固形状導性感圧接着組成物は水が存在していることを必要としないが、かかる組 成物はイオン導性又は接着性能を失うことな（かかる組成物の中に存在している 水と適応しつる。従って、固形状導性感圧接着組成物は製造、保管又は使用の際 の存在している水の量に関係なく機能する。

溶媒和ポリマーはｌ又は数種のイオン塩を、溶媒和ポリマーの非炭素原子と相互 作用して固形状導性感圧接着組成物を形成せしめるように可塑化てきうるポリマ ー電解質複合体を形成するのに十分な量で含んでいる。実際には、固形状導性感 圧接着組成物は、マトリックスであって、（ａ）溶媒和ポリマーの中で解離して いるｌ又は数種のイオン塩の導性固液体と（ｂ）本質的に不揮発性な可塑剤であ って、任意的に、該マトリックスを凝集性、且つ柔軟性、そして好適には感圧な 接着剤にするのに十分な量で存在している可塑剤、とのマトリックスである。従 って、驚くべきことに、イオン塩と溶媒和ポリマーとの相互作用は該組成物にイ オン導性を授ける。イオン性又は極性溶媒、例えばポリ電解組成物の中に予め採 用されている水は生物医療電極の導性媒体においてイオン導性を授けるのに必須 ではない。

溶媒和ポリマーとの相互作用にとって有用なイオン塩の限定でない例には塩化リ チウム、過塩素酸リチウム、クエン酸ナトリウム及び好適には塩化カリウムが含 まれる。

許容のイオン導性を供するため、イオン塩は固形状導性感圧接着組成物の約０． ５重量％〜約５重量％の最において存在していてよい。

好ましくは、イオン塩は固形状導性感圧接着組成物の約２〜約３重量％の量にお いて存在している。

疎水性感圧接着剤のドメインの不連続相医療用途において、疎水性感圧接着剤は 室温において、及び患者の皮膚温度において接着性でなくてはならない。また、 該接着剤は皮膚学的に許容性、即ち、皮膚との連続接触の後、その除去に基づい てわずかな接着残渣しがなく、且つ付着中に皮膚と顕著に反応しないものでなく てはならない。

該複合品の不連続疎水性感圧接着相の接着強さは選ばれた感圧接着剤のタイプに 依存する。該接着剤はこの二相複合品を患者の皮膚に、イオン導性、親水性固形 状感圧接着剤単独により供されるよりも長い時間にわたって付着せしめるのに十 分な接着強さを供せねばならない。

該疎水性感圧接着剤は、ポリアクリレート、ポリオレフィン、シリコーン接着剤 、天然もしくは合成誘導ゴムベース接着剤又はポリビニルエーテルを含むポリマ ー接着組成物を生成するための、モノマー、ホモポリマー、コポリマー及び粘着 付与剤、又はその配合物の組合せより調製されたポリマー接着組成物であってよ い。

該複合品において有用な感圧接着剤は、親水性固形状感圧接着連続相との、又は 使用中の皮膚もしくは皮膚口に集まっている水分又はその他の身体滲出物との相 互作用に耐えるために疎水性である。

該複合品は水及び保湿剤の存在下でさえもその強力な接着性を保持する。過剰な 水分はイオン導性、親水性、固形状感圧接着剤の連続相により皮膚表層から除去 される。好ましい接着剤は下記のモノマー「Ａ」及びｒＢ」を含んで成るアクリ ル系感圧接着コポリマーである：モノマーＡはアルキルアルコールの疎水性モノ マーアクリルもしくはメタクリル酸エステルであり、そのアルキルアルコールは ４〜１０個の炭素原子、好ましくは６〜ｌＯ個の炭素原子、より好ましくは６〜 ８個の炭素原子、そして最も好ましくは８個の炭素原子を含む。適当なＡモノマ ーの例はｎ−ブチル、ｎ−ペンチル、ｎ−ヘキシ、イソヘプチル、ｎ−ノニル、 ｎ−デシル、イソヘキシル、２−エチルオクチル、イソオクチル及び２−エチル へキシルアクリレートである。最も好ましいモノマーはイソオクチルアクリレー トである。

モノマーＢはアクリル酸；メタクリル酸：アルキルアクリレート及びメタクリレ ートであってアルキル基の中に１〜３個の炭素原子を含むもの；アクリルアミド ；メタクリルアミド；低級アルキル置換化アクリルアミド（即ち、１〜４個の炭 素原子を含むアルキル基）、例えば第三ブチルアクリルアミド；ジアセトンアク リルアミド、Ｎ−ビニル−２−ピロリドン；ビニルエステル、例えばビニル第三 ブチルエーテル：置換化エチレン、例えば無水マレイン酸の誘導性、ジメチルイ タコネート及びモノエチルホルメート；又はビニルパーフルオロ−ｎ−ブチレー トを含んで成る補強用モノマーである。好ましいＢモノマーはアクリル酸、アク リルアミド及びＮ−ビニル−２−ピロリドンである。最も好ましいＢモノマーは Ｎ−ビニル−２−ピロリドンである。

かかるコポリマーの中てＡモノマーは、コポリマー中の全てのモノマーの重量の 約８５〜９８重量％、そして好ましくは約９０〜９８重量％の重量において存在 している。

かかるコポリマーの中でＢモノマーは、コポリマー中の全てのモノマーの重量の 約２〜約１５重量％、そして好ましくは約２〜ｌＯ重量９６の重量において存在 している。

Ａ及びＢモノマーに加えて、ポリスチレンを、９６：２：２の重量分率にあり、 且つ１．３５ｄｌ／　Ｈの内部粘度を有するイソオクチルアクリレート／アクリ ル酸／ポリスチレンの所望のコポリマーを形成するように加えてよい。

最も好ましくは、本発明の感圧接着剤は９１：９の重量分率にあり、且つ約１． ６ｄｌ／　ｇの内部粘度を有するイソオクチルアクリレート／Ｎ−ビニルピロリ ドンである。

当業者にとって上記のタイプの接着コポリマーは公知であり、且つその製造方法 はよく知られ、例えばＵｌｒｉｃｈの米国特許ＲＥ２４．９０６号に記載されて いる。上記の感圧接着剤はもとからゴム状、且つ粘着性であり、そして適当に熱 及び光安定性であるため、粘着付与剤、架橋剤又は安定剤を加える必要はない。

しかしながら、所望するならばそれらを加えてよい。

本発明において有用なその他の感圧接着剤の入手性及び調製は論文の中に記載さ れている。Ｈａｎｄｂｏｏｋ　ｏｆ　Ｐｒｅｓｓｕｒｅ−３ｅｎｓｉｔｉｖｅＡ ｄｈｅｓｉｖｅ　Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ　第２版、５ａｔａＳ編（Ｙｏｎ　Ｎｏ ５ｔｒａｎｄ　Ｒｅ１ｎｈｏｌｄ。

Ｎｅｗ　Ｙｏｒｋ　１９８９）において、数多くのタイプの有用な感圧接着剤が 記載されている：天然ゴム接着剤、Ａ−Ｂ−Ａブロックコポリマー（例えばポリ スチレンーボリブタジエンーボリスチレン（Ｓ−Ｂ−８）、ポリスチレン−ポリ イソプレン−ポリスチレン（Ｓ−１−３）、ポリスチレン−ポリ（エチレン／ブ チレン）−ポリスチレン（Ｓ−ＥＢ−３）、及びポリスチレン−ポリ（エチレン ／プロピレン）−ポリスチレン（Ｓ−ＥＰ−３）ポリマー）；ブチルゴム及びポ リイソブチレン；ビニルエーテルポリマー；シリコーン；ポリイソプレン：ブタ ジェンアクリロニトリルゴム；ポリクロロプレン：アククチツクポリプロピレン ；並びにアクリル系接着剤及びアクリル系分散物の追加の記載。

所望するには、これらの有用な感圧接着剤のうちて、シリコーン感圧接着剤（例 えば米国特許第４．０３９．７０７号に開示されているもの）及びポリスチレン −ポリイソプレン−ポリスチレンＡ−Ｂ−Ａブロックコポリマー（例えば米国特 許第３．９３５．３３８号に開示されているもの）が有用である。

驚くべきことに、疎水性感圧接着剤は水ベースラテックスから、又は溶媒ベース 溶液のいづれかから、固形状感圧接着剤の連続相の中へと分散されうる。従って 、本発明の複合品の製造方法は本発明において有用な疎水性感圧接着剤の選択を 制約しない。

二相複合界の製造方法 本発明の二相複合界の製造は中に分散されている不連続相を形成するように疎水 性感圧接着剤の添加を伴う親水性固形状感圧接着剤の形成のために採用したプロ セスに従う。従って、固形状導性感圧接着組成物の任意の調製方法が、疎水性感 圧接着剤の添加が連続相の形成を妨げないのなら採用できる。好ましくは、二相 複合界は、親水性固形状感圧接着剤と水性ラテックスの中に懸濁された又は揮発 性溶媒の中に溶かされた疎水性感圧接着剤との水性混合物を混合し、それに続い て基体の上に該複合品をキャスティングし、そして水及びその他の揮発性溶媒を 乾燥させて二相複合界を得ることにより作られる。

親水性ポリマー組成物の連続相：疎水性感圧接着剤の不連続相の、溶媒重量を包 括する重量の混合の比は約１９６：１〜約６：Ｉの範囲でありうる。好ましくは 、その混合比は約９５：１−１６：１に範囲する。

混合は、Ｒｅａｄｉｎｇ、　Ｐｅｎｎ５ｙｌｖａｎｉａのＰｒｅｍｉｅｒ　Ｍｉ ｌｌ　Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎより市販のｒＬａｂｏｒａｔｏｒｙ　Ｄｉｓｐｅ ｒｓａｔｏｒ、　５ｅｒｉｅｓ　２０００．　Ｍｏｄｅｌ　８４　Ｊ　ミキサー を用いて行われうる。混合プロセスは周囲温度及び圧力で行う。混合は、前述の その他の調製法に関係なく二相が均質に相互分散するまで続けるべきである。次 に、混合を停止して、その混合プロセス中に発生した全ての泡を除去させる。

該複合品の混合物を剥離ライナーの上に広げる又はコートし、そして揮発性溶媒 を除去する。揮発性溶媒は一般に熱又はその他の乾燥機構の適用により除去する 。揮発性溶媒は親水性ポリマー組成物の混合物の約７５重量％及び疎水性感圧接 着粒子を含むラテックス混合物の約５０重量％を占める。乾燥が起こる際、疎水 性感圧接着剤のドメインは親水性固形状感圧接着組成物の連続相のまわりに分散 されたままとなる。残っている疎水性感圧接着粒子又は親水性固形状感圧接着剤 連続相に有害な影響を及ぼすことなく揮発性溶媒を蒸発せしめる温度は、使用し た揮発性溶媒のタイプに依存する。しかしながら、一般にこの混合物は約り０℃ 〜約７５°Ｃの温度で乾燥させる。

その結果、乾燥前の約１９６：１〜６：１の重量混合比は、それぞれ約９８＝１ 〜３：ｌの連続相：不連続相の重量の重量乾燥複合比を、その疎水性感圧接着剤 の固形分がラテックス又は溶液の５０重量％ならばもたらす。もし疎水性感圧接 着剤の固形分がラテックス又は溶液の２５重量９６なら、重量乾燥複合比は１９ ６：１〜約６：ｌに範囲しうる。好ましくは、重量乾燥複合比は約６０：ｌ〜８ ：１、そして最も好ましくは約９：ｌ〜約２１：ｌに範囲する。

本発明の二相複合界のフィルムは約０．０５ｍｍ〜約１　ｍｍ、所望するには約 ０．０７ｍｍ〜約０．３８ｍｍ、そして好ましくは約０．１８ｍｍ〜約０．２５ ｍｍの厚みを有する。その後、所望の用途に応じて、複合界の層は載置により補 強材に適用してよい。

例えば、本質的に不揮発性な固形状導性感圧接着組成物から二相複合界を製造す る好適な方法は環境学的に適応する最少数の製造工程を採用しうる。必要とされ るなら、溶媒和ポリマー、イオン量、及び本質的に不揮発性の可塑剤を、周囲温 度以上で本質的に揮発性な溶媒、例えば水、エタノール、メタノール又はイソプ ロパツールの中へと混合する。この混合物に疎水性感圧接着剤の溶液を加える。

得られる一定量の溶媒和ポリマー、イオン塩及び揮発性溶媒の中に存在している 任意の本質的に不揮発性な可塑剤の混合物を、基体の表面であって、不活性基体 、例えば更なる処理までの保管のためのライナーでありうる、又は導電性表層を 有する電気通信のための手段の表面でありうる基体の表面上にキャストせしめる 。次に、その揮発性溶媒を熱、マイクロ波エネルギー、赤外線エネルギー、対流 エアー流等の適用により、中に疎水性感圧接着剤のドメインが分散されている不 揮発性固形状導性感圧接着連続相を形成せしめるために事実上蒸発させる。典型 的には、約６５°Ｃにまで加熱した乾燥オーブンを採用することができる。製品 ライナーを任意的に二相複合界の領域の上に載置してその領域を汚染から守って よい。極端に薄い二相複合界のコーティングを基体表面に適用してよい。コーテ ィングの厚みは約０．１２５ｍｍ〜約１．２５ｍｍ、そして好ましくは約０．７ ５ｍｍ〜約１ｍｍに範囲してよく、溶媒の蒸発後に約０．０５〜約０．３８ｍｍ 、そして好ましくは約０．１８ｍｍ〜約０．２５ｍｍに範囲するコーティング厚 みが得られる。柔軟、導電性基体上のこの極端に薄いコーティングにより、小型 、且つ相似の生物医療電極が作られつる。

本発明の二相複合界は下記に示す試験方法に従い、皮膚に対して約３０　ｇ　／ 　２．５４ｃｍ　〜約２００　ｇ　／　２．５４ｃｍ接着力を有しつる。好まし くは、皮膚接着力は約５０　ｇ　／　２．５４ｃｍ　〜約１５０　ｇ　／　２． ５４ｃｍに範囲しつる。最も好ましくは、皮膚接着力は約６０　ｇ　／　２．５ ４ｃｍ　〜約１２０　ｇ　／　２．５４ｃｍに範囲しうる。

本発明の二相複合界はＸ線に対して半透過性又は透過性であり、Ｘ線診断手順を も採用する医療手順にとってかかる複合界より作られた生物医療電極を適切にす る。

疎水性感圧接着剤の製造 高められた接着力のドメインを形成するのに有用な疎水性感圧接着剤の製造は接 着剤のタイプ、重合のタイプ（例えば付加又は縮合）、及び重合技術（例えばバ ルク、溶液、懸濁又はエマルション重合）に依存する。

選択される感圧接着剤重合技術は特定の感圧接着剤に関して知られる常用の重合 技術より選ばれる。重合製造技術の起源にはＯｒｇａｎｉｃＰｏｌｙｍｅｒ　Ｃ ｈｅｍｉｓｔｒｙ、Ｋ、Ｊ、５ａｕｎｄｅｒｓ、ＣｈａｐｍａｎとＨａｌｌ　（ ＨａｌｓｔｅｄＰｕｂｌｉｓｈｉｎｇ、　Ｎｅｗ　Ｙｏｒｋ、、１９７３）、　 Ａｐｐｌｉｅｄ　Ｐｏｌｙｍｅｒ　５ｃｉｅｎｃｅ、　Ｒ，Ｗ。

Ｔｅ５ｓとＧ、Ｗ、　ＰｏｅｈＬｅｉｎ、　Ａｍｅｒｉｃａｎ　Ｃｈｅｍｉｃａ ｌ　５ｏｃｉｅｔｙ　（ＡｍｅｒｉｃａｎＣｈｅｍｉｃａｌ　５ｏｃｉｅｔｙ、 　Ｗａｓｈｉｎｇｔｏｎ、　Ｄ、Ｃ，、１９８１）及びＰｒ１ｎｃｉｐｌｅｓ　 ｏｆＰｏｌｙｍｅｒｉｚａｔｉｏｎ、　Ｇｅｏｒｇｅ　０ｄｉｅｎ、　Ｗｉｌｅ ｙ−１ｎｔｅｒｓｃｉｅｎｃｅ　（Ｊｏｈｎ　ＷｉＬｅｙａｎｄ　５ｏｎｓ、　 Ｎｅｗ　Ｙｏｒｋ、　１９８１）並びにＨａｎｄｂｏｏｋ　ｏｆ　Ｐｒｅｓｓｕ ｒｅ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅＡｄｈｅｓｉｖｅ　Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、　Ｉ２　 ’ＩＨ１前掲が挙げられる。

例えばアクリル系感圧接着剤は米国特許ＲＥ２４．９０６号に従って調製されつ る。溶液重合により調製するとき、モノマーは溶媒、一般にはエチルアセテート 、シクロヘキサン、トルエン及びｎ−へブタンの中で可溶性である。このポリマ ーも通常には溶媒の中で可溶性であり、純粋なポリマーが表面上にコートされて 乾かされることが可能となる。エマルション重合により調製するとき、水中の水 不溶性ポリマーのラテックスは水の除去まで相分離を維持する。

感圧接着剤はＡ−Ｂ−Ａブロックコポリマー、天然ゴム、スチレン−ブタジェン 、ポリイソプレン、ブチルゴム、ポリイソブチレン、ポリクロロプレン及びそれ らの配合物からの溶液重合により調製されうる。市販のポリマーのペレットを溶 媒の中に混合せしめ、そして粘着付与剤、更にはしばしば可塑剤の存在下で熱し て、必須の粘及び１９章は材料及び調製方法の選択を述べている。よく利用され る粘着付与剤はポリテルペン樹脂である。

ゴムベース接着剤もラテックスにおいて調製されうる。例えば、スチレン及びブ タジェンを水の中に乳化剤（例えばアルキルベンゼンスルホン酸ナトリウム）及 び開始剤（例えば過硫酸ナトリウム）と共に分散してよい。重合は一般には嫌気 的に、６０°Ｃて約１６〜２４時間にわたる混合によって行う。Ｈａｎｄｂｏｏ ｋ　ｏｆ　Ｐｒｅｓｓｕｒｅ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅＡｄｈｅｓｉｖｅ　Ｔｅｃｈ ｎｏｌｏｇｙ　第２版、前掲の第１２章はかかるラテ・ノクス調製プロセスを述 べている。

シリコーン感圧接着剤は通常炭化水素溶媒中で商業的に供給されている。Ｈａｎ ｄｂｏｏｋ　ｏｆ　Ｐｒｅｓｓｕｒｅ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ　Ａｄｈｅｓｉｖｅ 　Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ第２版、前掲第１８章に記載の通り、触媒（例えば有機 系過酸化物、アミノシラン、又は有機酸の金属塩）がシリコーンネットワークを 補強して凝集性を高めるために加えられている。

ビニルエーテルホモポリマーの重合はバッチプロセス、又はノくルクもしくは溶 液中での連続プロセスにより実施されうる。どのプロセスを利用しようと、カチ オン開始剤、例えばＢＰ、又はＡｌＣ１，が存在している。ビニルエーテルとア クリレートとのコポリマーは水中てのベルオキソニ硫酸カリウムによるフリーラ ジカルエマルションＴｅｃｈｎｏ　ｌｏｇｙ　第２版、前掲の第１７章は重合を 述べている。

揮発性溶媒が感圧接着剤の調製のために必要又は所望されるなら、かかる溶媒は 脂肪族又は芳香族炭化水素、例えばヘプタン、トルエン、キシレン等、及びその 他の混和性溶媒、例えばエチルアセテートを含む配合物でありうる。

本発明の二相複合界を採用する生物医療電極は診断、治療、電気外科又はその他 の医療目的にとって有用である。その最も基本的な形態における生物医療電極は 、哺乳動物皮膚に接する導性媒体及びこの導性媒体と電気診断用、治療用又は電 気外科用装置との間の相互作用のための電気通信手段を含んで成る。

診断及び治療手順のうちで生物医療電極を利用するのは、痛みの緩和のために用 いられる経皮的電子神経刺激（ＴＥＮＳ）装置、側弯症のような症状を処置する ために用いられる神経筋刺激（ＮＭＳ）　、並びに心臓の鼓動をモニター及び心 臓の異常を診断するために用いられた心電図（ＥＫＧ）のような身体機能由来の 電気信号モニターである。

図１及び２はいづれも剥離ライナーＩ２上の使い捨て診断心電図（ＥＫＧ）用又 は経皮的電気神経刺激（ＴＥＮＳ）電極ｌＯである。電極１０１よ生体適合性て あり、且つ保護剥離ライナー１２の除去により哺乳動物の患者の皮膚に接触する ための接着剤導性媒体の領域１４を含んでｖする。

電極１０は、導性媒体の領域１４と接触している導性界面領域１８及び導性媒体 の領域１４と接触していないタブ領域２０を有している導性部材を含んで成る電 気通信用手段１６を、電気装置（図示せず）との機械的及び電気的接触のために 含む。電気通信用手段１６は少なくとも導性媒体領域１４に接している側面２２ にコートされてし）る導性層２６を含む。

典型的なＥＫＧ導性部材１６は約０．０５〜０．２ｍｍの厚みを有する材質のス トリップ、例えばポリエステルフィルムを含んで成ることができ、そして側面２ ２の上に、約２．５〜１２μｍ１そして好ましくは約５μｍの厚みの銀／塩化銀 のコーティング２６を有していると予想される。

現状好適なのはＨｏｐｅｗｅｌｌ、　ＶＡのＩＣＩ　ＡｍｅｒｉｃａｓよりｒＭ ｅｌｌ　１ｎｅｘＪ５０５−３００．３２９．３３９フイルムとして市販されて いるポリエステルフィルム、Ｗａｌｔｈａｍ、　ＭＡのＥｒｃｏｎ、　Ｉｎｃ、 よりｒ　Ｒ−３００Ｊインクとして市販されている銀／塩化銀インクでコートさ れているＶＡである。

ＴＥＮＳ導性部材１６は不織ウェブ、例えばＴｒｏｙ、　ＮＹのＬｙｄａｌｌ、 Ｉｎｃ、よりｒ　Ｍａｎｎ　ｉｗｅｂ　Ｊウェブとして市販されているポリエス テル／セルロースファイバーのウェブよりできていてよく、そしてその側面２２ の上にＰｏｒｔ　Ｈｕｒｏｎ、　ＭｌのＡｃｈｅｓｏｎ　Ｃｏ１１ｏｉｄｓ　Ｃ ｏｍｐａｎｙよりｒＳＳ　２４３６３Ｊインクとして市販されているカーボンイ ンク層２６を有している。電極クリップ（図示せず）と導性部材１６との機械的 接触を高めるため、導性コーティング２６を有している側面２２と反対側の側面 の上においてタブ領域２０に接着剤裏付はポリエチレンテープを適用することが できる。この目的のために３　Ｍ　Ｃｏｍｐａｎｙよりｒ　Ｂ１ｅｎｄｅｒｍＪ テープとして市販されている外科テープが利用できつる。

本発明の二相複合品を有する生物医療電極を採用しうる別のタイプの治療手順は 、患者の異常心臓鼓動を除細動するための哺乳動物患者の胸腔への電気エネルギ ーの分散である。−生物医療電極を介しての高電圧（例えば２０００ボルト）、 高電流（例えば４０　ａｍｐ）の導入及び別の生物医療電極を介するその電荷の 受容が電気回路を完成せしめる。除細動にとって有用な電極の例は米国特許第３ ．９９８．２１５号（Ａｎｄｅｒｓｏｎら）に開示されている。

患者の皮膚への電流の適用に関与する別のタイプの治療手順はイオン導入法であ り、これは電流の助けを伴ってイオン導人的に活性な薬品を哺乳動物の皮膚に又 はそれを通じて導入する。

電気外科は本発明の二相複合品を用いる生物医療電極を利用できる。この場合、 この生物医療電極は電気外科切断電極を用いて切開部位にて患者に導入される分 散状電気信号を受容するのに働く。電気外科システムは通常、モニター条件下で 要求に応じて高周波交流を供する発生器、極端に高い電流密度を有する切断電極 、及び低電流密度を供する非常に広い表面積を有する平らな分散型生物医療電極 を含んで成る。この分散型生物医療電極は外科操作に付されるべきでない哺乳動 物の皮膚領域と密に、且つ連続的に接触するように載せられる。交流電流回路は この分散型生物医療電極と切断電極との間て患者の身体を通じて完成される。患 者との接触又は発電器のいづれかからのこの分散型電極の分離は、患者の身体に 交流電流回路を残している箇所で、患者に電気的火傷を負わせることができる。

分散型電極を図３及び４に見い出せる。分散型電極３０は片面に生体適合性感圧 接着剤３２がコートされている絶縁裏地３１を含んで成る。

裏地３１は独立気泡ポリエチレンフオームでありうる。電極プレート３３は生体 適合性感圧接着剤３２の一部に付着している。この電極プレート３３は、片面に アルミニウムが蒸着されている相似のポリマー裏地３４、例えばポリエステル上 のアルミホイルであってよい。電極プレート３３は、使用の際に電気外科発電器 に接続されているリード線にこの分散型電極３０を電気的に接続せしめるように 適合された一体型接続タブ３５を有している。本発明のイオン導性接着剤の領域 ３６は接続タブ３５を除く電極プレート３３のイオン導性表面全体をコートして いる。感圧接着剤で両面コートされた絶縁ストリップ３７は、接続用タブ３５の 裏地３１及び生体適合性感圧接着剤３２が下にある表面の一部を覆っている。裏 地３１及び生体適合性感圧接着剤３２は、電極プレート３３及び導電性接着剤３ ６の外周を超えて広がるエプロン３８を有する。エプロン３８及び絶縁ストリッ プ３７は電極プレート３３を患者の皮膚との直接的な接触から断ち、これに熱的 火傷を回避する。及び電気ショート回路をもたらしつる他の導性材（例えば血液 又は水）との接触を回避する。補助接続用タブ３５は、接着剤３２と接し、且つ 一枚のコート化接着層接続用タブ３５を有する不織ポリエステルの補強層３９で ある。任意的な剥離ライナー４０が使用まで接着剤３２及び３６を保護するのに 利用できつる。

好ましくは、患者の皮膚との優れた接着及び低インピーダンス電気接触を得るた め（ホットスポット又は運動による収縮性の損失を避けながら）、本発明のプレ ート３３及び接着剤３６の表面積は約１３０ｃｍ２としている。好ましくは、本 発明の接着剤３６は約０．５ｍｍの厚みでコートされている。

導性接着領域として本発明にかかわる二相複合品を利用てきうる生物医療電極の その他の例には、米国特許第４．５２７，０８７　。

４．５３９．９９６　：　４．５５４，９２４　、４，８４８．３５３　（全て Ｅｎｇｅｌ）　；　４．８４６．１８５（Ｃｏｒｉｍ）；　４，７７１，７１３ 　（Ｒｏｂｅｒｔｓ）；　４．７１５．３８２　（Ｓｔｒａｎｄ）；　５．Ｏ１ ２，８１０（Ｓｔｒａｎｄら）；及び５．１３３．３５６号（Ｂｒｙａｎら）に 開示されている電極が含まれる。診断ＥＫＧ手順に用いるとき、図１及び２に示 す電極が好ましい。心電図（ＥＣＧ）をモニターする手順に用いるとき、米国特 許第５．０１２．８１０号に開示されている電極が好ましい。除細動手順又は電 気外科手順のために用いるとき、図３及び４に示す、又は米国特許第４．５３９ ．９９６及び４．８４８．３５３号に開示されている電極が好ましい。

ある状況において、電気通信のための手段は米国特許第４．８４８．３５３号に おいて見い出せるような生物医療電極の外周から広がる導電性タブであるか、又 は米国特許第５．０１２．８１０号に見い出せるような絶縁裏地部材中のスリッ ト又はシームを通じて広がっている導性部材でありうる。そうでなければ、電気 通信用手段はアイレット又はその他のスナップタイプコネクター、例えば米国特 許第４．８４６．１８５号に開示されているようなものでありうる。他方、米国 特許第５、０１２．８１０号に見い出せるような導電性タブはそれに固定されて いるアイレット又はその他のスナップタイプコネクターを有しうる。

更に、電気通信用手段は米国特許第４．７７１．７８３号に見い出せるようなリ ード線でありうる。採用した電気通信用手段のタイプに関係なく、本発明の二相 複金品は診断、治療又は電気外科目的のための生物医療電極上の導性接着領域と してあってよい。

生物医療電極のための導性媒体としての本発明の二相感圧接着複合品の作成方法 にはバッチ式プロセス又は連続ライン式プロセスが含まれる。連続式プロセスで 製造するとき、ライナー、本発明の二相複合品の領域、及び基体のラミネートを バルクパッケージングのためにロールの上に巻き、そして更に当業者に知られる ダイを用いて加工又は切断して個々のユニット、例えば生物医療電極又は更なる 加工のための生物医療電極半集成体にすることができる。米国特許第４．７９５ ．５１６号（Ｓｔｒａｎｄ）及び米国特許第４．７９８．６４２号（Ｃｒａｉｇ ｈｅａｄら）は、ロールから材料のストリップを巻き出し、そしてかかるストリ ップを見当合せ連続式状況において重ねて電極のストリップを作ることに関与す る、生物医療電極の連続製造にとって有用な方法及び装置を開示している。

例えば、連続式ストリップの集成の一方法は、幅約８．９ｃｍの導電性表面上へ の本発明の二相複金品のコーティングであってよく、ここでそのコーティングは かかる幅のおよそ５．１ｃｍの中央セクションに適用する。混合物からの溶媒の 蒸発後、そのコート化導電性表面はそのストリップに沿って三等分してよく、そ して更に約２．５４ｃｍの間隔て直交に切ってよく、約２．５４ｃｍ　Ｘ　４． ４ｃｍの寸法を有し、２．５４ｃｍＸ　２．５４ｃｍの導性界面領域１８及び２ ．５４ｃｍＸ　１．９ｃｍのタブ領域２ｏを有する図１に示す数個の電極ｌＯが 得られる。

別の例として、分散型電極のための一集成方法は、約２４ｃｍの幅の導電性表面 を有するウェブ上への本発明の二相複合品の混合物のコーティングであり、ここ でそのコーティングはウェブの片面の上の１８、４ｃｍのセクションに適用する 。溶媒の蒸発後、そのウェブを直交に切り、そして相似裏地に載置し、１０ｃｍ Ｘ　２３ｃｍの全部を有する図３に示す電極か得られる。

本発明の更なる詳細は下記の実験手順を利用する下記の実施例において見い出す ことができる。

皮膚接着試験 生物医療電極を約２．５４ｃｍ　Ｘ　４．４ｃｍの寸法に切り、導性界面領域は ２、５４ｃｍＸ　２．５４ｃｍ、そしてタブ領域は２．５４ｃｍＸ　１．９ｃｍ であった。その電極をヒト対象者の背中の上に、背骨に対して垂直方向にして適 用し、そして２ｋｇのローラーで押し付けて均一な適用を確実なものとした。そ の電極を適用後、接着力テスターの継がれた機械引張装置を用いて背中からす早 く除去した。この装置はモーター駆動スクリュードライブより成り、これは幅２ ．５４ｃｍの金属製クリップに取付いた１１．４ｋｇのテストラインを引張る。

この金属製クリップは引張試験中、各電極にその幅２．５４ｃｍにて取付けられ ている。電極は背中に対して水平方向（１８０°）且つ電極の長軸に沿って並行 に、１３〜１４ｃｍ／ｍｉｎの速度で引張った。接着力をｇ／２．５４ｃｍで記 録し、これは電極の剥離の開始から完全除去に至るまでの値の平均値に基づく。

皮膚及び背合せ交流インピーダンス試験皮膚インピーダンスはヒトの腕の上での 、Ｐａ１ｏ　Ａｔ１ｏ　ＣＡのＨｅｗｌｅｔｔＰａｃｋａｒｄにより製造された ４８００Ａベクター　インピーダンス　メーターを用いて測定した。生物医療電 極をパネリストの腕の上に載せ、そして１ｏｌｌｚの周波数てＫＯｈｍにおける 交流インピーダンスを測定した。

交流インピーダンスはＬｅｎｅｘａ、　ＴｅｘａｓのＸｔｒａｔｅｋ　Ｃｏｍｐ ａｎｙからのＸｔｒａｔｅｋ　ＥＴ−６５Ａ　ＥＣＧ電極テスターを用いて測定 した。測定は常用の方法で、「背合せ」　（接着剤−接着剤）で接続された電極 ペアーに基つき、ＥＣＧ　ｉ極上で測定に適切な低レベル信号を用いて行った。

１０Ｈ２てのインピーダンスを記録した。医療装置発展協会（ＡＡＭＩ　：Ａｓ ５ｏｃｉａｔｉｏｎ　ｆｏｒ　ｔｈｅ　Ａｄｖａｎｃｅｍｅｎｔ　ｏｆ　Ｍｅｄ ｉｃａｌ　Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｔｉｏｎ）は、「背合せ」電極インピーダン スについて、１０Ｈｚの周波数での許容される交流インピーダンスが２００００ ｈｍ以下であるべきことを採択している。約５００ｋＯｈｍ以下がヒト皮膚イン ピーダンスにとって許容されることが認められている。

二相複合品を下記の方法で製造した。架橋化ポリビニルピロリドン（ＰＶＰ）を 米国特許第４．９３１．２８２号（Ａｓｍｕｓら）のＥｘａｍｐｌｅ　２３の手 順に従い、０．１６重量％のエチリデン−ビス−ビニルピロリドンを用いて調製 した。このＰＶＰを水の中で膨潤させ、そしてアセトン添加により沈殿させて残 留モノマーを除去し、乾かし、そして直径１５０μｍ以下の粒子に粉砕した。約 ９ｇのＰＶＰ粒子をグリセリン（２１ｇ）、水（５０ｇ）　、ＫＣＩ　（０，８ ｇ）の溶液の中に２４時間膨潤させた。この感圧接着剤に、疎水性感圧接着剤の 水性ベースラテックス（Ｒｏｈｍ　ａｎｄＨａａｓよりＲｏｂｏｎｄ　６０アク リレートラテツクス（固形分５０％）として市販）２０ｇをゆっくりとした添加 により、攪拌及び追加の水４０ｇを伴って添加した。次にこの混合物を機械的に 攪拌して、親水性固形状感圧接着剤混合物の中へのこのラテックスの完全な相互 混和を確実なものとした。

この混合物を、Ｗａｌｔｈａｍ、　ＭＡのＥｒｃｏｎ、　Ｉｎｃ、がらのＥ１７ ００銀インつてコートされた表面を有するポリエステルの裏地の上に約０．５ｍ ｍでコートせしめた。この裏地上の混合物を９３℃のオーブンで２時間乾かした 。この二相複合品の最終乾燥導性媒体は約０．１ｍｍの厚みてあった。この導性 媒体の上に剥離ライナーを載せてこの導性媒体の接着力を守った。

皮膚インピーダンス特性を３人のヒトの皮膚への適用後に試験した。全部で１１ のサンプルを用いた３人のヒト対象者への平均皮膚インピーダンスは１６５ｋＯ ｈｍてあった。３人の全てに関して、接着特性は、定量的に許容でき、良好なア ゲレジツブ接着力を伴い、除去による残渣がなく、そして皮膚刺激はなかった。

例２−２０並びに比較例２１及び２２・・・・・・ＰＶＰの照射架橋、固形状導 性感圧接着組成物の形成、二相複合品の形成、並びに生物医療電極の製造及び試 験 約ＩＯμｍ〜約７５μｍのサイズを有する固形粒子としてのＰａｒｓｉｐｐａｎ ｙ、　Ｎ、ＩのＢＡＳＦより市販されている非架橋型ポリ（Ｎ−ビニルピロリド ン）約１００ｇを再シール性プラスチックバッグの中に入れ、窒素を１５分パー ジし、そしてコバルト６０高エネルギー源を用いて１５５ｋＧｙｓのガンマ−線 で照射して架橋化ポリ（Ｎ−ビニルピロリドン）を生成した。

３３ｇの架橋化ポリ（Ｎ−ビニル−２−ピロリドン）ホモポリマーを６５ｇのポ リエチレングリコール（４００Ｍ、Ｗ、；Ｐａｒｓｉｐｐａｒ＋ｙ、　ＮＪのＢ ＡＳＦ由来）、２ｇの塩化カリウム及び３００　ｇの水より成る溶液に加えた混 合物を調製した。この混合物を平衡化するまで攪拌した。この混合物に、例２〜 ２０及び比較例２１に関する表１に示す本発明の様々な二相複合高側を調製する ための重量混合比の範囲において様々な疎水性感圧接着配合物に配合せしめた。

比較例２２は、試験生物医療電極を製造する前に固形状導性感圧接着組成物の中 に疎水性感圧接着配合物を全く配合せしめずに調製した。

電極を製造するため、各側２〜２０及び比較例２１に関する二相複合品感圧接着 剤、並びに比較例２２に関する固形状感圧接着剤を、銀でコートされた８、　８ ９ｃｍＸ　１７．７８ｃｍのポリエステル裏地の中心の上の水平にストリップコ ートした。この銀は０．５ｍｈｏｓの導電度を有し、そして厚さ７．６２μｍで あった。各混合物を５．０８ｃｍＸ　１７．７８ｃｍの領域の上に約７６．２μ ｍの厚さでコートした。各混合物を６６°Ｃのオーブンの中で１５〜２０分乾か した。この乾燥シートを、２．５４　Ｘ　２．５４ｃｍの導性接着剤接触領域と ２．５４　Ｘ　１．６ｃｍのリード線接続領域の接続用タブより成る２、　５４ ｃｍ　Ｘ　４．２ｃｍのストリップへと切ることによって生物医療電極を作った 。　ＤＣオフセットをＬｅｎｅｘａ、　ＫａｎｓａｓのＸｔｒａｔｅｋからのＸ ｔｒａｔｅｋ　ＥＴ−６５Ａ　ＥＣＧ電極テスターを用いて、ＤＣオフセットが 試験中にわたって１００ｍｖｏｌｔ以下のＡＡＭＩ基準内基準石かを決定するた めに測定した。

表１は皮膚接着力が、適当な量の一定の疎水性感圧接着剤の固形状導性感圧接着 組成物への混合により大いに高められうろことを示している。所望の皮膚接着力 の程度に依存して、親水性固形状感圧接着混合物の疎水性感圧接着剤に対する混 合重量比は、１９６：１から約３＝１に範囲する重量比の複合界を得るために約 １９６：１から約６：ｌの重量比の重量に変えることができる。比較例２１の場 合のみ二相複合界配合物はＡＡＭ＋基準に従って受け入れられないＡＣインピー ダンスをもたらした。好適な例２〜６の場合、各重量混合比は乾燥により、その 混合比と同一の値の複合高重量比を有する二相複合界をもたらし、なぜなら固形 状感圧接着剤及びＩＯＡ／ＮＶＰコポリマーは共に２５重量％の固形分において 液体の中に分散してあったからである。例４と２２を比較すると、乾燥二相複合 品中の０．０２重量％はとの少ない疎水性感圧接着剤は、ＡＣインピーダンス及 び皮膚インピーダンスを共に損うことなく皮膚接着力を２倍にすることが認めら れた。類似の好適な比較は例９．１０．１１．１５．１９及び２０と、比較例２ ２との結果により成されうる。

本発明は上記の態様に制約されない。本発明の理解のため、請求の範囲か続く。

ＰＣＴ／ＵＳ　９２１０９３２９ フロントページの続き （７２）発明者　アスムス、ロバート　ニー。

アメリカ合衆国、ミネソタ　５５１３３−３４２７゜セント　ポール、ポスト　 オフィス　ボックス　３３４２７ （７２）発明者　ウイ、ローザ アメリカ合衆国、ミネソタ　５５１３３−３４２７゜セント　ポール、ポスト　 オフィス　ボックス　３３４２７

Claims (9)

【特許請求の範囲】
1. １．イオン導性感圧接着剤の二相複合品であって：組成物中に存在している水の 量に関係なくイオン導性である親水性固形快感圧接着組成物の連続相、及びこの 連続相の中に、哺乳動物皮膚に接触するための感圧接着剤の特性を高めながら許 容される交流インピーダンスを保つような量において存在している疎水性感圧接 着組成物のドメインの不連続相、を含んで成る二相複合品。
2. ２．生物医療電極（１０）であって： （ａ）請求項１に記載の二相複合品を含んで成る導性媒体（１４）；及び （ｂ）前記導性媒体と電気診断、治療又は電気外科用装置との間で相互作用する 電気通信用手段（１６）：を含んで成る生物医療電極。
3. ３．請求項１に記載され、そして請求項２に記載の電極において利用される二相 複合品であって、その親水性固形状感圧接着剤が：（ａ）ポリマー電解質複合体 、及び （ｂ）凝集、柔軟性感圧接着剤を形成せしめるのに十分な量において存在してい る本質的に不揮発性な可塑剤；を含んで成り； 前記ポリマー電解質複合体が溶媒和ポリマー及びイオン塩を含んで成り； 前記溶媒和ポリマーが、各モノマー単位が少なくとも−電離性非炭素原子を有す るホモポリマーであるか、又は少なくとも−モノマー単位がそのモノマー単位に とっての側鎖基の中に含まれている少なくとも−電離性非炭素原子を有するコポ リマーであり；ここでこの疎水性感圧接着剤が、ポリアタリレート、ポリオレフ ィン、シリコーン接着剤、天然もしくは合成誘導ゴムベース接着剤又はポリビニ ルエーテルを含むポリマー接着組成物を作るためのモノマー、ホモポリマー、コ ポリマー及び粘着付与剤の組合せ又はそれらの配合物より調製したポリマー接着 組成物であり；そしてここでその連続相及び不連続相が約１９６：１〜約３：１ の連続相：不連続相の複合重量比を有する、 二相複合品。
4. ４．前記溶媒和ポリマーが架橋化ポリアクリルアミド及びそのイオン形態；架橋 化ポリアクリル酸及びその塩；架橋化ポリ（２−アクリルアミド−２−メチルプ ロパンスルホン酸）、その塩、その酸の架橋化コポリマー、その酸の塩の架橋化 コポリマー、もしくはそれらの混合物；又はそれらの組合せ；を含んで成り、そ してここでその可塑剤が凝集、柔軟性且つ感圧の接着組成物を形成せしめるよう にこの固形状感圧接着組成物の約６５〜約９５重量％の量において存在している 、請求項３に記載の二相複合品。
5. ５．前記溶媒和ポリマーが、前記固形状感圧接着組成物の約５〜約５０重量％の 量において存在している架橋化ポリ（Ｎ−ビニルラクタム）であり； ここで前記可塑剤がグリセリン、ポリエチレングリコール（２００〜６００Ｍ． Ｗ．）又はそれらの混合物を含んで成る多価アルコールであり、そしてこの組成 物の約５０〜約７５重量％の量において存在しており；そしてここで前記イオン 塩が塩化リチウム、過塩素酸リチウム、クエン酸ナトリウム、塩化カリウム又は それらの混合物を含んで成り、この固形状感圧接着組成物の約０．５〜約５重量 ％の量において存在している、 請求項３に記載の二相複合品。
6. ６．請求項１に記載され、そして請求項２の電極において用いられる二相複合品 であって、該複合品に一体化されたイオン導入的に活性な薬品を更に含んで成る 、二相複合品。
7. ７．前記電気通信用手段が、前記導性媒体と接触している導性界面領域（１８） 及び前記導性媒体に接触していないタブ領域（２０）を有する導性部材（１６） を含んで成る、請求項２に記載の生物医療電極。
8. ８．請求項１に記載され、そして請求項２の電極に用いられる二相複合品を製造 する方法であって： （ａ）溶媒和ポリマー、イオン塩、及び凝集、親水性固形状態圧接着剤を形成す るのに十分な量の本質的に不揮発性な過塑剤を、周囲温度以上で本質的に揮発性 である溶媒の中に混合せしめて第一懸濁物又は溶液を作り； （ｂ）疎水性感圧接着剤のラテックス又は溶液をこの第一懸濁物又は溶液の中に 、約１９６：１〜約６：１の第一懸濁物又は溶液：ラテックス又は溶液の混合重 量比において混合して混和混合物を作り；（ｃ）この混和混合物を基体の上にキ ャストし；そして（ｄ）溶媒を除去して、請求項１に記載され、そして請求項２ に記載の電極に用いる二相複合品を作る；段階を含んで成る方法。
9. ９．前記基体が導電性表面を有し、そして請求項２に記載の生物医療電極が前記 表面上の前記二相複合品より作られている、請求項８に記載の方法。