生物体用电极、其制造方法及佩戴方法与流程

医药医疗技术的改进;医疗器械制造及应用技术1.本发明涉及一种佩戴在生物体表面且连接于生物体测量装置的连接端子的生物体用电极、其制造方法及佩戴方法。背景技术：2.生物体测量可对疾病的预防、健康寿命的增加和运动医学的提高有所贡献，因此生物体测量装置的测量精度的提高极为重要。为了提高生物体测量的精度，不仅连接于生物体测量装置的连接端子的电极具有优异的导电性，还必须能够充分紧贴于生物体表面的佩戴面且能够正确检测生物体的电位差。金属板材料的电极虽然导电性良好，但欠缺柔软性，因此若欲使其充分紧贴于生物体表面的佩戴面时，必须提高佩戴压力，担心对生物体造成影响。3.在下述专利文献1中提出了一种取代这种金属板材料的电极而使用由导电性高分子形成的电极的生物体用电极。该生物体用电极，与生物体表面的皮肤接触的电极部分由有机导电性聚合物形成。4.现有技术文献5.专利文献6.专利文献1：日本特开2006-68024号公报技术实现要素：7.发明要解决的技术问题8.专利文献1所记载的生物体用电极中，与生物体表面的皮肤接触的电极部分由有机导电性聚合物形成，但是由于在由有机导电性聚合物形成的电极部分的背面侧配设有金属电极，因此缺乏生物体用电极的柔软性，为了使电极部分充分紧贴于生物体表面的佩戴面需要提高佩戴压力，受试者的负担依然增加。9.本发明是为解决上述技术问题而完成的，目的是提供一种生物体用电极、其制造方法及佩戴方法，电极层可随着生物体表面的佩戴面的凹凸而变形并紧贴，而且便于搬运和保管。10.解决问题的技术手段11.为了实现上述目的而完成的本发明的生物体用电极，其特征在于，直接抵接于生物体表面的可挠性电极由以下构成：随着所述生物体表面的佩戴面的凹凸而变形并紧贴的由导电性高分子形成的电极层，及层叠在所述电极层的一面侧并且连同所述电极层一起随着所述佩戴面而变形的弹性体层；所述可挠性电极通过由水溶性材料形成的水溶性牺牲层与作为其载体的透水层接合。12.所述弹性体层的面积大于所述电极层，使得从所述电极层露出的面紧贴于所述佩戴面，从而可维持电极层充分紧贴于生物体用表面的佩戴面的状态。13.所述弹性体层的厚度为5μm以下而且所述电极层的厚度为0.3μm以上，所述弹性体层与所述电极层的总厚度为5.3μm以下，整个弹性体层和电极层可随着生物体表面的佩戴面简单变形并紧贴。14.所述导电性高分子为聚(3,4-亚乙二氧基噻吩)-聚苯乙烯磺酸盐或其类似化合物，可赋予电极层良好的导电性和柔软性。15.所述弹性体层由聚二甲基硅氧烷、聚胺酯或苯乙烯-丁二烯系热塑性弹性体形成，可提高生物体表面与电极层的紧贴性。16.所述透水层由纤维素材料或树脂材料的无纺布、或树脂材料的海绵或网状物形成，可兼具优异的强力承载性和透水性。17.所述水溶性牺牲层由淀粉、聚乙烯醇、聚丙烯酸或聚乙二醇形成，因此可以可靠地接合可挠性电极和透水层，而且以透过水溶性牺牲层的水进行溶解，从而可将可挠性电极从透水层可靠地剥离。18.在贯穿所述弹性体层的通孔内填充导电材料，形成将所述电极层和佩戴在所述弹性体层的另一面侧的外部连接电极进行电连接的连接器部，从而可将测量设备等外部连接电极和电极层简单地电连接。19.为了实现上述目的而完成的本发明的生物体用电极的制造方法，其特征在于，包含直接抵接于生物体表面的可挠性电极的生物体用电极通过如下所述的方法形成：在作为所述可挠性电极的载体层的透水层的一面侧，层叠由水溶性材料形成的水溶性牺牲层之后，在随着构成所述可挠性电极的所述生物体表面的佩戴面而变形并紧贴的由导电性高分子形成的电极层及层叠在所述电极层的一面侧并且连同所述电极层一起随着所述佩戴面变形的弹性体层之中，在所述水溶性牺牲层依序层叠所述弹性体层和所述电极层。20.将所述弹性体层形成为面积比所述电极层更大，使得从所述电极层露出的面紧贴于所述佩戴面，从而可维持电极层充分紧贴于生物体用表面的佩戴面的状态。21.将所述弹性体层的厚度形成为5μm以下，而且将所述电极层的厚度形成为0.3μm以上，将所述弹性体层和所述电极层的总厚度形成为5.3μm以下，从而整个弹性体层和电极层可以随着生物体表面的佩戴面的凹凸而简单变形并紧贴。22.使用聚(3,4-亚乙二氧基噻吩)-聚苯乙烯磺酸盐作为所述导电性高分子，从而可赋予电极层良好的导电性和柔软性。23.以聚二甲基硅氧烷、聚胺酯或苯乙烯-丁二烯系热塑性弹性体形成所述弹性体层，从而可提高生物体表面与电极层的紧贴性。24.使用纤维素材料或树脂材料的无纺布、或树脂材料的海绵或网状物作为所述透水层，从而可兼具优异的强力承载性和透水性。25.以淀粉、聚乙烯醇、聚丙烯酸或聚乙二醇形成所述水溶性牺牲层，从而可以可靠地接合可挠性电极和透水层，而且以透过水溶性牺牲层的水进行溶解，从而可将可挠性电极从透水层可靠地剥离。26.在贯穿所述弹性体层和所述电极层的通孔内填充导电材料，形成将所述电极层和佩戴在所述弹性体层的另一面侧的外部连接电极进行电连接的连接器部，从而可将测量设备等外部连接电极和电极层简单地电连接。27.为实现上述目的而完成的本发明的生物体用电极的佩戴方法，其特征在于，将上述任意生物体用电极佩戴在生物体表面的佩戴面时，将构成所述生物体用电极的所述可挠性电极的形成有所述电极层的一面侧的整个表面抵接于所述佩戴面，在将所述弹性体层和所述电极层随着所述佩戴面而变形的同时，将所述电极层紧贴于所述佩戴面之后，向所述透水层供给水，以透过所述透水层的水将形成所述水溶性牺牲层的水溶性材料溶解，从而将所述透水层从所述可挠性电极剥离。28.使用所述弹性体层形成为面积比所述电极层更大的电极作为所述生物体用电极，将所述弹性体层和所述电极层随着所述佩戴面而变形，在将所述电极层紧贴于所述佩戴面的同时，将所述弹性体层从所述电极层露出的面紧贴于所述佩戴面，从而可维持电极层充分紧贴于生物体用表面的佩戴面的状态。29.发明效果30.本发明的生物体用电极由作为载体的透水层予以承载，因此便于其搬运和保管。此外，将由随着生物体用表面的佩戴面而变形并佩戴的弹性体层和电极层构成的可挠性电极和水溶性牺牲层通过供给至透水层的水溶解，可容易剥离作为载体的透水层，可将可挠性电极可靠地佩戴在生物体用表面的佩戴面。而且，构成可挠性电极的弹性体层和电极层即使其佩戴面为凹凸面也容易变形，而电极层充分紧贴于佩戴面，因此在不提高佩戴压力的情况下也可提高生物体测量的精度。附图说明31.图1是适用本发明的生物体用电极的正面图及在a-a面的剖面图。32.图2是说明适用本发明的生物体用电极的制造方法的工序图。33.图3是说明适用本发明的生物体用电极的佩戴方法的说明图。34.图4是说明将适用本发明的生物体用电极佩戴在凹凸面的状态的剖面图。35.图5是说明适用本发明的生物体用电极的其他例的剖面图及正面图。36.图6是说明适用本发明的生物体用电极的其他例的剖面图。37.图7是说明适用本发明的生物体用电极的其他例的剖面图。38.图8是说明对人造皮肤的紧贴性进行试验的横切法的说明图。39.图9是人造皮肤与作为弹性体层的由聚胺酯形成的氨基甲酸乙酯层的紧贴状态的电子显微镜照片。40.图10是示出氨基甲酸乙酯层的表面处理与导电层的电阻值的关系的图表。41.图11是说明层叠在氨基甲酸乙酯层的导电层的电阻值的拉伸耐久性试验的说明图。42.图12是示出通过氨基甲酸乙酯层的表面处理所致的导电层的电阻值的拉伸耐久性的图表。43.图13是说明将适用本发明的生物体用电极的可挠性电极佩戴在手臂上测量肌电位时的佩戴位置的说明图和测量出的肌电图、以及使用市售的凝胶电极作为参考电极测量肌电位的肌电图。44.图14是将适用本发明的生物体用电极的可挠性电极佩戴在手臂上说明肌电位的测量状态的说明图和测量出的肌电图。45.图15是说明将适用本发明的生物体用电极的可挠性电极佩戴在手臂上测量心电位时的佩戴位置的说明图。46.图16是说明将适用本发明的生物体用电极的可挠性电极佩戴在手臂上测量的心电图、及根据该心电图所求出的qt时间和qr时间的说明图。具体实施方式47.以下详细说明本发明，但本发明的范围不限于这些说明。48.在图1示出本发明的生物体用电极。图1的(a)是生物体用电极10的正面图，图1的(b)是图1中a-a面的剖面图。如图1所示，生物体用电极10通过由水溶性材料形成的水溶性牺牲层20接合有由四边形的电极层14、14和面积比电极层14、14更大的四边形的弹性体层16形成的可挠性电极12及作为可挠性电极12的载体的透水层18。49.该电极层14、14由导电性高分子形成，以便能随着生物体表面的佩戴面而变形并紧贴。可使用市售的导电性高分子，但通过使用聚(3,4-亚乙二氧基噻吩)-聚苯乙烯磺酸盐(pedot-pss(poly(3,4-ethylendioxythiophen e)-polystyrene sulfonate)：以下简称为pedot-pss)，可赋予电极层14良好的导电性和柔软性。50.弹性体层16层叠于电极层14、14的一面侧，面积比电极层14、14更大且与电极层14、14一同随着生物体表面的佩戴面而变形，从电极层14、14露出的露出部紧贴于佩戴面。该弹性体层16由聚二甲基硅氧烷(pdms)、聚胺酯或苯乙烯-丁二烯系热塑性弹性体形成，可提高与生物体表面和电极层的紧贴性。尤其，当pedot-pss用于电极层14、14时，优选以聚胺酯形成弹性体层16，以使两者牢固紧贴。尤其，若以聚胺酯形成弹性体层16且以pedot-pss形成电极层14、14时，在已进行电晕放电处理的弹性体层16的表面以含有二胺基的硅烷偶联剂进行处理，由此可更进一步牢固地紧贴弹性体层16和电极层14、14。51.由这种电极层14、14和弹性体层16形成的可挠性电极12随着生物体表面的佩戴面的凹凸而变形，通过弹性体层16从电极层14、14露出的面紧贴于佩戴面，可以保持电极层14、14紧贴于佩戴面的状态。该电极层14和弹性体层16的厚度是，电极层14的厚度为0.3μm以上且弹性体层16的厚度为5μm以下，通过将电极层14和弹性体层16的总厚度设定为5.3μm以下，优选为5μm以下，即使是像人体的皮肤那样微细的凹凸面，通过弹性体层16从电极层14、14露出的面充分紧贴于皮肤，可以可靠地维持随着微细的凹凸面而变形并紧贴的状态的电极层14、14。进一步，电极层14、14和弹性体层16的面积比(电极层14、14的面积：弹性体层16的面积)为1：2～1：18，优选弹性体层16从电极层14、14露出的面紧贴于皮肤，可充分保持紧贴于皮肤的电极层14、14的紧贴状态。52.像这种由随着佩戴面的形状而变形的电极层14、14和弹性体层16形成的可挠性电极12如图1的(b)所示，通过作为载体的透水层18和由水溶性材料形成的水溶性牺牲层20接合，易于生物体用电极10的搬运和保管。该透水层18只要是能够透水的材料即可，具体而言，可使用纤维素材料或树脂材料的无纺布、或树脂材料的海绵或网状物。其厚度是0.03～3m m左右，适于生物体用电极10的搬运和保管。53.此外，作为水溶性牺牲层20，若可将可挠性电极12和透水层18相接合，而且由溶于水的水溶性材料形成即可，具体而言，通过由淀粉、聚乙烯醇、聚丙烯酸或聚乙二醇形成，可以可靠地接合可挠性电极12和透水层18，而且用透过水溶性牺牲层20的水进行溶解可将可挠性电极12从透水层18可靠地剥离。54.在图1所示的可挠性电极12中形成有在贯穿弹性体层16和电极层14的通孔21内填充有导电材料的连接器部22。连接器部22的一部分以薄且窄的凸缘状延伸至电极层14上。这样的连接器部22将电极层14和生物体测量设备等外部连接电极进行电连接。填充在通孔21的导电材料可优选使用导电橡胶。导电橡胶优选为含有银和/或金、铜等金属填料或涂布有这些金属的填料的导电性硅氧橡胶，因为它比其他导电橡胶的电阻值更低。形成连接器部22的导电材料也可使用导电性无纺布和导电性粘合剂的组合。55.在图2中说明将图1所示的生物体用电极10佩戴在佩戴面的步骤。图2所示的佩戴面24是平坦面。首先，如图2的(a)所示，将在生物体用电极10的电极层14抵接于佩戴面24，如图2的(b)所示，使电极层14的整个表面和从电极层14露出的弹性体层16的露出面紧贴于佩戴面24。此时，连接器部22的凸缘状部延伸至电极层14上，但其厚度薄且宽度窄，佩戴面24与电极层14充分紧贴。接着，如图2的(c)所示，向生物体用电极10的透水层18供给水26，透过透水层18的水将水溶性牺牲层20溶解，如图2的(d)所示，可以去除水溶性牺牲层20，只留下由弹性体层16和电极层14形成的可挠性电极12与佩戴面24紧贴。连接器部22的端面在可挠性电极12的弹性体层16的上表面露出，与生物体测量设备等外部连接电极连接。可挠性电极12由于其弹性体层16的面积大于电极层14的面积，因此弹性体层16的露出面直接紧贴于佩戴面24，可维持电极层14充分紧贴于佩戴面24的状态。56.在图2中，示出了在平坦的佩戴面24佩戴可挠性电极12的状态，但如图3所示，在凹凸状的佩戴面24可挠性电极12的电极层14和弹性体层16也随着佩戴面24的凹凸状的形状而变形，电极层14随着佩戴面24而变形并紧贴，同时，弹性体层16从电极层14露出的面也随着佩戴面而变形并紧贴。因此，即使佩戴面24为凹凸面，也可维持可挠性电极12的电极层14紧贴于佩戴面24的凹凸面的状态。57.在图4中示出包含图1～图3所示的可挠性电极12的生物体用电极10的制造过程。首先，如图4的(a)所示，在由纤维素材料或树脂材料的无纺布或树脂材料的海绵等透水性材料形成的透水层18的一面侧形成由淀粉或聚乙烯醇等水溶性材料形成的水溶性牺牲层20。进一步，在水溶性牺牲层20的整个表面形成由聚二甲基硅氧烷(pdms)或聚胺酯等弹性体形成的弹性体层16。可通过涂布将弹性体溶于溶媒的溶液之后，以规定温度进行热处理，从而得到弹性体层16。弹性体层16的膜厚可以通过调整溶液中的弹性体的浓度来进行控制。58.接着，如图4的(c)所示，在弹性体层16上形成由导电性高分子形成的电极层14。电极层14的面积小于弹性体层16的面积。可通过在形成有与水溶性牺牲层20粘附的规定面积的开口的掩模上印刷将导电性高分子溶于溶媒的溶液之后，将掩模去除以规定温度进行固化，从而形成该电极层14。电极层14的膜厚也可以通过调整溶液中的导电性高分子的浓度来控制。这里，若以聚胺酯形成弹性体层16且以pedot-pss形成电极层14、14时，对弹性体层16的表面进行电晕放电处理之后，进一步以含有二胺基的硅烷偶联剂进行处理，由此可更进一步牢固地紧贴弹性体层16与电极层14、14。该含有二胺基的硅烷偶联剂的实例包括3-(2-胺基乙基)胺基丙基三甲氧基硅烷。59.之后，如图4的(d)所示，以激光照射等方式形成贯穿电极层14和弹性体层16的通孔21后，如图4的(e)所示，在通孔21内填充作为导电材料的导电橡胶形成连接器部22，可得到生物体用电极10。60.图1～图4所示的生物体用电极10的可挠性电极12形成有贯穿电极层14和弹性体层16的连接器部22，但如图5的(a)所示，也可以不形成连接器部22。在这种情况下，如图5的(b)所示，为了可以将外部连接端子28直接连接于电极层14，需要将电极层14延伸至弹性体层16的边缘附近。61.此外，如图6所示，在通孔21内也可使用导电性无纺布30和导电性粘合剂32的组合作为导电材料。此时，导电性无纺布30和导电性粘合剂32的总厚度优选为100μm以下。进一步，如图7所示，在弹性体层16与水溶性牺牲层20的交界面形成有由导电材料形成且面积比通孔21的开口面积更大的焊盘34。焊盘34的面积大于通孔21的开口面积，因此可与外部连接端子简单连接。该焊盘34可通过印刷导电性高分子而形成。62.在图1～图7中示出了具备弹性体层16形成为面积比电极层14更大的可挠性电极12的生物体用电极10，但也可以是具有弹性体层16与电极层14为相同面积的可挠性电极的生物体用电极。即使是这样的可挠性电极，也可沿着生物体表面的佩戴面变形且将电极层14紧贴于佩戴面，能够提高生物体测量的精度。但是，电极层14与佩戴面之间的紧贴力略低于弹性体层16与佩戴面之间的紧贴力，但即使是具有这种可挠性电极的生物体用电极也可充分用于一次性使用。63.实施例164.以下详细说明本发明的实施例，但本发明的范围并不限定于这些实施例。65.实施例166.研究了用于本发明的生物体用电极10的弹性体层16的聚胺酯片材的厚度与对皮肤的紧贴性的关系。67.(聚胺酯片材的制作)68.在对苯二甲酸乙二酯(pet)片材上用刮棒涂布机涂布10质量％的聚乙烯醇水溶液之后，在80℃下热处理1小时而作成聚乙烯醇(pva)膜。接着，将二液硬化型聚胺酯的dic公司制造的pandex gc的a和b混合(a：b＝100：17)且将以乙酸乙酯所稀释的稀释溶液涂布在pva膜上，在80℃下热处理1小时，然后冷却至室温而得规定厚度的聚胺酯片材。之后，将聚胺酯片材和pva膜从pet片材剥离，将pva膜溶于水而得到聚胺酯片材。所得的聚胺酯片材的厚度的调整是调整以乙酸乙酯所稀释的稀释溶液中的聚胺酯浓度来进行的。使用bruker公司制造的dektak xt来确认得到的聚胺酯片材的厚度。69.(聚胺酯片材对人造皮肤的紧贴试验)70.试验所得的规定厚度的聚胺酯片材对皮肤的紧贴程度。皮肤是使用人造皮肤来评估的。人造皮肤使用beaulax公司制造的bio skin plate p001-001。此外，依据jisk5600-5-6所记载的横切法来试验对人造皮肤的紧贴程度。横切法如图8的(a)所示，在紧贴于人造皮肤40的氨基甲酸乙酯片材42上设置图8的(b)所示的格子状的切口46(2mm间隔)之后，将剥离强度为已知的粘着胶带44附着在氨基甲酸乙酯片材42上。接着，在附着粘着胶带44后5分钟内，以60°的角度在0.5～1秒钟内剥下。观察所剥下的粘着胶带44的格子状的切口44的剥离状态，分类成图8的(c)所示的0～5分类。作为判定，将3以上视为剥离。粘着胶带使用3m公司制造的scotch no.331(剥离强度0.29n/mm)、diatec公司制造的pioran cross y-03-bl(剥离强度0.16n/mm)。将结果记载于表1。71.【表1】72.表1[0073][0074](聚胺酯片材对人造皮肤的紧贴确认)[0075]在将所得的厚度为5.0μm与0.3μm的聚胺酯片材紧贴于人造皮肤之后，拍摄其剖面的电子显微镜照片(倍率230)。将其照片示于图9。图9的(a)为示出厚度为5.0μm的聚胺酯片材与人造皮肤的紧贴状态的电子显微镜照片，图9的(b)为示出厚度为0.3μm的聚胺酯片材与人造皮肤的紧贴状态的电子显微镜照片。由图9可清楚确认，任何厚度均紧贴于人造皮肤，尤其可确认聚胺酯片材越薄越能根据人造皮肤的微细凹凸变形的状态。[0076]由表1、图9可清楚确认，聚胺酯片材的厚度为5μm以下时充分紧贴于人造皮肤。尤其可确认，若为1μm以下时更强力紧贴。[0077]实施例2[0078]接着制作pedot-pss片材作为用于生物体用电极10的电极层14的导电高分子，并研究其导电性能与厚度之间的关系。[0079](pedot-pss片材的制作)[0080]pedot-pss使用nagase chemtex公司制造的sp-801。首先，用刮棒涂布机将以乙醇稀释的pedot-pss涂布在对苯二甲酸乙二酯(pet)片材上至规定厚度之后，在80℃下热处理1小时而作成pedot-pss片材。与实施例1同样地使用bruker公司制造的dektak xt来确认厚度。[0081](pedot-pss片材的导电特性试验)[0082]参考ansi/aami ec12：2000对所得的pedot-pss片材进行导电特性试验。电极阻抗为2kω以下时，判定为导电性能良好。试验将所得的pe dot-pss片材加工为10mm×10mm，且使用owon公司制造的万用表b35t来测量。将结果记载于表2。[0083]【表2】[0084]表2[0085][0086]由表2清楚看到，每逢pedot-pss片材变厚，电极阻抗就降低。此外，可确认成为0.2μm以下且超过规定的2kω的电极阻抗。根据该结果，用于电极层14的pedot-pss片材优选为0.3μm以上。[0087]实施例3[0088]通过图9所示的横切法试验生物体用电极与人造皮肤的紧贴程度。[0089](使用生物体用电极对人造皮肤的紧贴试验)[0090]首先，在作为透水层而预先涂布有淀粉的透水纸(丸繁纸工公司制造的sp)上，将以乙酸乙酯稀释的聚胺酯混合液涂布为规定的厚度作为弹性体层，在80℃下热处理1小时后，冷却至室温并层叠。接着，在弹性体层的整个表面涂布以乙醇稀释的pedot-pss作为导电层，在80℃下固化1小时并层叠得到生物体用电极。接着，对所得的层叠体的无纺布供给水而溶解淀粉层来去除无纺布，得到弹性体层和电极层的二层层叠体。将该二层层叠体的电极层紧贴在人造皮肤干燥30分钟左右之后，通过图8所示的横切法进行与人造皮肤的紧贴试验。试验所使用的粘着胶带与实施例1相同。为了比较，弹性体层与电极层单体也进行同样的试验。将结果记载于表3。[0091]【表3】[0092]表3[0093][0094]从表3的结果可确认,弹性体层和电极层的二层层叠体也充分紧贴于人造皮肤。尤其确认整体越薄对人造皮肤越强力紧贴。此外，在电极层单体中强度弱，会在人造皮肤上被破坏，无法进行试验。因此，优选与弹性体层复合使用，更优选的是，为了保护电极层，通过使弹性体层的面积大于电极层，判定二层层叠体对人造皮肤的紧贴性和强度稳定性为良好。[0095]由表1～表3及图9可知，优选弹性体层的厚度为5μm以下且电极层的厚度为0.3μm以上，两者总厚度为5.3μm以下，可使二层层叠体对人造皮肤的紧贴性提高。此外，弹性体层的面积大于电极层，可使二层层叠体对人造皮肤的的紧贴程度良好。[0096]实施例4[0097]为了提高二层层叠体的耐久性，对弹性体层进行表面处理，并确认了其效果。[0098](通过表面处理的导电特性试验)[0099]与实施例3同样，在具有淀粉层的透水纸上形成厚度为0.3μm的聚胺酯作为弹性体层。接着，在弹性体层的整个表面依次进行下表4由左至右所示的处理。[0100]【表4】[0101]表4[0102][0103]表4中的“电晕放电工序”是在空气中从距离1mm以70mm/秒的速度进行3次17kv的放电。“vsca处理工序”是涂布含多个乙烯基的烷氧基硅氧烷(azmax公司制造的vmm-010)的0.1质量％的乙醇溶液作为乙烯基硅烷偶联剂。“加热处理工序”是在80℃下进行10分钟的加热。“das ca处理工序”是涂布3-(2-胺基乙基)胺基丙基三甲氧基硅烷(dow tor ay公司制造的ofs-6020)的0.1质量％的乙醇溶液作为二胺基硅烷偶联剂。[0104]作为“电极层涂布工序”，在经过这样的各处理的弹性体层上涂布以乙醇稀释的pedot-pss作为电极层，在80℃下固化1小时，层叠面积为10mm×30mm且0.6μm的电极层。测量所得的电极层的10mm间的电阻。将结果显示在图10。[0105]由图10清楚可知，对弹性体层进行“dasca处理”的层的电阻值最低。据推测，这是由于对弹性体层进行“dasca处理”，弹性体层的湿润性提高，pedot-pss的乙醇溶液被均匀涂布。其中，即使为表4所示的对聚胺酯进行的任何处理，所得的电极层的电阻值也可用作电极。[0106](通过表面处理提高耐久性的试验)[0107]在对弹性体层进行各种处理之后，研究了形成有电极层的二层结构体的拉伸耐久性。如图11的(a)、(b)所示，在人造皮肤40的上表面以5mm间隔用银浆印刷二条宽度为2mm的配线52。将弹性体层16a的整个表面层叠有电极层14a的9mm×9mm的二层结构体11粘贴在该配线52、52上，并在室温下干燥，使得电极层14a和配线52、52紧贴。接着，如图11的(b)所示，将人造皮肤40沿箭头方向拉伸规定距离，立即恢复以测量配线52、52间的电阻值(r)，求出与拉伸开始前的配线52、52间的电阻值(ro)的比(r/ro)。将该结果示于图12。[0108]由图12可明确确认，进行“dasca处理”所得的二层结构体，即使被伸缩时r/ro比也很小并且拉伸耐久性优异。此外，因耐久性提高，可反复使用。由于形成电极层14a的pedot-pss的pss(聚苯乙烯磺酸盐)为酸性，因此推测它被吸引到碱性的胺基。[0109]实施例5[0110]制作生物体用电极，与市售的凝胶电极进行比较，进行肌电位的测量、心电位的测量。[0111](生物体用电极10的制作)[0112]在由纤维素材料的无纺布制成的透水层18的一面侧形成由淀粉制成的水溶性牺牲层20。在水溶性牺牲层20的整个表面，将二液硬化型聚胺酯的dic公司制造的pandex gc的a与b混合(a：b＝100：17)且涂布以乙酸乙酯稀释的稀释溶液，并在80℃下热处理1小时之后冷却至室温，形成由聚胺酯制成的厚度为0.3μm的弹性体层16。接着，将弹性体层16粘附到形成有规定面积开口的pet片材上作为掩模，印刷用乙醇稀释nagase c hemtex公司制造的sp-801的pedot-pss的稀释溶液之后，在80℃下固化1小时形成规定面积的厚度为0.6μm的电极层14。构成可挠性电极12的弹性体层16与电极层14的面积比(弹性体层16：电极层14)为6：1。[0113]进一步，形成贯穿电极层14及弹性体层16的直径5mm的通孔之后，在通孔内填充有机硅粘合剂中掺合有银及铝填料的导电性有机硅，在80℃下热处理1小时形成连接器部22，得到图1所示的生物体用电极10。[0114](肌电位的测量和与凝胶电极的比较)[0115]在将所得的生物体用电极10的导电层侧紧贴在图13的(a)所示的左手臂以○记号所示部位的皮肤之后，向透水层18供给水以溶解水溶性牺牲层20并去除透水层18，只留下可挠性电极12。接着，在可挠性电极12的弹性体层16的表面上露出的连接器部22的露出端佩戴肌电图仪的外部端子，且测量用左手握持的握力计握持时的肌电位，以表示规定的握力。使用bitalino来进行测量，以软件opensignals保存数据。将其结果示于图13的(b)。此外，使用日本弘电工业公司制造的凝胶电极的一次性电极f v itrode作为参考电极，以相同方式进行的肌电位的测量结果也示于图13的(c)。进一步，下表5中示出可挠性电极12与参考电极的各信噪比(活动时的max值(s)/静止时的max值(n))。[0116]【表5】[0117]表5[0118][0119][0120]从图13和表5清楚可知，可挠性电极12可得到与参考电极相同的信号。[0121](拳头动作与手臂肌电位的对应关系)[0122]如图14的(a)所示，在将所得的生物体用电极10的导电层侧紧贴于手臂的皮肤之后，向透水层18供给水以溶解水溶性牺牲层20并去除透水层18只留下可挠性电极12。接着，如图14的(a)所示，在可挠性电极12的弹性体层16的表面露出的连接器部22的露出端连接肌电图仪的外部端子52、52来测量肌电位。[0123]如图14的(a)所示，当佩戴有可挠性电极12的手臂的拳头握紧或打开时，如图14的(b)所示，可知手臂的肌电位对应变化。[0124](心电位的测量)[0125]使用所得的生物体用电极10的可挠性电极12来测量心电位。在图15的(a)、(b)中以○记号表示佩戴有可挠性电极12的状态。正极电极p佩戴在图15的(a)所示的左手的手掌侧手腕上，负极电极n佩戴在图15的(a)所示的右手的手掌侧手腕上。此外，参比电极r佩戴在图15的(b)所示的左手的手背侧手腕上。使用bitalino来测量心电位，且以软件opens ignals保存数据。将其结果示于图16的(a)。此外，使用日本弘电工业公司制造的凝胶电极的一次性电极f vitrode作为参考电极，以相同方式进行的心电位的测量结果也示于图16的(b)。使用测量出的心电图，测量图16的(c)所示的pq时间与qt时间。pq时间是心房到心室的传达时间，qt时间是由心室兴奋到结束为止的时间。将结果示于表6。[0126]【表6】[0127]表6[0128] 可挠性电极12参考电极一般的平均值pq时间(sec)0.1510.1370.12～0.20qt时间(sec)0.4110.3970.36～0.44[0129]从图16的(a)～(c)及表6清楚可知，可挠性电极12和参考电极示出类似的结果。[0130]工业实用性[0131]根据本发明的生物体用电极，可提高生物体测量的精度，且有助于疾病的预防和健康寿命的提高。[0132]附图标记说明[0133]生物体用电极 10[0134]二层结构体 11[0135]可挠性电极 12[0136]电极层 14、14a[0137]弹性体层 16、16a[0138]透水层 18[0139]水溶性牺牲层 20[0140]通孔 21[0141]连接器部 22[0142]佩戴面 24[0143]水 26[0144]外部连接端子 28[0145]导电性无纺布 30[0146]导电性粘合剂 32[0147]焊盘 34[0148]人造皮肤 40[0149]氨基甲酸乙酯片材 42[0150]粘着胶带 44[0151]切口 46[0152]配线 52[0153]正极电极 p[0154]负极电极 n[0155]参比电极 r









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