TWI858178B - 生物體用電極、其製造方法及裝設方法 - Google Patents

Abstract

提供可維持仿效生物體表面的裝設面的凹凸而變形而密接的電極層的密接狀態，而且可簡單搬運/保管的生物體用電極。 生物體用電極(10)係直接抵接於生物體表面的可撓性電極(12)由以下構成：仿效前述生物體表面的裝設面而變形而密接之由導電性高分子所成的電極層(14、14)；及積層在電極層(14、14)的一面側，連同電極層(14、14)一起仿效前述裝設面而變形的彈性體層(16)，可撓性電極(12)係透過由水溶性材料所成的水溶性犠牲層(20)而被接合在作為其擔載體的水透過性層(18)。

Description

生物體用電極、其製造方法及裝設方法

本發明係關於被裝設在生物體表面且連接於生物體計測裝置的連接端子的生物體用電極、其製造方法及裝設方法者。

生物體計測係可對疾病的預防或健康壽命增進或運動醫學提升有所貢獻，因此生物體計測裝置的計測精度的提升極為重要。在生物體計測的精度提升上，連接於生物體計測裝置的連接端子的電極具有優異的導電性，自不待言，必須可充分密接於生物體表面的裝設面且可正確感測生物體的電位差。金屬板製的電極雖然導電性良好，但欠缺柔軟性，因此若欲使其充分密接於生物體表面的裝設面時必須提高施壓，有對生物體造成影響之虞。

在下述專利文獻1中提案取代如上所示之金屬板製的電極而使用由導電性高分子所成之電極的生物體用電極。該生物體用電極係由有機導電性聚合物形成與生物體表面的肌膚接觸的電極部分者。 先前技術文獻 專利文獻

專利文獻1：日本特開2006-68024號公報

(發明所欲解決之問題)

專利文獻1所記載之生物體用電極係以有機導電性聚合物形成與生物體表面的肌膚接觸的電極部分，但是由於在由有機導電性聚合物所成的電極部分的背面側配設有金屬電極，因此欠缺生物體用電極的柔軟性，因此使電極部分充分密接於生物體表面的裝設面時需要提高施壓，受測者的負擔依然增加。

本發明係為解決前述課題而完成者，目的在提供電極層可仿效生物體表面的裝設面的凹凸而變形而密接，而且搬運/保管簡單的生物體用電極、其製造方法及裝設方法。 (解決問題之技術手段)

為了達成前述目的所完成的本發明之生物體用電極之特徵為：直接抵接於生物體表面的可撓性電極由以下構成：仿效前述生物體表面的裝設面的凹凸而變形而密接之由導電性高分子所成的電極層；及積層在前述電極層的一面側，連同前述電極層一起仿效前述裝設面而變形的彈性體層，前述可撓性電極係透過由水溶性材料所成的水溶性犠牲層而被接合在作為其擔載體的水透過性層。

前述彈性體層比前述電極層為更大面積，俾使由前述電極層的露出面密接於前述裝設面，藉此可維持電極層充分密接於生物體用表面的裝設面的狀態。

前述彈性體層的厚度為5μm以下而且前述電極層的厚度為0.3μm以上，前述彈性體層與前述電極層的合計厚度為5.3μm以下，彈性體層及電極層的全體可仿效生物體表面的裝設面而簡單變形而密接。

前述導電性高分子為聚(3,4-伸乙二氧基噻吩)-聚苯乙烯磺酸酯或其類似化合物，可對電極層賦予良好的導電性與柔軟性。

前述彈性體層由聚二甲基矽氧烷、聚胺酯或苯乙烯-丁二烯系熱塑性彈性體所形成，可提升與生物體表面或電極層的密接性。

前述水透過性層由纖維素製或樹脂製的不織布、或樹脂製的海綿或網狀物所形成，可兼具優異的強力擔載性與水透過性。

前述水溶性犠牲層由澱粉、聚乙烯醇、聚丙烯酸或聚乙二醇所形成，藉此可確實接合可撓性電極與水透過性層，而且以透過水溶性透過層的水溶解而可將可撓性電極由水透過層確實地剝離。

形成有在貫穿前述彈性體層及前述電極層的貫穿孔內填充導電材，且將前述電極層與裝設在前述彈性體層的另一面側的外部連接電極作電性連接的連接器部，藉此可將計測機器等外部連接電極與電極層簡單地作電性連接。

為達成前述目的而完成的本發明之生物體用電極之製造方法之特徵為：將包含直接抵接於生物體表面的可撓性電極的生物體用電極，在作為前述可撓性電極的擔載層的水透過性層的一面側，積層由水溶性材料所成的水溶性犠牲層之後，在仿效構成前述可撓性電極的前述生物體表面的裝設面而變形而密接之由導電性高分子所成的電極層、及積層在前述電極層的一面側，且連同前述電極層一起仿效前述裝設面而變形的彈性體層之中，在前述水溶性犠牲層依序積層前述彈性體層與前述電極層而形成。

將前述彈性體層形成為比前述電極層為更大面積，俾使由前述電極層的露出面密接於前述裝設面，藉此可維持電極層充分密接於生物體用表面的裝設面的狀態。

將前述彈性體層的厚度形成為5μm以下，而且將前述電極層的厚度形成為0.3μm以上，將前述彈性體層與前述電極層的合計厚度形成為5.3μm以下，藉此可將彈性體層及電極層的全體仿效生物體表面的裝設面的凹凸而簡單變形而密接。

使用聚(3,4-伸乙二氧基噻吩)-聚苯乙烯磺酸酯，作為前述導電性高分子，藉此可對電極層賦予良好的導電性與柔軟性。

以聚二甲基矽氧烷、聚胺酯或苯乙烯-丁二烯系熱塑性彈性體，形成前述彈性體層，藉此可提升與生物體表面或電極層的密接性。

以纖維素製或樹脂製的不織布、或樹脂製的海綿或網狀物，形成前述水透過性層，藉此可兼具優異的強力擔載性與水透過性。

以澱粉、聚乙烯醇、聚丙烯酸或聚乙二醇，形成前述水溶性犠牲層，藉此可確實接合可撓性電極與水透過性層，而且以透過水溶性透過層的水溶解而可將可撓性電極由水透過層確實地剝離。

在貫穿前述彈性體層及前述電極層的貫穿孔內填充導電材，形成將前述電極層與被裝設在前述彈性體層的另一面側的外部連接電極作電性連接的連接器部，藉此可將計測機器等外部連接電極與電極層簡單地作電性連接。

為達成前述目的而完成的本發明之生物體用電極的裝設方法之特徵為：將前述任一生物體用電極裝設在生物體表面的裝設面時，將構成前述生物體用電極的前述可撓性電極之形成有前述電極層的一面側的全面抵接於前述裝設面，一邊將前述彈性體層與前述電極層仿效前述裝設面而變形，一邊將前述電極層密接於前述裝設面之後，對前述水透過性層供給水，以透過前述水透過性層的水，將形成前述水溶性犠牲層的水溶性材料溶解，而將前述水透過性層由前述可撓性電極剝離。

使用前述彈性體層形成為比前述電極層為更大面積者，作為前述生物體用電極，將前述彈性體層與前述電極層仿效前述裝設面而變形，一邊將前述電極層密接於前述裝設面，一邊將前述彈性體層由前述電極層的露出面密接於前述裝設面，藉此可維持電極層充分密接於生物體用表面的裝設面的狀態。 (發明之效果)

本發明之生物體用電極係藉由作為擔載體的水透過性層予以擔載，因此其搬運及保管簡單。此外，將由仿效生物體用表面的裝設面而變形所裝設的彈性體層與電極層所構成的可撓性電極，藉由供給至水透過性層的水將水溶性犠牲層溶解，可簡單剝離作為擔載體的水透過性層，可將可撓性電極確實地裝設在生物體用表面的裝設面。而且，構成可撓性電極的彈性體層與電極層係即使其裝設面為凹凸面，亦簡單變形，而電極層充分密接於裝設面，因此無須提高施壓，即可提升生物體計測的精度。

以下詳加說明本發明，惟本發明之範圍並非為限定於該等記載者。

將本發明之生物體用電極顯示在圖1。圖1(a)係生物體用電極10的正面圖，圖1(b)係在圖1的A-A面的剖面圖。生物體用電極10係如圖1所示，透過由水溶性材料所成的水溶性犠牲層20，接合有由四角形的電極層14、14與比電極層14、14為更大面積的四角形的彈性體層16所成的可撓性電極12、與作為可撓性電極12之擔載體的水透過性層18。

該電極層14、14係由導電性高分子所形成，俾以可仿效生物體表面的裝設面而變形而密接。以導電性高分子而言，係可使用市售者，惟藉由使用聚(3,4-伸乙二氧基噻吩)-聚苯乙烯磺酸酯(PEDOT-PSS(poly(3,4- ethylendioxythiophene)-polystyrene sulfonate)：以下僅稱之為EDOT-PSS)，可對電極層14賦予良好的導電性與柔軟性。

彈性體層16係積層於電極層14、14的一面側，比電極層14、14為更大面積而且連同電極層14、14一起仿效生物體表面的裝設面而變形，且由電極層14、14露出的露出部密接於裝設面者。該彈性體層16係由聚二甲基矽氧烷(PDMS)、聚胺酯或苯乙烯-丁二烯系熱塑性彈性體所形成，可提升與生物體表面或電極層的密接性。尤其，將電極層14、14使用PEDOT-PSS時，藉由以聚胺酯形成彈性體層16，可將兩者強固密接，較為理想。尤其，若以聚胺酯形成彈性體層16且以PEDOT-PSS形成電極層14、14，在已施行電暈放電處理的彈性體層16的表面以含有二胺基矽烷耦合劑進行處理，藉此可更進一步強固地密接彈性體層16與電極層14、14。

由如上所示之電極層14、14與彈性體層16所成的可撓性電極12係仿效生物體表面的裝設面的凹凸而變形，可藉由彈性體層16由電極層14、14的露出面密接於裝設面，來保持電極層14、14密接於裝設面的狀態。該電極層14及彈性體層16的厚度係電極層14的厚度為0.3μm以上且彈性體層16的厚度為5μm以下，藉由將電極層14與彈性體層16的合計厚度形成為5.3μm以下，較佳為形成為5μm以下，即使為如人體的肌膚般細膩的凹凸面，彈性體層16由電極層14、14的露出面亦充分密接於肌膚，藉此可確實維持仿效細膩的凹凸面而變形而密接的狀態的電極層14、14。此外，電極層14、14與彈性體層16的面積比(電極層14、14的面積：彈性體層16的面積)為1：2～1：18，彈性體層16由電極層14、14的露出面密接於肌膚，可充分保持密接於肌膚的電極層14、14的密接狀態，較為理想。

如上所示由仿效裝設面的形狀而變形的電極層14、14與彈性體層16所成的可撓性電極12係如圖1(b)所示，透過由作為擔載體的水透過性層18與水溶性材料所成的水溶性犠牲層20相接合，可使生物體用電極10的搬運及保管較為簡單。以該水透過性層18而言，若為可透過水的材料即可，具體而言可使用纖維素製或樹脂製的不織布、或樹脂製的海綿或網狀物(mesh)。其厚度係以形成為0.03～3mm左右較適於生物體用電極10的搬運或保管。

此外，以水溶性犠牲層20而言，若可將可撓性電極12與水透過性層18相接合，而且由溶於水的水溶性材料形成即可，具體而言藉由以澱粉、聚乙烯醇、聚丙烯酸或聚乙二醇形成，可確實接合可撓性電極12與水透過性層18，而且以透過水溶性透過層20的水溶解而可將可撓性電極12由水透過性層18確實地剝離。

在圖1所示之可撓性電極12係形成有在貫穿彈性體層16及電極層14的貫穿孔21內填充有導電材的連接器部22。連接器部22的一部分係以薄且幅窄的凸緣狀延伸至電極層14上。如上所示之連接器部22係將電極層14與生物體計測機器等外部連接電極作電性連接者。以填充在貫穿孔21的導電材而言，係可適當使用導電性橡膠。以導電性橡膠而言，較適為含有銀及/或金、銅等金屬填料或塗布有該等金屬的填料的導電性矽氧橡膠比其他導電性橡膠為電阻值更低。以形成連接器部22的導電材而言，亦可使用導電性不織布與導電性黏著劑的組合。

在圖2中說明將圖1所示之生物體用電極10裝設在裝設面的順序。圖2所示之裝設面24係形成為平坦面。首先，如圖2(a)所示，將生物體用電極10，將該電極層14抵接於裝設面24，且如圖2(b)所示，使電極層14的全面及由電極層14露出的彈性體層16的露出面密接於裝設面24。此時，連接器部22的凸緣狀部延伸至電極層14上，惟其厚度薄且幅窄，裝設面24與電極層14的密接充分。接著，如圖2(c)所示對生物體用電極10的水透過性層18供給水26，且以透過水透過性層18的水而將水溶性犠牲層20溶解，如圖2(d)所示將水溶性犠牲層20去除，可僅將由彈性體層16及電極層14所成的可撓性電極12，在密接於裝設面24的狀態下留下。在可撓性電極12的彈性體層16的上表面，係露出連接器部22的端面，連接生物體計測機器等外部連接電極。可撓性電極12由於其彈性體層16的面積大於電極層14的面積，因此彈性體層16的露出面直接密接於裝設面24，可維持電極層14充分密接於裝設面24的狀態。

在圖2中係示出在平坦的裝設面24裝設有可撓性電極12的狀態，惟如圖3所示在凹凸狀的裝設面24，可撓性電極12的電極層14及彈性體層16亦仿效裝設面24的凹凸狀的形狀而變形，電極層14仿效裝設面24而變形而密接，並且彈性體層16由電極層14的露出面亦仿效裝設面而變形而密接。因此，即使裝設面24為凹凸面，亦可維持可撓性電極12的電極層14密接於裝設面24的凹凸面的狀態。

將包含圖1～圖3所示之可撓性電極12的生物體用電極10的製造工程顯示在圖4。首先，如圖4(a)所示，在由纖維素製或樹脂製的不織布或樹脂製的海綿等水透過性材料所形成的水透過性層18的一面側，形成由澱粉或聚乙烯醇等水溶性材料所成的水溶性犠牲層20。此外，在水溶性犠牲層20的全面形成由聚二甲基矽氧烷(PDMS)或聚胺酯等彈性體所成的彈性體層16。彈性體層16係在塗布將彈性體溶於溶媒的溶液之後，可藉由以預定溫度進行熱處理而得。彈性體層16的膜厚係可調整溶液中的彈性體的濃度來進行控制。

接著，如圖4(c)所示，在彈性體層16形成由導電性高分子所成的電極層14。電極層14係比彈性體層16的面積為更小面積。該電極層14係可在被著在水溶性犠牲層20之形成有預定面積的開口部的遮罩上印刷將導電性高分子溶於溶媒的溶液之後，藉由將遮罩去除之後，以預定溫度固化而形成。電極層14的膜厚亦可調整溶液中的導電性高分子的濃度來控制。在此，若以聚胺酯形成彈性體層16且以PEDOT-PSS形成電極層14、14時，對彈性體層16的表面施行電暈放電處理之後，另外以含有二胺基矽烷耦合劑進行處理，藉此可將彈性體層16與電極層14、14更進一步強固地密接。以該含有二胺基矽烷耦合劑而言，係可列舉3-(2-胺基乙基)胺基丙基三甲氧基矽烷。

之後，如圖4(d)所示，以雷射照射等形成貫穿電極層14及彈性體層16的貫穿孔21之後，如圖4(e)所示，在貫穿孔21內填充作為導電材的導電性橡膠而形成連接器部22，可得生物體用電極10。

在圖1～圖4所示之生物體用電極10的可撓性電極12係形成有貫穿電極層14及彈性體層16的連接器部22，惟亦可如圖5(a)所示未形成有連接器部22。此時，如圖5(b)所示，外部連接端子28為了可直接連接於電極層14，必須將電極層14延伸至彈性體層16的邊緣近傍。

此外，亦可如圖6所示，在貫穿孔21內，使用導電性不織布30與導電性黏著劑32的組合，作為導電材。此時，導電性不織布30與導電性黏著劑32的合計厚度以100μm以下者為佳。此外，亦可如圖7所示在彈性體層16與水溶性犠牲層20的交界面形成有由導電材所成，且比貫穿孔21的開口面積為更大面積的焊墊34。焊墊34係比貫穿孔21的開口面積為更大面積，因此可與外部連接端子簡單連接。該焊墊34係可藉由將導電性高分子印刷而形成。

在圖1～圖7中係示出具備彈性體層16形成為比電極層14為更大面積的可撓性電極12的生物體用電極10，惟亦可為具有彈性體層16與電極層14為相同面積的可撓性電極的生物體用電極。即使為如上所示之可撓性電極，亦可沿著生物體表面的裝設面變形且將電極層14密接於裝設面，可提升生物體計測的精度。但是，電極層14與裝設面的密接力係比彈性體層16與裝設面的密接力稍微降低，惟即使為如上所示之具有可撓性電極的生物體用電極，亦可充分使用作為用完即棄用。 實施例1

以下詳加說明本發明之實施例，惟本發明之範圍並非為限定於該等實施例者。

實施例1 調查本發明之生物體用電極10的彈性體層16所使用的聚胺酯薄片對肌膚的密接性的厚度的關係。 (聚胺酯薄片的製作) 在對苯二甲酸乙二酯(PET)薄片上，以塗布棒塗布10質量%的聚乙烯醇水溶液之後，以80℃進行1小時熱處理而作成聚乙烯醇(PVA)膜。接著，將二液硬化型聚胺酯的DIC股份有限公司製PANDEX GC的A與B混合(A：B=100：17)且以乙酸乙酯予以稀釋的稀釋溶液，塗布在PVA膜上，以80℃施行1小時的熱處理之後，冷卻至室溫而得預定厚度的聚胺酯薄片。之後，將聚胺酯薄片與PVA膜由PET薄片剝離，將PVA膜溶於水而得聚胺酯薄片。所得的聚胺酯薄片的厚度的調整係調整以乙酸乙酯所稀釋的稀釋溶液中的聚胺酯濃度來進行。所得的聚胺酯薄片的厚度的確認係使用Bruker公司製的Dektak XT來測定。

(聚胺酯薄片對人工皮的密接試驗)

試驗所得的預定厚度的聚胺酯薄片對肌膚的密接程度。肌膚係使用人工皮來進行評估。以人工皮而言，係使用股份有限公司Beaulax公司製Bio Skin Plate P001-001。此外，對人工皮的密接程度係依據JISK5600-5-6所記載的橫割法來試驗。橫割法係如圖8(a)所示對密接於人工皮40的胺酯薄片42，施行圖8(b)所示之格子狀的切口46(2mm間隔)之後，將剝離強度為已知的黏著膠帶44附著在胺酯薄片42。接著，在附著黏著膠帶44後5分鐘以內，以角度60°以0.5~1秒鐘剝下。觀察所剝下的黏著膠帶44的格子狀的切口46的剝離狀態，分類成圖8(c)所示之0~5分類。以判定而言，將3以上視為剝離。接著膠帶係使用3M公司製Scotch No.331(剝離強度0.29N/mm)、Diatec股份有限公司製Pioran cross Y-03-BL(剝離強度0.16N/mm)。將結果記載於表1。

(聚胺酯薄片對人工皮的密接確認)

在將所得的厚度5.0μm與0.3μm的聚胺酯薄片密接於人工皮之後，對其剖面的電子顯微鏡照片(倍率230)進行攝影。將其照片示於圖9。圖9(a)為示出厚度5.0μm的聚胺酯薄片與人工皮的密接狀態的電子顯微鏡照片，圖9(b)為示出厚度0.3μm的聚胺酯薄片與人工皮的密接狀態的電子顯微鏡照片。由圖9清楚可知，可確認任何厚度均密接於人工皮，尤其可確認出聚胺酯薄片愈薄，愈追隨至人工皮的細膩凹凸的樣子。

由表1、圖9清楚可確認出若聚胺酯薄片的厚度為5μm以下係充分密接於人工皮。尤其可確認出若為1μm以下係更強力密接。

實施例2

接著製作PEDOT-PSS薄片，作為使用在生物體用電極10的電極層14的導電高分子，且調查其導電性能與厚度的關係。

(PEDOT-PSS薄片的製作)

PEDOT-PSS係使用Nagase ChemteX公司製SP-801。首先，在對苯二甲酸乙二酯(PET)薄片上，以成為預定的厚度的方式以塗布棒塗布以乙醇稀釋的PEDOT-PSS之後，以80℃進行1小時熱處理而作成PEDOT-PSS薄片。厚度的確認係與實施例1同樣地使用Bruker公司製的Dektak XT來測定。

(PEDOT-PSS薄片的導電特性試驗) 將所得的PEDOT-PSS薄片，參考ANSI/AAMI EC12： 2000來進行導電特性試驗。導電性能係以電極阻抗，將2kΩ以下判定為良好。試驗係將所得的PEDOT-PSS薄片加工為10mm×10mm，且使用OWON公司製多用表B35T來測定。將結果記載於表2。

由表2清楚可知，每逢PEDOT-PSS薄片變厚，即看到電極阻抗降低。此外，可確認出成為0.2μm以下且超過規定的2kΩ的電極阻抗。由該結果，以使用在電極層14的PEDOT-PSS薄片而言，係以0.3μm以上為佳。

實施例3 針對生物體用電極，試驗圖9所示之藉由橫割法所為之對人工皮的密接程度。 (藉由生物體用電極所為之對人工皮的密接試驗) 首先，在作為水透過性層而預先塗布有澱粉的水透過紙(丸繁紙工股份有限公司製SP)之上，將以乙酸乙酯稀釋的聚胺酯混合液塗布成為預定的厚度，作為彈性體層，以80℃施行1小時的熱處理之後，冷卻至室溫而進行積層。接著，在彈性體層的全面，塗布以乙醇稀釋的PEDOT-PSS作為導電層，以80℃固化1小時來進行積層而得生物體用電極。接著，對所得的積層體的不織布供給水而將澱粉層溶解來將不織布去除，且得彈性體層與電極層的二層積層體。將該二層積層體的電極層密接在人工皮乾燥30分鐘左右之後，供作藉由圖8所示之橫割法所為之對人工皮的密接試驗。試驗所使用的黏著膠帶係使用與實施例1同樣之物。為供比較，彈性體層與電極層單體亦實施同樣的試驗。將結果記載於表3。

由表3的結果可確認出彈性體層與電極層的二層積層體亦充分密接於人工皮。尤其確認出全體愈薄，對人工皮愈強力密接。此外，以電極層單體，強度弱，會在人工皮上被破壞，無法實施試驗。因此以與彈性體層複合使用為佳，更佳為為了保護電極層，相較於電極層，將彈性體層形成為大面積，藉此將二層積層體對人工皮的密接及強度安定性判定為良好。

由表1～表3及圖9可知，彈性體層的厚度為5μm以下且電極層的厚度為0.3μm以上，兩者的合計的厚度為5.3μm以下，對人工皮的二層積層體的密接性會被提升，較為理想。此外，彈性體層的面積比電極層為更大面積，可使對人工皮的二層積層體的密接程度更為良好。

實施例4 以二層積層體的耐久性的提升為目的，在彈性體層進行表面處理，且確認其效果。 (藉由表面處理所為的導電特性試驗) 與實施例3同樣地在具有澱粉層的水透過紙上形成厚度0.3μm的聚胺酯作為彈性體層。接著，在彈性體層的全面依序施行下述表4由左而右所示之處理。

表4中的「電暈放電工程」係在空氣中由距離1mm以70mm/秒的速度進行3次17kv的放電。「VSCA處理工程」係塗布含複數乙烯基烷氧基矽氧烷(Azmax股份有限公司製VMM-010)的0.1質量%的乙醇溶液，作為乙烯基矽烷耦合劑。「加熱處理工程」係以80℃施行10分鐘的加熱。「DASCA處理工程」係塗布3-(2-胺基乙基)胺基丙基三甲氧基矽烷(Dow Toray股份有限公司製OFS-6020)的0.1質量%的乙醇溶液，作為二胺基矽烷耦合劑。

在如上所示之施行各處理的彈性體層上，以「電極層塗布工程」而言，塗布以乙醇稀釋的PEDOT-PSS，作為電極層，以80℃固化1小時而積層面積為10mm× 30mm且0.6μm的電極層。測定所得的電極層的10mm間的電阻。將結果顯示在圖10。

由圖10清楚可知，對彈性體層施行「DASCA處理」之層的電阻值為最低。藉由對彈性體層施行「DASCA處理」，被推測為彈性體層的濕潤性提升而被均一塗布PEDOT-PSS的乙醇溶液所得者。其中，即使為表4所示之施加於聚胺酯的任何處理，所得的電極層的電阻值亦可使用作為電極。

(藉由表面處理所為之耐久性提升試驗) 在彈性體層施行各種處理之後，針對形成有電極層的二層構造體，檢討拉伸耐久性。如圖11(a)(b)所示，在人工皮40的上表面，以銀漿將寬幅2mm的配線52以5mm間隔印刷二條。在該配線52、52上，以電極層14a與配線52、52相密接的方式黏貼在彈性體層16a的全面積層有電極層14a的9mm×9mm的二層構造體11，以室溫乾燥。接著，如圖11(b)所示，將人工皮40以箭號方向拉伸預定距離，立即恢復來測定配線52、52間的電阻值(R)，求出與拉伸開始前的配線52、52間的電阻值(RO)的比(R/RO)。將該結果示於圖12。

由圖12清楚可知，可確認出進行「DASCA處理」所得的二層構造體即使被伸縮，R/RO比亦小且拉伸耐久性優異。此外，因耐久性提升，可反覆使用。由於形成電極層14a的PEDOT-PSS的PSS(聚苯乙烯磺酸酯)為酸性，因此推測為被拉至鹼性的胺基者。

實施例5 製作生物體用電極，與市售的凝膠電極進行比較，進行肌電位的測定、心電位的測定。 (生物體用電極10的製作) 在由纖維素製的不織布所成的水透過性層18的一面側形成由澱粉所成的水溶性犠牲層20。在水溶性犠牲層20的全面，塗布將二液硬化型聚胺酯的DIC股份有限公司製PANDEX GC的A與B混合(A：B=100：17)且以乙酸乙酯稀釋的稀釋溶液而以80℃施行1小時的熱處理之後，冷卻至室溫而形成由厚度0.3μm的聚胺酯所成的彈性體層16。接著，將形成有預定面積的開口的PET薄片作為遮罩而被著彈性體層16，印刷將Nagase ChemteX公司製SP-801的PEDOT-PSS以乙醇稀釋的稀釋溶液之後，以80℃固化1小時而形成預定面積的厚度0.6μm的電極層14。構成可撓性電極12的彈性體層16與電極層14的面積比(彈性體層16：電極層14)為6：1。

此外，形成貫穿電極層14及彈性體層16的直徑5mm的貫穿孔之後，在貫穿孔內填充在矽氧黏著劑摻合有銀及鋁填料的導電性聚矽氧，以80℃施行1小時的熱處理而形成連接器部22，且得圖1所示之生物體用電極10。

(肌電位的測定及凝膠電極的比較) 在將所得的生物體用電極10的導電層側密接在圖13(a)所示之左手臂以○記號所示部位的肌膚之後，對水透過性層18供給水而將水溶性犠牲層20溶解來去除水透過性層18且僅形成為可撓性電極12。接著，在可撓性電極12的彈性體層16的表面所露出的連接器部22的露出端裝設肌電計的外部端子，且測定出以握在左手的握力計握成示出預定的握力之時的肌電位。測定係使用Bitalino來進行，以軟體Opensignals保存資料。將其結果示於圖13(b)。此外，使用日本弘電工業股份有限公司製凝膠電極的一次性電極F Vitrode作為參考電極而同樣地進行的肌電位的測定結果亦示於圖13(c)。此外，下述表5中示出可撓性電極12與參考電極的各訊號雜訊比(活動時的Max值(S)/靜止時的Max值(N))。

圖13及表5清楚可知可撓性電極12係可得與參考電極同等的訊號。

(拳頭的動作與手臂的肌電位的對應) 在將所得的生物體用電極10的導電層側如圖14(a)所示密接於手臂的肌膚之後，對水透過性層18供給水且將水溶性犠牲層20溶解而將水透過性層18去除，僅形成為可撓性電極12。接著，如圖14(a)所示，在可撓性電極12的彈性體層16的表面所露出的連接器部22的露出端連接肌電計的外部端子52、52來進行肌電位的測定。

將如圖14(a)所示裝設有可撓性電極12的手臂的拳頭握緊或打開，結果如圖14(b)所示可知手臂的肌電位對應變化。

(心電位的測定) 使用所得的生物體用電極10的可撓性電極12來測定心電位。在圖15(a)(b)中以○記號表示裝設有可撓性電極12的狀態。正極用電極P係裝設在圖15(a)所示之左手的手掌側手腕，負極用電極N係裝設在圖15(a)所示之右手的手掌側手腕。此外，參比用電極R係裝設在圖15(b)所示之左手的手背側手腕。心電位的測定係使用Bitalino來進行，且以軟體Opensignals保存資料。將其結果示於圖16(a)。此外，使用日本弘電工業股份有限公司製凝膠電極的一次性電極F Vitrode作為參考電極而同樣地進行的心電位的測定結果亦示於圖16(b)。使用所測定出的心電圖，測定圖16(c)所示之PQ時間與QT時間。PQ時間係由心房對心室的傳達時間，QT時間係由心室興奮至結束的時間。將結果示於表6。

由圖16(a)～(c)及表6清楚可知，可撓性電極12與參照電極係示出同樣結果。 產業上可利用性

藉由本發明之生物體用電極，可提升生物體計測的精度，且有助於疾病的預防或健康壽命增進。

10:生物體用電極 11:二層構造體 12:可撓性電極 14,14a:電極層 16,16a:彈性體層 18:水透過性層 20:水溶性犠牲層 21:貫穿孔 22:連接器部 24:裝設面 26:水 28:外部連接端子 30:導電性不織布 32:導電性黏著劑 34:焊墊 40:人工皮 42:胺酯薄片 44:黏著膠帶 46:切口 52:配線 P:正極用電極 N:負極用電極 R:參比用電極

[圖1]係適用本發明之生物體用電極的正面圖及在A-A面的剖面圖。 [圖2]係說明適用本發明之生物體用電極之製造方法的工程圖。 [圖3]係說明適用本發明之生物體用電極的裝設方法的說明圖。 [圖4]係說明將適用本發明之生物體用電極裝設在凹凸面的狀態的剖面圖。 [圖5]係說明適用本發明之生物體用電極之其他例的剖面圖及正面圖。 [圖6]係說明適用本發明之生物體用電極之其他例的剖面圖。 [圖7]係說明適用本發明之生物體用電極之其他例的剖面圖。 [圖8]係說明試驗與人工皮的密接的橫割(Cross-Cut)法的說明圖。 [圖9]係人工皮與由作為彈性體層的聚胺酯所成的胺酯層的密接狀態的電子顯微鏡照片。 [圖10]係顯示胺酯層的表面處理與導電層的電阻值的關係的圖表。 [圖11]係說明積層在胺酯層的導電層的電阻值的拉伸耐久性試驗的說明圖。 [圖12]係顯示藉由胺酯層的表面處理所致之導電層的電阻值的拉伸耐久性的圖表。 [圖13]係說明將適用本發明之生物體用電極的可撓性電極裝設在手臂來進行肌電位的測定時的裝設位置的說明圖與所測定出的肌電圖、及測定出使用市售的凝膠電極作為參考電極所進行的肌電位的肌電圖。 [圖14]係將適用本發明之生物體用電極的可撓性電極裝設在手臂來說明肌電位的測定狀態的說明圖與所測定出的肌電圖。 [圖15]係說明將適用本發明之生物體用電極的可撓性電極裝設在手臂來進行心電位的測定時的裝設位置的說明圖。 [圖16]係說明將適用本發明之生物體用電極的可撓性電極裝設在手臂所測定出的心電圖、及根據該心電圖所求出的QT時間與QR時間的說明圖。

10:生物體用電極

12:可撓性電極

14:電極層

16:彈性體層

18:水透過性層

20:水溶性犠牲層

21:貫穿孔

22:連接器部

Claims (18)

1. 一種生物體用電極，其特徵為：直接抵接於生物體表面的可撓性電極由以下構成：仿效前述生物體表面的裝設面而變形而密接之由導電性高分子所成的電極層；及積層在前述電極層的一面側，連同前述電極層一起仿效前述裝設面而變形的彈性體層，前述可撓性電極係透過由水溶性材料所成的水溶性犠牲層而被接合在作為其擔載體的水透過性層，前述水溶性犠牲層係供以透過前述水透過性層的水溶解而使前述可撓性電極由前述水透過性層剝離用者。
2. 如請求項1之生物體用電極，其中，前述彈性體層比前述電極層為更大面積，俾使由前述電極層的露出面密接於前述裝設面。
3. 如請求項1之生物體用電極，其中，前述彈性體層的厚度為5μm以下而且前述電極層的厚度為0.3μm以上，前述彈性體層與前述電極層的合計厚度為5.3μm以下。
4. 如請求項1之生物體用電極，其中，前述導電性高分子為聚(3,4-伸乙二氧基噻吩)-聚苯乙烯磺酸酯。
5. 如請求項1之生物體用電極，其中，前述彈性體層由聚二甲基矽氧烷、聚胺酯或苯乙烯-丁二烯系熱塑性彈性體所形成。
6. 如請求項1之生物體用電極，其中，前述 水透過性層由纖維素製或樹脂製的不織布、或樹脂製的海綿或網狀物所形成。
7. 如請求項1之生物體用電極，其中，前述水溶性犠牲層由澱粉、聚乙烯醇、聚丙烯酸或聚乙二醇所形成。
8. 如請求項1至7中任一項之生物體用電極，其中，形成有在貫穿前述彈性體層及前述電極層的貫穿孔內填充導電材，且將前述電極層與裝設在前述彈性體層的另一面側的外部連接電極作電性連接的導通路。
9. 一種生物體用電極之製造方法，其特徵為：將包含直接抵接於生物體表面的可撓性電極的生物體用電極，在作為前述可撓性電極的擔載層的水透過性層的一面側，積層由水溶性材料所成的水溶性犠牲層之後，在仿效構成前述可撓性電極的前述生物體表面的裝設面而變形而密接之由導電性高分子所成的電極層、及積層在前述電極層的一面側，且連同前述電極層一起仿效前述裝設面而變形的彈性體層之中，在前述水溶性犠牲層依序積層前述彈性體層與前述電極層而形成，藉此以透過前述水透過性層的水將前述水溶性犠牲層溶解而使前述可撓性電極由前述水透過性層剝離。
10. 如請求項9之生物體用電極之製造方法，其中，將前述彈性體層形成為比前述電極層為更大面積，俾使由前述電極層的露出面密接於前述裝設面。
11. 如請求項9之生物體用電極之製造方法，其中，將前述彈性體層的厚度形成為5μm以下，而且將前述電極層的厚度形成為0.3μm以上，將前述彈性體層與前述電極層的合計厚度形成為5.3μm以下。
12. 如請求項9之生物體用電極之製造方法，其中，使用聚(3,4-伸乙二氧基噻吩)-聚苯乙烯磺酸酯，作為前述導電性高分子。
13. 如請求項9之生物體用電極之製造方法，其中，以聚二甲基矽氧烷、聚胺酯或苯乙烯-丁二烯系熱塑性彈性體，形成前述彈性體層。
14. 如請求項9之生物體用電極之製造方法，其中，以纖維素製或樹脂製的不織布、或樹脂製的海綿或網狀物，形成前述水透過性層。
15. 如請求項9之生物體用電極之製造方法，其中，以澱粉、聚乙烯醇、聚丙烯酸或聚乙二醇，形成前述水溶性犠牲層。
16. 如請求項9至15中任一項之生物體用電極之製造方法，其中，在貫穿前述彈性體層及前述電極層的貫穿孔內填充導電材，形成將前述電極層與被裝設在前述彈性體層的另一面側的外部連接電極作電性連接的導通路。
17. 一種生物體用電極的裝設方法，其特徵為：將如請求項1至8中任一項之生物體用電極裝設在生物 體表面的裝設面時，將構成前述生物體用電極的前述可撓性電極之形成有前述電極層的一面側的全面抵接於前述裝設面，一邊將前述彈性體層與前述電極層仿效前述裝設面而變形，一邊將前述電極層密接於前述裝設面之後，對前述水透過性層供給水，以透過前述水透過性層的水，將形成前述水溶性犠牲層的水溶性材料溶解，而將前述水透過性層由前述可撓性電極剝離。
18. 如請求項17之生物體用電極的裝設方法，其中，使用前述彈性體層形成為比前述電極層為更大面積之如請求項2之生物體用電極，作為前述生物體用電極，將前述彈性體層與前述電極層仿效前述裝設面而變形，一邊將前述電極層密接於前述裝設面，一邊將前述彈性體層由前述電極層的露出面密接於前述裝設面。

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