JPS5873342A - 生体電極 - 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】 本発明は、生体の酸素分圧変化を連続的に測定するため
の金属電極の改良に関するものであり、更に詳しくはポ
ーラ胃グラフィの原理を応用した金属電極による酸素分
圧測定法におし箋て一測定の精度及び安定性を向上せし
めるための金属電極表面の改良に関するものである０従
来溶液中の酸素ガス濃度の変化を測定する方法として、
ぎ−ラ四グラフィの原理を応用した測定方法が広く用い
られてきた０ 即ち、金１白金、銀等の貴金属製電極と銀−塩化銀等に
よる不関電極を用い、両電極間に微小電圧を印加し、関
電極（陰極）表面で酸素の還元を行ない、この際生じる
還元電流を測定することにより溶液中の酸素ガス濃度を
測定するものである□ 一方、生体中の酸素ガス濃度（酸素分圧）が生体に及ぼ
す影響は重大であり、特に新生児、麻酔科・心臓外科１
脳外科、消化器外科等において、酸素分圧の推移を正確
に連続してとらえることの重要性が認識されるに伴い、
生体組織あるいは血管中の測定したい部位に上記電極（
関電極］を直接挿入し、酸素分圧変化を測定することの
要望が強くなっている〇 しかるに、上記測定法は陰極表面と溶液中との酸素濃度
勾配に基づく拡散電流を基本とじているが、生体は心筋
の動き、血液の脈動等絶えず運動しており、これによっ
て拡散電流は大きく影響され微小な酸素分圧を正確に測
定することは困難であった０ この欠点を改良するため、種々の検討が行なわれ関、不
関電極及び電解液を蒸葉透過性の膜中に内蔵したいわゆ
る被合電極、あるいは関電極表面をポリヒトＶキシエチ
ルメタアクリレート、セロファン等の親水性水膨潤膜で
被覆し、分子間にとりこまれた水を通して酸素の電極表
面への移動を行なわしめ本方法等が提案され一部実用に
供されているＯ しかし、前者は電極形態が大きく特定の部位例えば太い
内管中にしか挿入できず、後者は水膨潤膜の保持状態で
測定感度に変化があり精度に劣ると共に乾燥すると１も
ろくなり展の破損が起りやすい０又、他にセルロースア
セテートの溶媒溶液を電極表面に付着させた后、溶媒を
飛散せしめることより、電極表面にセルロースアセテー
トの均質膜を形成させる方法も考えられるが一現実には
酸素ガスの膜中に於ける拡散速度即ち感度のコントロー
ルが困難で、かつ応答速度に劣るものしか得られない〇 本発明者等はこれらの現状に鑑み１生体組醸１血管中の
全にわたる部位に挿入でき一組織あるいはｔｒｔｓの動
きに影響されることなく、連続的にしかも安定して正確
に感度よく酸素分圧を測定できる生体用電極について鋭
意研究の結果ポーラ田グラフィの原理から・溶液との陰
極界面との間に生じる酸素濃度勾配に基づく、拡散電流
を測定する場合、電極表面の溶液番１安定に保たれる必
要があり、陰極表面に特殊な構造からなる多孔質膜を被
覆することによって陰極表面と溶液との間に安定接触状
態を作り出すことを見い出し１本発明に到達した。

即ち本発明は１高分子展を被覆した生体電極に於て、該
層がアセチル含有量亭−−以上のセルロース・トリアセ
テートのギ酸溶液を熟成１加水分解して得られたアセチ
ル含有量−〇〜ｌｌＯ襲のセルロース・アセテートギ酸
溶液から賦形されたものであり、該層の構造が孔径２０
Ａ〜Ｑ　？　７１１１の緻密多孔質膜からなる外層とこ
れに連続して一体化した孔径ａ？μ１以上の空隙を有す
る内層からなる生体電極である・ 以下本発明の詳細な説明する。

図面の第１図は本発明の生体電極の先端部の外観を拡大
して示したものであり１絶縁体（１）に周囲をガードさ
れた微細な金属電極−）の先端表面が多孔質膜（Ｊ）に
よって被覆されている状態を示したものである□ 第１図は多孔質膜（、？）の内部構造を示す拡大断面図
であり、緻密な最外層（ダ）と内層鎗）とが一体化され
た構造となっており１最外緻密層（４１）で血液中の血
球成分の浸入を防止し、内層（ｊ）は酸素ガスを速かに
膜内な拡散させると共に１電極表面（Ｊ）に均一分散し
て到着せしめることができる０また第１図に於て（４）
は空孔又は空隙であり１（７）はポリマ一層である。

本発明にいう特殊な構造からなる多孔質膜（，７）とは
、孔径コＯＡ　Ｎ／声の微細孔を有する多孔質膜・好ま
しくは１０１〜０７μｍの平均孔径の微細孔を有する薄
い緻密層停）を最外層とし・平均孔径４７μｍ以上の微
細孔を有する内層（！ンとを一体的に連続し形成した多
孔質膜であるｎこの多孔質膜−）は、血液あるいは組織
中に挿入された場合、速かに生体液との置換が行われ多
孔質膜内に安定した水膜層を形成する＠そして酸素ガス
は、最外層の孔を通過した後１その水膜層を経て速かに
電極表面−）に達する０最外緻密膜層−）の平均孔径は
２０１以上が必要であり、これ以下では乾燥状態の電極
を血管中あるいは組織中に挿入した場合、水膜層の形成
が遅れ安定した応答が得られるまでに時間がかかる〇こ
の点液外緻密膜層の平均孔径はさらに好ましくはｊ０ム
以上である・ −１１該膜孔がａグμ論より大になると血液中の赤血球
、血小板等の血球成分が孔を通過あるいは孔をふさぐた
め、酸素ガスの透過が悪くなる。因みにこの観点から孔
径の上限は好ましくはａよμ臘以下である。

更に、空隙率は大なる種電極感度はよくなるが、これは
膜の物理的強度との相関において決定される。平均孔径
コＤＡ−Ｑｔμ鳳の微細孔を有する薄い緻密層を通過し
た溶液は１水を含んだ孔径の大きな内層に送りこ末、れ
、速かに拡散し、陰極表面（Ｊ）に到着する・該内層け
）は水を含んだ状態で安定した水膜層を維持する一方、
酸素ガスの速かな拡散を可能ならしめる必要があり、少
なくとも平均孔径Ｑ　？　Ｉ１ｗｈ以上の孔を有する多
孔質である。又〜内層の孔径の上限は膜の強力、細い電
極表面への均一な酸素ガスの分散を考慮して決定される
が、３μｍ以下が好ましい〇 さらに内層に於ける孔径は最外層から電極表面（コ）に
向って＠−図のごとく小さくなるように分布させること
により、酸素ガスを速かに膜内を拡散させると共に電極
表面（コ）に均一に分散して到着せしめることができる
・ 本発明で言う平均孔径とは、多孔質膜（３）の断面を電
子顕微鏡で観察し１微細孔の有効直径な測定し平均した
ものである。

本発明に言う多孔質＊　（ｊ）の厚さは、電極を使用す
る部位から受ける強力等の物理強度１生産安定性等から
決定されるが大略１０Ｎ２００μ好ましくはＪＯ〜ｉｏ
ｏμである。

膜厚（Ｊ）が−〇〇μを超えると応答速度が著るしく低
下する。一方膜厚１０μ以下では電極表面のへ濃度勾配
を有する静止層が着るしく乱される結果、初期の目的を
達することが出来ない。

又、最外緻密膜（ダ）も物理的安定性の要求に耐えられ
る範囲であれば、薄ければ薄い程酸素ガスの拡散が速か
（行なわれることは言うまでもない・さらに云えば１可
及的に極薄の最外緻密膜層で、膜の汚れ、外からの波動
を防ぎ大なる孔径な有する内層で０！濃度勾配を有する
静止層を安定に形成することが望ましい。

このような特定の構成をもつ多孔質膜の形成は−予め電
極表面上に作成した緻密膜を膨潤剤で膨潤せしめた後、
これを非溶剤で置換して多孔質とする方法、膜材の溶媒
溶液を電極表面上に付着させた後溶媒と相溶する非溶媒
中で脱溶剤し凝固させる方法等１多孔質ＷＩ【形成させ
る方法のいかなる方法によってもよく、孔径の調整は溶
媒、ｌ１ｌｆｌｉ剤の組み合せ、膜材の溶解濃度、溶媒
−非溶剤の比率、凝固浴温度等の再生条件により行うが
、本発明に言う多層構造を有する多孔質膜を形成するに
は、後者の方法いわゆる湿式製膜法が好ましい〇 即ち、湿式製膜法によれば、膜材の溶媒溶液の付着から
非溶剤浴での脱溶媒再生に至るタイミングあるいは非溶
剤浴の温度等のコン）０−ルにより、あるいは付着−再
生のくり返しにより比較的容易に表層に緻密展層を有す
る多孔質膜、又は孔径、孔密度の勾配を有する多孔質膜
が形成される。得られた多孔質膜は必要に応じて更にア
ニーリングにより１孔径の調整あるいは膜強度の調整を
行なってもよい〇 本発明の膜構造を形成させる方法及び血液、組織液、生
食水等への膜材のなじみ易さ、再生層の膜の物理的強度
、膜の金属電極表面への付着強度等について種々検討し
た結果１アセチル含量１１以上のセルローズトリアセテ
ートをギ酸に溶解し、ギ酸によるアセチル基の加水分解
を行ないつつ熟成し、アセチル含量−〇Ｐ−ＩＩＯ≦に
調整したアセチルセルローズのギ酸溶液を電極表面に付
着せしめ亀水を非溶剤とする湿式再生を行うと、容易に
かつ強固にセルルーズアセテート膜が電極表面に形成さ
れると共に溶液濃度１再生浴温穐再生タイミング等の条
件変更により、孔径のコン）０−ルされた多孔質膜が得
られることを見出した。アセチル含量−０％以下又はア
竜チル含量ｔｉｏ％以上では電極表面への付着、孔径の
コン）ａ−ルが難かしく、又付着させても応答感度が極
端に低下する。

本発明に云う生体用電極（コ）は、生体に直接穿刺又は
、補助的手段を用いて生体に穿刺適用されることを前提
とするが、これは特に本発明を限定するものではない・
但し組織等へ直接挿入することを勘案すると金属電極（
局の直径は３００声以下で可撓性を持つものが望ましい
。　直径３００μ以上の硬いワイヤーでは組織の運動に
よって測定中に抜は落ちることが多く固定の為の補助具
を要するようになる◎ 本発明による生体電極は多層多孔質膜により電極先端を
被覆してあり１かつ表層膜は孔径ａりμｍ以下の微細孔
を有している０従って該表層膜で血液中の血球成分等の
電極表面への浸入を防止し、次の内層膜は孔径の大きな
多孔質膜の故、酸素ガスの速やかな電極表面への到達を
可能ならしめる。更に金属電極として細線ワイヤーを用
いている０ 以上のような特徴を有するので該生体電極な使用した場
合生体の全ゆる部位に挿入可能であり・、挿入位置のス
レがなく％画定精度の高い１応答感度の良好な長時間の
使用に対して安定した測定が可能となった。

以下実施例によって本発明をさらに詳しく説明する。

実施例　／ アセチル含有量４１Ｊ％以上のセルローズトリアセテー
トを！１％水性ギ醗中に固形分３％で溶解し、均一に溶
液とした后、常温で熟成し、アセチル含有量３１％のセ
ルロースアセテートギ酸溶ＷＩｒｔ得た。

別に直径１００μの白金線にポリマー被覆した白金線の
先端を鋭利な刃物で長手方向に直角に切断し、新しい白
金面を露出させた。

コノ白金線の先端を上記のアセチル含有量Ｊｇ％のセル
ローズトリアセテートギ酸溶液に接触させ、先端に該溶
液を付着させた后、速かに常温のイオン交換水にこれを
浸漬し１脱溶媒してゲル化膜を形成せしめた。

この操作なＳｒｇＩ繰返し先端表面に均一に約４Ｌ０声
の被覆層を形成した０これをイオン交換水でよく洗浄し
た后、常温で乾燥し、ざらにｔｚｏＣの乾燥機に入れ、
７０分間アニーリングした０付着アセテート層は１白色
に固化し強じんで白金線先端表面に強固に固定された。

これを光学顕微鏡下で観察した結果−先端表面を均一に
約ＪＯμの付着層として被覆していた。又、この付着層
の表面及び断面を電子顕微鏡で観察した結果、表面には
平均孔径ａ！μ、内層には平均孔径ダμの多数の孔が均
一に形成されていることを確認した０孔径は写真の倍率
を元にして測定したが、孔購の分布のばらつきは非常に
少なく、均一性の高いものであった。

この白金線の他端のポリマー被覆をはがし、ユニークメ
ディカル社製のメーラシグラ７法酸素ガス分圧測定装置
ＰＯＧ−２００の検出ヘッドの関電極に接続した０又％
不関電極側は銀−塩化銀日型電極を接続し、両電極先端
を生理的食塩水が、ｙｔｃに於て！ｒ　００　ｍｊ／ｗ
ｉｎで循環する閉管路に挿入した０ 次いでこの閉管路（但し、ガス抜き口あり）に空気を圧
入し曳酸素ガスが常圧で飽和される状態にした后、両極
間に一〇ＡＶを印加し測定を開始した〇 先端無被覆の白金線では液流によるデーターのふれが激
しく−測定不可であった。

一方先端被覆白金線を用いたこの糸では一定値を示し１
この電流値を酸素分圧（０，分圧）／１０■Ｈ９と読み
かえた□ 次に応答速廉を検定する為に酸素濃度の異なる二種の生
理食塩水（空気平衡の０２分圧ｉｓ。

■Ｈ９と窒素ガスと酸素ガスの混合ガスで平衡させた偽
濃度（分圧）？６■Ｈ９）　　を三方コックを用いて交
互に電極槽に送り、変換后平衡に達する迄の時間又は変
化値のｑｏ％を示す時間（Ｔ７と略す）を測定した。

偽分圧１１０■Ｈ９の生理食塩水で７０分間平衡電流値
を確認した上、コックを切り換え一挙にＯ２分圧りＳ■
Ｈｇの生理食塩水に切り換えたところＴ、ｏは３０秒で
優れた応答性が確認された・ このように流体中の酸素分圧が多孔膜被覆白金線を用い
ることにより１正確に安定した形で測定できる。

比較例　ｌ アセチル含有量ｌＩコ％以上の七ルａ−ズトリアセテー
トを９１％水性ギ酸水に！！形分ｊ％で溶解した。均一
に溶解した直後の溶ｆｆ１（セルロース・アセテートの
アセチル含有量は１１以上であった）を用いて実施例ノ
と同様の手段で用意した直径１００μの白金線の新しい
白金面を接触させ、該溶液を付着させた後、速かにイオ
ン交換水中で脱溶媒してゲル化膜を形成せしめる操作を
３回くり返し白金電極面にセルローズアセテート膜を形
成せしめた・但し、付着は非常に困難を極め、均一に白
金電極面に付着せしめる確率は４０％以下であった◎ 、かろうじて白金電極面に付着せしめ得た被覆膜は、イ
オン交換水で洗浄した後１常温で乾燥し、ざらに／ＫＯ
Ｃの乾燥機に入れ１０分間アニーリングした〇 この被覆電極を用いて実施例Ｉと同様にして生理食塩水
を検体として酸素ガス分圧ｉｚｏ■Ｈ９からｔ！ｒｍＨ
９に変化させた場合の応答時開（Ｔ、。−１定した結果
３００秒以上を要し・応答感度は極端に低いものであっ
た〇 比較例　コ アセチル含Ｔ１ｔ＜ｔコ襲以上のセルローズトリアセテ
ートなｑｚ％水性ギ醗水に固形分Ｓ％で溶解した０これ
を室温で熟成しアセチル含有量１１％のセルローズアセ
テート／セルルーズのギ酸溶液を得た。これに実施例１
と同様の手段で用意した直径１００μの白金線の新しい
白金面を接触させ該溶液を付着させた後、ｄ！かにイオ
ン交換水中で脱溶媒してゲル化膜を形成せしめる操作を
３回くり返し白金電極面に被！ｉｌ膜を形成した。

この被覆電極を用いて実施例１と同様にして酸素分圧ｔ
ｚｏｍＨ９の生理食塩水を検体としてＯ３の電解電流を
測定したところ、電解電流値は順次上昇し一定値に平衡
する迄に１時間以上を要し・又この時点の被覆膜は水膨
潤した形で物理的にもろく、わずかな力で破損してしま
つたＯ 比較例　Ｊ アセチル含有量約３ｊ％のセルローズアセテートをア七
トンに固−量分１０％で溶解し、これに実施例１と同様
の手段で用意した直径ｉｏ。

μの白金線の新しい白金面を接触させ、該浴液を付着さ
せた後１室温で風乾した。

この操作を一回くり返し白金電極面にセルローズアセテ
ートの膜を付着せしめた。これを／ｌＯＣの乾燥機に入
れ１０分間アニーリングした。この膜の構造を実施例１
と同様に電子顕微鏡で観察したところ１膜は厚み方向に
均質であり、ｚｏｏｈ以上の空孔は観察されなかった・
この電極を用いて１実施例１と同様にして、空気吹き込
みにより酸素ガス分圧／ｊＯ■Ｈ９とした生理食塩水の
電解ｆ：ＪｔＣに於て行ない電解電流値を測定した。

初期の応答は殆んど零であり、３時間以上を経た後丸感
度の低い一定の応答を得た。さらに同一の系に於て酸素
分圧／！ｒＯｍＨ９から７Ｓ鱈Ｈ９への応答時間（Ｔ、
。）を求めた結果７０分以上を要し応答感度の悪いもの
であった。

実施例　コ 実施例Ｉで作成した被覆白金電線を犬の心筋組織に直接
挿入及びカテーテルを用いて心臓動脈内に挿入し、該心
筋を支配する血管及び核心臓動脈の挾搾−閉放あるいは
強心剤の注射による心臓の変化１ペースメーカーによる
心筋内酸素分圧の変化等の測定を行なった□ 被Ｓ！膜の各部位への挿入、抜法による損傷はなく、直
ちに洗浄した後・さらに再度の使用に充分作動した◎ 一方、医師の手による血管の挾搾−開放、ペースメーカ
ーによる心筋運動の変化に対応する酸素の増減の傾向は
応答１０秒以下で予定通りの動きを示し応答精度も高い
ことが確認された〇実施例　３ アセチル含有ｊｉ参−％以上のセルロースアセテートを
９Ｓ％ギ酸に固型分濃度ｊ％になるように溶解し室温で
熟成しアセチル含有量ｓｇ≦の均一な溶液とした０別に
ポリウレタン被覆した直径１００μの白金線の先端を鋭
利な刃物で長さ方向に直角に切断し、新しい白金断面を
露出させた□この白金線の先端を上記セルロースアセテ
ートギ酸溶液に接触させ１先端に該溶液を付着させた後
、速やかに３０Ｃのイオン交換水中に浸漬し、脱溶媒し
ゲル化膜を形成させた・次にゲル化膜を形成した白金線
を上記セルロースアセテートギ酸溶液に再度接触させ、
ゲル化膜上に該溶液を付着させ常温でわずかに風乾した
後、ｚｏｒ：のイオン交換水中に浸漬させ、白金線の先
端に多孔質膜を形成した・これをイオン交換水でよく洗
浄したのち１Ｍ温で乾燥し−ｔｇｏＣの熱風乾燥機中に
入れ１０分間熱処理を行なった。この白金線を顕微鏡下
で観察した結果、膜厚的−θμであった・ 更に、この白金線の被Ｎ膜の断面及び表面を走査型電子
顕微鏡写真により観察した結果１被曹断面は２層構造を
有し、最外層膜要約コμ、内層膜要約／にμであった０
又１最外層膜表面は平均孔径約ａＪμの均質な孔がおい
ており、内層は平均孔径、２ｊμの均一な多孔質膜であ
った。このようにして得られた一層構造からなる多孔質
膜で表面被覆した白金線のもう一方の端のぎりマー（ポ
リウレタン）被ｆなにがし、ユニークメディカル社製酸
素ガス分圧測定装置ＰＯＧ−一〇〇　　の検出ヘッドの
関電極側端子に接続した０又１不関電極側趨子に銀−塩
化銀型電極を接続した。

ガス交換邪１加熱部を有する循環装置を用いて、生理食
塩水ｒｉ：、ｙｔ、／　００　ｍｌ／１ｈｉｎ　　テ循
環させ、該循ｌｌ系に上記両電極の先端を挿入した〇次
いで１空気をガス交換部に流入し〜生理食塩水が常時空
気で飽和される状態にした後、測定を開始した・電極測
定値は液流による影響がなく１一定値を示した０因みに
１被櫃してない白金裸電極を用いて同一条件にて測定す
ると、液流によるデータのふれが激しく測定不可能であ
った・飽和空気による電流値を１．ｔθｍＨ９読みかえ
た後・空気の代りに窒素ガスを該循環系のガス交換部に
流入すると同時にｌｊｏ■Ｈ９に相当する電流値から直
線的に電流値は低下し１はぼＯ■Ｈ９に相当するところ
で安定値に致した。この値を０−Ｈｇ　として検量線を
求めた６次いで、酸素ガス−窒素ガスの比率を適当に選
択し１それぞれの値を求めたところ）先に求めた検量線
にほぼ一致したｂこのように先端被覆のない白金Ｉ１％
極では測定できなかった流体中の酸素分ｌｌ）：Ｔｔ多
層構造を有する多孔質膜で被覆した白金１１ｔ−用いる
ことにより為精度の高い安定した測定値な求めることが
できた・なお先端膜が一層構造の電極に比較し応答性及
び安定性の点で大きな向上が認められた〇 実施例　亭 実施例３で用いた被覆白金電極を犬の心筋に直接挿入し
、心筋のＰＯ４定を行なった結果１心筋の激しい動きに
よる影響を全く受けず安定した値を求めることができた
。又１冠動脈の結さく一回復あるいは強心剤の投与によ
る心臓の変化に対応して酸素分圧の増減傾向は一４０秒
以下の応答時間で表われ、応答精度が高いことが確認さ
れた・ この際、心筋への挿入、抜法による被覆膜の損傷はなく
、充分な洗浄の後１再使用が可能であった〇 実施例　よ に径１００ｔｓｆ＞ボ’）ウレタン被覆白金線を鋭利な
刃物で長さ方向に直角に切断し１新しい白金面を露出さ
せ、この先端を実施例３で作成したセルロースアセテー
トギ酸溶液に接触せしめ１先端に該溶液を付着させたの
ち速やかにｊθＣのイオン交換水中に浸漬し、脱溶剤し
てゲル化膜を形成せしめた。この操作を一回繰返し、先
端表面に均一に被覆膜を形成した。次いで１この白金線
の被覆膜を上記セルロースアセテート浴液に再接触させ
たのち、室温でわずかに風乾したのち、！３Ｃのイオン
交換水中に浸漬し、脱溶剤し白金線の先端に多孔質膜を
形成せしめた・次いで、イオン交換水で充分に洗浄した
のち、室温にて風乾し、／１０７：：の熱風乾燥機でｉ
ｏ分間熱処理を行なった０この白金線被覆膜の断面及び
表面を走査型電子顕微鏡により観察した結果、被覆膜は
３層構造からなり、表皮膚は膜厚約−μ、平均孔径約Ｑ
Ｊｐｓ第コ層は膜して得られた多層構造から多孔質膜で
表部１被覆した白金線を用い１実施例−の循Ｉｌｌによ
る装置を用いて、酸素分圧を測定した結果寓循壌系に流
入するガスの酸素分圧と測定電流値との間に直線関係が
あることがわかった。又、この電極を用いて、犬の頚静
脈及びＳ状結腸腸管に挿入し、酸素分圧の測定を行なっ
た。白金婦電極では得られない、精度の高い安定した値
が得られた０ 又先端膜が一層構造の電極と比較して応答性及び安定性
の点で大きな向上が認められた０

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の生体用電極の先端部の部分拡大断面図
であり・／は絶縁体、コＧ＝貴金属電極、Ｊは多孔質膜
であるＯ 第一図は多孔質膜断面の拡大図であり１参Ｇ＝外層１緻
密多孔質膜、３は内層部１４を；空孔、りはメリマ一層
である。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 高分子膜を被覆した生体電極に於て１該膜がアセチル含
   有量４Ｉコ慢以上のセルロース・トリアセテートのギ酸
   溶液を熟成、加水分解して得られニアセチル含有量ＪＯ
   Ｎ参〇％のセルリース・アセテートギ酸溶液から賦形さ
   れたものであり、該層の構造が孔径コＯＡ〜ａりμｍの
   緻密多孔質膜からなる外層とこれに連続して一体化した
   孔径ａりμｍ以上の空隙を有する内層からなることを特
   徴とする生体電極Ｏ