JP2017148231A

JP2017148231A - Biomedical electrode and manufacturing method of the same

Info

Publication number: JP2017148231A
Application number: JP2016033428A
Authority: JP
Inventors: 崇口山; Takashi Kuchiyama
Original assignee: Kaneka Corp
Current assignee: Kaneka Corp
Priority date: 2016-02-24
Filing date: 2016-02-24
Publication date: 2017-08-31
Anticipated expiration: 2036-02-24
Also published as: JP6670013B2

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a biomedical electrode or the like which accurately detects a biopotential signal while reducing a burden of measurement on a measured person, and can be used for a long term.SOLUTION: A biomedical electrode 10 comprises an adhesive sheet 11 to adhere to a measured person and a detection electrode 12 for detecting a biopotential signal. The detection electrode 12 is placed on the opposite side 11N of the adhesive sheet 11, the side being opposite from a side 11T to adhere to the outer surface of the measured person, and the adhesive sheet 11 is made of resin and has a dielectric constant of 30 or more and 80 or less.SELECTED DRAWING: Figure 1

Description

本発明は、生体用電極およびその製造方法に関する。 The present invention relates to a biological electrode and a method for producing the same.

心臓、脳、または筋肉の活動によって誘起される生体電位に関する電気信号（生体電位信号）の測定は、人間、動物等の生物の健康状態の把握に重要であることは知られている。そして、このような測定を行う装置では、微弱な生体電位信号の確実な検知、および、被測定者の測定負担軽減、という要望を満たせるような生体用電極が必要とされている。 It is known that measurement of an electrical signal (biopotential signal) related to a bioelectric potential induced by the activity of the heart, brain, or muscle is important for grasping the health state of a living organism such as a human or an animal. In an apparatus for performing such a measurement, there is a need for a biological electrode that can satisfy the demands of reliably detecting a weak biopotential signal and reducing the measurement burden on the measurement subject.

例えば、特許文献１に記載の生体用電極は、生体電位信号を検知する電極部を、含水性ゲル（電解物質）を介して皮膚に接触させることで、金属製の電極部を直接皮膚に接触させずに、生体電位信号を検知している。 For example, the biomedical electrode described in Patent Document 1 directly contacts the metal electrode part with the skin by bringing the electrode part for detecting the biopotential signal into contact with the skin via the hydrous gel (electrolytic substance). The biopotential signal is detected without doing so.

実公平０５−００２１６３号公報No. 05-002163

しかしながら、特許文献１に記載の生体用電極は、乾燥しやすい含水性ゲルを使用することから、皮膚への貼り付け前の段階ではフィルムに覆われることで保水性を担保しなくてはならない。また、この生体用電極は、保水性の観点から、長時間（例えば数日間）の使用は難しい。 However, since the biomedical electrode described in Patent Document 1 uses a hydrous gel that is easy to dry, the water retention must be ensured by being covered with a film before being attached to the skin. In addition, this biological electrode is difficult to use for a long time (for example, several days) from the viewpoint of water retention.

本発明は、前記の問題点を解決するためになされたものである。そして、その目的は、被測定者の測定負担を軽減させつつ、高精度に生体電位信号を検知し、かつ、長時間の使用に耐えられる生体用電極等を提供することにある。 The present invention has been made to solve the above problems. And the objective is to provide the bioelectric electrode etc. which can detect a bioelectric potential signal with high precision, and can endure use for a long time, reducing the measurement burden of a to-be-measured person.

被測定者に貼り付ける粘着シートと生体電位信号を検知する検知電極とを含む生体用電極では、検知電極は、粘着シートの被測定者の外表面への貼付面に対する反対面上に配置され、粘着シートは、厚みを２０μｍ以上２５０μｍ以下、比誘電率を３０以上８０以下とする。 In the biological electrode including the adhesive sheet to be attached to the measurement subject and the detection electrode for detecting the bioelectric potential signal, the detection electrode is disposed on the opposite surface of the adhesive sheet to the outer surface of the measurement subject, The pressure-sensitive adhesive sheet has a thickness of 20 μm to 250 μm and a relative dielectric constant of 30 to 80.

本発明によれば、生体電位信号の測定上、被測定者の外表面と同じように取り扱える粘着シートを採用することで高い耐久性を担保し、かつ、検知電極を皮膚に直接接触させることなく、高精度に生体電位信号を検知する。 According to the present invention, in the measurement of the bioelectric potential signal, high durability is ensured by adopting an adhesive sheet that can be handled in the same manner as the outer surface of the measurement subject, and the detection electrode is not brought into direct contact with the skin. Detect biopotential signals with high accuracy.

は、生体用電極の斜視図である。FIG. 3 is a perspective view of a biological electrode. は、図１のＡ−Ａ’線矢視断面図である。FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line A-A ′ of FIG. 1. は、生体用電極の斜視図である。FIG. 3 is a perspective view of a biological electrode. は、図３のＢ−Ｂ’線矢視断面図である。FIG. 4 is a cross-sectional view taken along line B-B ′ of FIG. 3.

本発明の一実施形態について、図１および図１のＡ−Ａ’線矢視断面図である図２を用いて説明する。生体用電極１０は、人間、動物等の生物（被測定者）における生体電位に関する電気信号（生体電位信号）の測定に使用する電極であり、例えば、心電計、脳波測定装置、または筋電位測定装置といった生体電位信号測定装置（外部信号処理装置）に使用される。そして、この生体用電極１０は、粘着シート１１、検知電極１２、取出端子［取出部］１３、および補強シート１４を含む。 One embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. 1 and FIG. 2, which is a cross-sectional view taken along line A-A ′ of FIG. 1. The living body electrode 10 is an electrode used for measuring an electrical signal (biopotential signal) related to a biopotential in a living organism (a person to be measured) such as a human being or an animal. Used in a biopotential signal measuring device (external signal processing device) such as a measuring device. The biological electrode 10 includes an adhesive sheet 11, a detection electrode 12, an extraction terminal [extraction portion] 13, and a reinforcing sheet 14.

被測定者に貼り付けるため粘着シート１１は、被測定者側の外表面（例えば皮膚）に貼り付く貼付面（外側面）１１Ｔと、その面の反対面である内側面１１Ｎとを有する。そして、検知電極１２は、粘着シート１１の内側面１１Ｎに配置される。すなわち、検知電極１２は、皮膚に直接接触しない。 The adhesive sheet 11 has a sticking surface (outside surface) 11T that sticks to the outer surface (for example, skin) on the side of the subject and an inner side surface 11N that is the opposite surface of the surface. The detection electrode 12 is disposed on the inner side surface 11N of the adhesive sheet 11. That is, the detection electrode 12 does not directly contact the skin.

［粘着シート］
このような粘着シート１１と検知電極１２との積層順は、粘着シート１１が３０以上８０以下の比誘電率、好ましくは４０以上６０以下の比誘電率を有することに起因する。この数値範囲の比誘電率を有する粘着シート１１は、例えば、人間の外表面である皮膚、詳説すると、表皮または真皮の比誘電率（比誘電率５０程度）に近い値を有する。そのため、この粘着シート１１が、生体電位信号の測定上、擬似的に皮膚と同じように取り扱える。 [Adhesive sheet]
Such a stacking order of the pressure-sensitive adhesive sheet 11 and the detection electrode 12 results from the pressure-sensitive adhesive sheet 11 having a relative dielectric constant of 30 or more and 80 or less, preferably 40 or more and 60 or less. The pressure-sensitive adhesive sheet 11 having a relative dielectric constant in this numerical range has a value close to the relative dielectric constant (approximately 50 relative dielectric constant) of, for example, the skin that is the outer surface of a human, specifically, the epidermis or dermis. Therefore, the pressure-sensitive adhesive sheet 11 can be handled in the same manner as the skin in the measurement of the bioelectric potential signal.

そのため、検知電極１２は、皮膚に直接接しなくてもよく、その結果、検知電極１２と皮膚との直接接触に起因する、皮膚かぶれ等が抑止される。また、粘着シート１１は、ゲル状物と違って、厚みのあるシートであることから、高い耐久性を有する。そのため、この生体用電極１０は、数時間から数日間にわたる長時間な連続的な使用にも問題はない。 Therefore, the detection electrode 12 does not have to be in direct contact with the skin, and as a result, skin irritation caused by the direct contact between the detection electrode 12 and the skin is suppressed. Moreover, since the adhesive sheet 11 is a thick sheet unlike a gel-like material, it has high durability. Therefore, the biomedical electrode 10 has no problem in continuous use over a long period of time ranging from several hours to several days.

ここで、粘着シート１１について説明する。粘着シート１１の比誘電率は、誘電率材料を添加することで調整される。このような誘電率材料としては、例えば、水、特に生理的食塩水（０．９重量％塩化ナトリウム水溶液；比誘電率約８０）が挙げられる。このような生理的食塩水は、人間の体液とほぼ等張であるため、粘着シート１１の比誘電率を皮膚の比誘電率に容易に近づけられる。 Here, the adhesive sheet 11 will be described. The relative dielectric constant of the adhesive sheet 11 is adjusted by adding a dielectric constant material. Examples of such a dielectric constant material include water, particularly physiological saline (0.9% by weight sodium chloride aqueous solution; relative dielectric constant of about 80). Since such physiological saline is almost isotonic with human body fluid, the relative permittivity of the adhesive sheet 11 can be easily brought close to the relative permittivity of the skin.

なお、生理的食塩水等の液状の誘電率材料の粘着シート１１への添加の仕方は、特に限定されるものではないが、例えば浸漬が挙げられる。例えば、粘着シート１１の構成材料の１つに熱硬化性樹脂が含まれていると、構成材料がシート状に至るまでの製造過程で、熱を加えられる工程（例えば、熱硬化工程）が含まれる。この場合、構成材料がシート状に形成された後、そのシートが生理的食塩水に浸される。 In addition, the method of adding liquid dielectric constant material such as physiological saline to the pressure-sensitive adhesive sheet 11 is not particularly limited, and examples thereof include immersion. For example, when one of the constituent materials of the pressure-sensitive adhesive sheet 11 includes a thermosetting resin, a process (for example, a thermosetting process) in which heat is applied in the manufacturing process until the constituent material reaches a sheet shape is included. It is. In this case, after the constituent material is formed into a sheet shape, the sheet is immersed in physiological saline.

このような浸漬を用いた製造であれば、熱を加えられる工程において、生理的食塩水の蒸発が抑制される。また、粘着シート１１の構成材料を熱硬化させるような場合、熱硬化工程にて、生理的食塩水がその構成材料に含まれないので、生理的食塩水に起因する硬化阻害または気泡発生が起きない。したがって、適切に生理的食塩水を含んで所望の比誘電率に調整された上、粘着シート１１の剥離特性等の物理的特性を高品質に維持した生体用電極１０が製造される。 If it is manufacture using such immersion, the evaporation of physiological saline is suppressed in the process in which heat is applied. Further, when the constituent material of the pressure-sensitive adhesive sheet 11 is thermoset, since the physiological saline is not included in the constituent material in the thermosetting step, curing inhibition or bubble generation due to the physiological saline occurs. Absent. Therefore, the biological electrode 10 that is appropriately adjusted to have a desired dielectric constant by including physiological saline and that maintains physical properties such as peeling properties of the pressure-sensitive adhesive sheet 11 with high quality is manufactured.

また、誘電率材料の別例としては、単体としての固有の比誘電率で５０以上を有する固体材料、例えば、ルチル型酸化チタン（比誘電率約８６）、ニオブ酸リチウム（比誘電率約８２）、ペロブスカイト型化合物（比誘電率約６０以上）、または、リン酸化合物（比誘電率約５０以上）が挙げられる。 As another example of the dielectric constant material, a solid material having a specific dielectric constant of 50 or more as a simple substance, for example, rutile type titanium oxide (relative dielectric constant: about 86), lithium niobate (relative dielectric constant: about 82) ), Perovskite type compounds (relative permittivity of about 60 or more), or phosphate compounds (relative permittivity of about 50 or more).

このような固体材料の添加剤であると、生体用電極１０が長時間使用されたとしても、添加剤が揮発しないため、生体用電極１０の比誘電率の低下は起きず、長時間にわたって連続的に使用できる。また、これら誘電率材料は、５０以上の比誘電率を有するので、これらが添加されると、容易に、表皮または真皮の比誘電率５０程度を有する粘着シート１１が製造される。 With such a solid material additive, even if the living body electrode 10 is used for a long time, the additive does not volatilize, so that the relative permittivity of the living body electrode 10 does not decrease, and it continues for a long time. Can be used. Moreover, since these dielectric constant materials have a relative dielectric constant of 50 or more, when they are added, the pressure-sensitive adhesive sheet 11 having a relative dielectric constant of about 50 of the epidermis or dermis is easily produced.

なお、固体材料の誘電率材料の粘着シート１１への添加の仕方は、特に限定されるものではない。例えば、シート状になった粘着シート１１に対して添加してもよいし、シート状になる前段階の構成材料に対して、固体材料を添加させて混練させてもよい。 In addition, how to add the dielectric material of the solid material to the pressure-sensitive adhesive sheet 11 is not particularly limited. For example, it may be added to the pressure-sensitive adhesive sheet 11 in the form of a sheet, or a solid material may be added and kneaded to the constituent material in the previous stage of becoming a sheet.

ただし、固体材料の粒径は、粘着シート１１の厚み以下であると好ましい。粒径が粘着シート１１の厚みを超えると、粘着シート１１の面に固体材料が露出しやすくなり、それによって、粘着シート１１の粘着力の低下、または、粘着シート１１の加工性の低下が起きやすい。しかしながら、粒径が粘着シート１１の厚み以下であれば、このような不具合は防止される。 However, the particle size of the solid material is preferably equal to or less than the thickness of the pressure-sensitive adhesive sheet 11. When the particle diameter exceeds the thickness of the pressure-sensitive adhesive sheet 11, the solid material is easily exposed on the surface of the pressure-sensitive adhesive sheet 11, thereby reducing the pressure-sensitive adhesive force of the pressure-sensitive adhesive sheet 11 or the workability of the pressure-sensitive adhesive sheet 11. Cheap. However, if the particle size is equal to or smaller than the thickness of the pressure-sensitive adhesive sheet 11, such a problem is prevented.

なお、粘着シート１１の厚みは、２０μｍ以上２５０μｍ以下であると好ましく、２５μｍ以上１８０μｍ以下であるとより好ましく、３０μｍ以上１００μｍ以下であるとさらにより好ましい。 The thickness of the pressure-sensitive adhesive sheet 11 is preferably 20 μm or more and 250 μm or less, more preferably 25 μm or more and 180 μm or less, and even more preferably 30 μm or more and 100 μm or less.

粘着シート１１の厚みが２０μｍ未満であると、薄すぎることにより、その粘着シート１１の取り扱いが困難になる。一方で、粘着シート１１の厚みが２５０μｍを超えると、厚すぎることにより、粘着シート１１を擬似的に皮膚と同じように取り扱えなくなる。すなわち、生体電位信号を検知電極１２で検知したい生体電位信号が粘着シート１１により遮断される。そのため、前記範囲の厚みを有する粘着シート１１であると、生体用電極補は、取り扱い容易で、検知精度も高くなる。 When the thickness of the pressure-sensitive adhesive sheet 11 is less than 20 μm, it is difficult to handle the pressure-sensitive adhesive sheet 11 because it is too thin. On the other hand, when the thickness of the pressure-sensitive adhesive sheet 11 exceeds 250 μm, the pressure-sensitive adhesive sheet 11 cannot be handled in the same manner as the skin due to being too thick. In other words, the bioelectric potential signal to be detected by the detection electrode 12 is blocked by the adhesive sheet 11. Therefore, when the pressure-sensitive adhesive sheet 11 has a thickness in the above range, the biological electrode supplement is easy to handle and the detection accuracy is high.

また、粘着シート１１は、１，０００ｇ／ｍ^２／ｄａｙ以上の水蒸気透過率を有すると好ましく、１，５００ｇ／ｍ^２／ｄａｙ以上がさらに好ましい。粘着シート１１は、皮膚に直接密着するものである。そのため、前記範囲の水蒸気透過率を有する粘着シート１１であると、生体用電極１０が長時間皮膚に密着したとしても、被測定者の皮膚は蒸れない。 The pressure-sensitive adhesive sheet 11 preferably has a water vapor permeability of 1,000 g / m ² / day or more, and more preferably 1,500 g / m ² / day or more. The pressure-sensitive adhesive sheet 11 is in direct contact with the skin. Therefore, if the pressure-sensitive adhesive sheet 11 has a water vapor transmission rate in the above range, even if the biological electrode 10 is in close contact with the skin for a long time, the skin of the measurement subject does not get steamed.

また、粘着シート１１は、皮膚への刺激および角質損傷を抑えられ、良好な皮膚への接着性を有するとともに、被測定者の動きに対して追従性を有するとよい。なぜなら、被測定者の日常運動の中でも測定されることがあるためである。また、数時間から数日間にわたる連続測定もあり得ることから、入浴等の大量の水に対する材料の耐久性、または、粘着性の維持も担保されるとよい。 Further, the pressure-sensitive adhesive sheet 11 can suppress irritation to the skin and keratin damage, has good adhesion to the skin, and preferably has follow-up to the movement of the measurement subject. This is because it may be measured during the daily exercise of the person being measured. In addition, since continuous measurement over several hours to several days may be possible, it is desirable that the durability of the material with respect to a large amount of water such as bathing or the maintenance of adhesiveness be ensured.

そのような粘着シート１１の一例としては、シリコーン変成ポリエーテルを主成分として形成される粘着シート１１が挙げられる（なお、主成分とは、粘着シート１１の材料比のうち５０％以上の成分をいう）。以下、この粘着シート１１について詳説する。 An example of such a pressure-sensitive adhesive sheet 11 is a pressure-sensitive adhesive sheet 11 formed of silicone-modified polyether as a main component (note that the main component is a component of 50% or more of the material ratio of the pressure-sensitive adhesive sheet 11). Say). Hereinafter, the adhesive sheet 11 will be described in detail.

このような粘着シート１１は、重合体（Ａ）、化合物（Ｂ）、および、触媒（Ｃ）を含有する粘着剤組成物を硬化して形成される。 Such a pressure-sensitive adhesive sheet 11 is formed by curing a pressure-sensitive adhesive composition containing the polymer (A), the compound (B), and the catalyst (C).

重合体（Ａ）は、末端に少なくとも１個のアルケニル基を有するポリエーテル系重合体である。アルケニル基とは、ヒドロシリル化反応に対して活性のある炭素−炭素二重結合を含む基であれば特に制限されるものではない。アルケニル基としては、炭素数が好ましくは２〜２０個、より好ましくは２〜４個の脂肪族不飽和炭化水素基（例：ビニル基、アリル基、メチルビニル基、プロペニル基、ブテニル基、ペンテニル基、ヘキセニル基等）、炭素数が好ましくは３〜２０個、より好ましくは３〜６個の環式不飽和炭化水素基（例：シクロプロペニル基、シクロブテニル基、シクロペンテニル基、シクロヘキセニル基等）、メタクリル基等が挙げられる。 The polymer (A) is a polyether polymer having at least one alkenyl group at the terminal. The alkenyl group is not particularly limited as long as it is a group containing a carbon-carbon double bond that is active for hydrosilylation reaction. The alkenyl group is preferably an aliphatic unsaturated hydrocarbon group having 2 to 20 carbon atoms, more preferably 2 to 4 carbon atoms (eg, vinyl group, allyl group, methylvinyl group, propenyl group, butenyl group, pentenyl group). Group, hexenyl group, etc.), preferably a cyclic unsaturated hydrocarbon group having 3 to 20 carbon atoms, more preferably 3 to 6 carbon atoms (eg, cyclopropenyl group, cyclobutenyl group, cyclopentenyl group, cyclohexenyl group, etc.) ), A methacryl group and the like.

合成反応上、容易に行える点から、好ましいアルケニル基には、以下の（１）、（２）が挙げられる。下記式において、Ｒ１は水素原子または炭素数１〜１０の炭化水素基であり、好ましくは水素原子またはメチル基である。
（１）Ｈ_２Ｃ＝Ｃ（Ｒ^１）−
（２）ＨＣ（Ｒ^１）＝ＣＨ− The following (1) and (2) are mentioned as a preferable alkenyl group from the point which can be easily performed on a synthetic reaction. In the following formula, R1 is a hydrogen atom or a hydrocarbon group having 1 to 10 carbon atoms, preferably a hydrogen atom or a methyl group.
(1) H ₂ C═C (R ¹ ) −
(2) HC (R ¹ ) = CH−

重合体（Ａ）は、１分子中に平均して少なくとも１個、好ましくは１〜５個、より好ましくは１〜３個、さらに好ましくは１〜２個のアルケニル基を有する。重合体（Ａ）１分子中のアルケニル基の数が平均して１個未満では硬化性が不十分になり、また１分子中に含まれるアルケニル基の数が多すぎると網目構造が密になるため、粘着特性が低下する傾向にある。 The polymer (A) has an average of at least 1, preferably 1 to 5, more preferably 1 to 3, and still more preferably 1 to 2 alkenyl groups per molecule. Polymer (A) If the average number of alkenyl groups in one molecule is less than 1, the curability becomes insufficient, and if the number of alkenyl groups contained in one molecule is too large, the network structure becomes dense. For this reason, the adhesive properties tend to decrease.

重合体（Ａ）の基本骨格たるポリエーテル系重合体の典型例としては、一般式（−Ｒ^２−Ｏ−）で表される繰り返し単位からなるポリオキシアルキレン系重合体が挙げられる。ここで、−Ｒ^２−は、２価のアルキレン基である。入手上、作業性の点から、好ましい重合体（Ａ）の主鎖はポリオキシプロピレンである（すなわち、前記−Ｒ^２−が−ＣＨ_２ＣＨ（ＣＨ_３）−である）。前記ポリエーテル系重合体は、１種類の繰り返し単位からなるものであっても、複数の繰り返し単位からなるものであってもよい。前記ポリエーテル系重合体は、直鎖状の重合体であってもよいし、分岐を有する重合体であってもよい。 Typical examples of the polyether polymer that is the basic skeleton of the polymer (A) include a polyoxyalkylene polymer composed of a repeating unit represented by the general formula (—R ² —O—). Here, -R ² - is a divalent alkylene group. From the viewpoint of workability, the main chain of the preferred polymer (A) is polyoxypropylene (that is, the —R ² — is —CH ₂ CH (CH ₃ ) —). The polyether polymer may be composed of one type of repeating unit or may be composed of a plurality of repeating units. The polyether polymer may be a linear polymer or a branched polymer.

重合体（Ａ）のアルケニル基以外の部分はすべてポリエーテル骨格からなることが好ましいが、それ以外の構造単位を含んでいてもよい。その場合、重合体（Ａ）に占めるポリエーテル骨格の総和は好ましくは８０重量％以上であり、より好ましくは９０重量％以上である。 All the parts other than the alkenyl group of the polymer (A) preferably comprise a polyether skeleton, but may contain other structural units. In that case, the total of the polyether skeleton in the polymer (A) is preferably 80% by weight or more, and more preferably 90% by weight or more.

また、室温での作業性がよく、良好な粘着特性が得られる点から、重合体（Ａ）の分子量は、数平均で３０００〜５００００が好ましく、６０００〜５００００がより好ましく、１００００〜３００００が特に好ましい。数平均分子量が３０００未満のものでは、得られる硬化物が脆くなる傾向があり、逆に数平均分子量が５００００を超えると、高粘度になって作業性が低下する傾向にある。なお、前記分子量は、サイズ排除クロマトグラフィーで測定されるポリスチレン換算数平均分子量である。 In addition, the molecular weight of the polymer (A) is preferably 3,000 to 50,000, more preferably 6,000 to 50,000, and particularly preferably 10,000 to 30,000 from the viewpoint of good workability at room temperature and good adhesive properties. preferable. When the number average molecular weight is less than 3,000, the obtained cured product tends to be brittle. Conversely, when the number average molecular weight exceeds 50,000, the viscosity tends to be high and workability tends to be lowered. The molecular weight is a polystyrene-equivalent number average molecular weight measured by size exclusion chromatography.

また、アルケニル基のポリエーテル系重合体への結合様式は特に限定はなく、アルケニル基の直接結合、エーテル結合、エステル結合、カーボネート結合、ウレタン結合、ウレア結合等が例示される。 Further, the bonding mode of the alkenyl group to the polyether polymer is not particularly limited, and examples thereof include a direct bond of an alkenyl group, an ether bond, an ester bond, a carbonate bond, a urethane bond, and a urea bond.

また、重合体（Ａ）の製造方法は特に限定なく、例えば、ポリエーテル系重合体を得た後にアルケニル基を導入する方法が例示される。この場合、ポリエーテル系重合体は種々の公知の製造法を適用することができ、さらに市販のポリエーテル系重合体を用いてもよい。 Moreover, the manufacturing method of a polymer (A) is not specifically limited, For example, after obtaining a polyether polymer, the method of introduce | transducing an alkenyl group is illustrated. In this case, various known production methods can be applied to the polyether polymer, and a commercially available polyether polymer may be used.

また、ポリエーテル系重合体にアルケニル基を導入する方法もまた公知である。例えば、アルケニル基を有するモノマー（例：アリルグリシジルエーテル）とポリエーテル系重合体を合成するためのモノマーとを共重合させる方法、または、官能基（例：水酸基、アルコキシド基）を所望の部分（主鎖の末端等）に予め導入しておいたポリエーテル系重合体に、当該官能基に対して反応性を有する官能基とアルケニル基とを両方有する化合物（例：アクリル酸、メタクリル酸、酢酸ビニル、アクリル酸クロライド等）を反応させる方法等が挙げられる。 A method of introducing an alkenyl group into a polyether polymer is also known. For example, a method of copolymerizing a monomer having an alkenyl group (e.g., allyl glycidyl ether) and a monomer for synthesizing a polyether polymer, or a functional group (e.g., hydroxyl group, alkoxide group) with a desired moiety ( A compound (eg, acrylic acid, methacrylic acid, acetic acid) having both a functional group reactive to the functional group and an alkenyl group in a polyether polymer introduced in advance to the end of the main chain, etc. Vinyl, acrylic acid chloride, etc.) and the like.

次に、化合物（Ｂ）について説明する。化合物（Ｂ）は、分子中に１〜１０個のヒドロシリル基を有する化合物である。ヒドロシリル基とはＳｉ−Ｈ結合を有する基を意味する。本明細書においては、同一ケイ素原子（Ｓｉ）に水素原子（Ｈ）が２個結合している場合は、ヒドロシリル基２個と計算する。化合物（Ｂ）の、ヒドロシリル基以外の化学構造は特に限定はない。滴定によって得られるＳｉＨ基価から算出される化合物（Ｂ）の数平均分子量は、好ましくは４００〜３０００であり、より好ましくは５００〜１０００である。数平均分子量が低すぎると加熱硬化時に揮発し易く、十分な硬化物が得られ難い傾向にあり、高すぎると硬化速度が遅くなる傾向にあるためである。 Next, the compound (B) will be described. The compound (B) is a compound having 1 to 10 hydrosilyl groups in the molecule. The hydrosilyl group means a group having a Si—H bond. In this specification, when two hydrogen atoms (H) are bonded to the same silicon atom (Si), it is calculated as two hydrosilyl groups. The chemical structure of the compound (B) other than the hydrosilyl group is not particularly limited. The number average molecular weight of the compound (B) calculated from the SiH value obtained by titration is preferably 400 to 3000, more preferably 500 to 1000. This is because if the number average molecular weight is too low, it tends to volatilize at the time of heat-curing, and it tends to be difficult to obtain a sufficient cured product, and if it is too high, the curing rate tends to be slow.

化合物（Ｂ）一分子に含まれるヒドロシリル基の個数は、１〜１０個であり、好ましくは２〜８個である。ヒドロシリル基が２個以上であれば、硬化の際に複数の重合体（Ａ）分子を架橋することができ、粘着シート１１として好ましい凝集力を発現し、皮膚へ貼付して剥離した時に糊残り等が起こり難くなる。 The number of hydrosilyl groups contained in one molecule of the compound (B) is 1 to 10, preferably 2 to 8. If the number of hydrosilyl groups is two or more, a plurality of polymer (A) molecules can be cross-linked during curing, exhibiting a preferable cohesive force as the pressure-sensitive adhesive sheet 11, and adhesive residue when applied to the skin and peeled off Etc. are less likely to occur.

ただし、ヒドロシリル基の数が多すぎると、架橋が密になりすぎて、粘着シート１１として皮膚粘着力、タック感等の粘着物性が低下しやすく、さらには化合物（Ｂ）の安定性が悪くなり、そのうえ硬化後も多量のヒドロシリル基が硬化物中に残存し、皮膚刺激またはボイドの原因となりやすい。 However, when the number of hydrosilyl groups is too large, the cross-linking becomes too dense, and the adhesive properties such as skin adhesive strength and tackiness of the adhesive sheet 11 are liable to deteriorate, and further the stability of the compound (B) becomes worse. In addition, a large amount of hydrosilyl groups remain in the cured product even after curing, which tends to cause skin irritation or voids.

なお、架橋の粗密は、重合体（Ａ）の主鎖たるポリエーテル部同士間の粗密に影響し、さらには粘着シート１１全体の透湿性にも影響を及ぼす。よって、粘着特性とのバランスを考慮して化合物（Ｂ）のヒドロシリル基の数を選択すべきである。なお、化合物（Ｂ）は単独で用いてもよいし、２種類以上併用してもよい。また、化合物（Ｂ）は、重合体（Ａ）と良好に相溶するものが好ましい。 The density of the cross-linking affects the density between the polyether parts as the main chain of the polymer (A), and further affects the moisture permeability of the entire pressure-sensitive adhesive sheet 11. Therefore, the number of hydrosilyl groups in the compound (B) should be selected in consideration of the balance with the adhesive properties. In addition, a compound (B) may be used independently and may be used together 2 or more types. Further, the compound (B) is preferably compatible with the polymer (A).

原材料の入手のし易さ、または、重合体（Ａ）への相溶性の面から、好適な化合物（Ｂ）として、有機基で変性されたオルガノハイドロジェンシロキサンが例示される。オルガノハイドロジェンシロキサンの典型例は、下記（３）で表される化合物である。 From the viewpoint of easy availability of raw materials or compatibility with the polymer (A), examples of suitable compounds (B) include organohydrogensiloxanes modified with organic groups. A typical example of the organohydrogensiloxane is a compound represented by the following (3).

前記（３）のａの値が分子中のヒドロシリル基の数の数と一致する。ａ＋ｂの値は特に限定はないが好ましくは２〜５０である。Ｒは主鎖の炭素数が２〜２０の炭化水素基である。 The value of a in the above (3) matches the number of hydrosilyl groups in the molecule. The value of a + b is not particularly limited but is preferably 2-50. R is a hydrocarbon group having 2 to 20 carbon atoms in the main chain.

前記（３）の化合物は、未変性のメチルハイドロジェンシリコーンを変性してＲを導入することにより得ることができる。未変性のメチルハイドロジェンシリコーンとは、前記（３）においてＲが全てＨである化合物に相当し、株式会社シーエムシー発行（１９９０．１．３１）の「シリコーンの市場展望−メーカー戦略と応用展開−」にも記載されているように、各種変性シリコーンの原料として用いられている。Ｒの導入のための有機化合物としては、α−オレフィン、スチレン、α−メチルスチレン、アリルアルキルエーテル、アリルアルキルエステル、アリルフェニルエーテル、アリルフェニルエステル等が挙げられる。変性のために加える上述の有機化合物の量によって、変性後の分子中のヒドロシリル基の数を調節することができる。 The compound (3) can be obtained by modifying the unmodified methylhydrogen silicone and introducing R. Unmodified methylhydrogen silicone corresponds to the compound in which R is all H in the above (3), and “Silicon Market Outlook-Manufacturer Strategy and Application Development” issued by CMC Co., Ltd. (1990.1.31). As described in "-", it is used as a raw material for various modified silicones. Examples of the organic compound for introducing R include α-olefin, styrene, α-methylstyrene, allyl alkyl ether, allyl alkyl ester, allyl phenyl ether, allyl phenyl ester, and the like. The number of hydrosilyl groups in the molecule after modification can be adjusted by the amount of the organic compound added for modification.

なお、粘着シート１１を形成するための粘着剤組成物における重合体（Ａ）と化合物（Ｂ）との量の比は、重合体（Ａ）に由来するアルケニル基の総量に対する、化合物（Ｂ）に由来するヒドロシリル基の総量によって表現される。粘着剤組成物中のアルケニル基の総量1モルあたりのヒドロシリル基の総量の大小によって、硬化後の架橋密度の高低がきまる。適度な粘着性付与と糊残りの減少等とのバランスを考慮すると、アルケニル基の総量１モルあたりのヒドロシリル基の総量は、好ましくは０．３〜０．８モルであり、より好ましくは０．４〜０．７モルである。 In addition, the ratio of the amount of the polymer (A) and the compound (B) in the pressure-sensitive adhesive composition for forming the pressure-sensitive adhesive sheet 11 is the compound (B) with respect to the total amount of alkenyl groups derived from the polymer (A). Expressed by the total amount of hydrosilyl groups derived from Depending on the size of the total amount of hydrosilyl groups per mole of the total amount of alkenyl groups in the pressure-sensitive adhesive composition, the level of crosslinking density after curing is determined. Considering the balance between imparting appropriate tackiness and reducing the amount of adhesive residue, etc., the total amount of hydrosilyl groups per mol of alkenyl groups is preferably 0.3 to 0.8 mol, more preferably 0.8. 4 to 0.7 mol.

次に、触媒（Ｃ）について説明する。触媒（Ｃ）であるヒドロシリル化触媒としては特に限定されず、ヒドロシリル化反応を促進するものであれば任意のものを使用できる。具体的には、塩化白金酸、白金−ビニルシロキサン錯体｛例えば、白金−１，３−ジビニル−１，１，３，３，−テトラメチルジシロキサン錯体や白金−１，３，５，７−テトラビニル−１，３，５，７−テトラメチルシクロテトラシロキサン錯体）、白金−オレフィン錯体（例えば、Ｐｔ_ｘ（ＶｉＭｅ_２ＳｉＯＳｉＭｅ_２Ｖｉ）_ｙ、Ｐｔ［（ＭｅＶｉＳｉＯ）_４］_ｚ（但し、ｘ、ｙ、ｚは正の整数を示す））等が例示される。 Next, the catalyst (C) will be described. The hydrosilylation catalyst that is the catalyst (C) is not particularly limited, and any catalyst that promotes the hydrosilylation reaction can be used. Specifically, chloroplatinic acid, platinum-vinylsiloxane complex {for example, platinum-1,3-divinyl-1,1,3,3, -tetramethyldisiloxane complex or platinum-1,3,5,7- Tetravinyl-1,3,5,7-tetramethylcyclotetrasiloxane complex), platinum-olefin complex (for example, Pt _x (ViMe ₂ SiOSiMe ₂ Vi) _y , Pt [(MeViSiO) ₄ ] _z (where x, Examples of y and z are positive integers))).

これらのうちでも、触媒の活性の点からは、強酸の共役塩基を配位子として含まない白金錯体触媒が好ましく、白金−ビニルシロキサン錯体がより好ましく、白金−１，３−ジビニル−１，１，３，３，−テトラメチルジシロキサン錯体または白金−１，３，５，７−テトラビニル−１，３，５，７−テトラメチルシクロテトラシロキサン錯体が特に好ましい。 Among these, from the viewpoint of the activity of the catalyst, a platinum complex catalyst not containing a strong acid conjugate base as a ligand is preferable, a platinum-vinylsiloxane complex is more preferable, and platinum-1,3-divinyl-1,1 is preferable. 3,3, -tetramethyldisiloxane complex or platinum-1,3,5,7-tetravinyl-1,3,5,7-tetramethylcyclotetrasiloxane complex is particularly preferred.

触媒（Ｃ）の量は特に制限はないが、重合体（Ａ）によるアルケニル基の総量１モルに対して、好ましくは１０^−８〜１０^−１モルであり、より好ましくは１０^−６〜１０^−３モルである。前記範囲内であれば、適切な硬化速度、安定な硬化性、必要なポットライフの確保等が達成し易くなる。 The amount of the catalyst (C) is not particularly limited, but is preferably 10 ⁻⁸ to 10 ⁻¹ mol, more preferably 10 ⁻⁶ to 10 ⁻¹⁰ mol, based on 1 mol of the total amount of alkenyl groups by the polymer (A). ^-3 mol. If it is in the said range, it will become easy to achieve appropriate hardening rate, stable sclerosis | hardenability, ensuring of a required pot life, etc.

なお、粘着シート１１の形成のための粘着剤組成物には、前記（Ａ）〜（Ｃ）の以外の成分を含んでいてもよい。それらの成分としては、粘着付与剤、接着付与剤、化合物（Ｂ）のための貯蔵安定剤、さらにその他の成分が挙げられる。 The pressure-sensitive adhesive composition for forming the pressure-sensitive adhesive sheet 11 may contain components other than the above (A) to (C). These components include tackifiers, adhesion promoters, storage stabilizers for compound (B), and other components.

［検知電極］
検知電極１２は、被測定者からの生体電位信号を検知する。生体電位信号は微弱な電気信号であるため、検知電極１２は、高い導電性を要し、主成分として、金属または金属ペーストを用いる。なお、金属としては、金、銀、銅、または、アルミニウム等が挙げられ、金属ペーストとしては、銀ペーストまたは銅ペースト等が挙げられる。 [Detection electrode]
The detection electrode 12 detects a biopotential signal from the measurement subject. Since the biopotential signal is a weak electric signal, the detection electrode 12 requires high conductivity, and a metal or a metal paste is used as a main component. Examples of the metal include gold, silver, copper, and aluminum, and examples of the metal paste include silver paste and copper paste.

また、検知電極１２の形状は、特に限定されるものではなく、検知した生体電位信号を取出端子１３に対して電気的に伝達できる形状であればよく、例えば、金属膜、または、メッシュ状若しくはストライプ状等の金属細線の集合パターン（例えば、金属層で形成されるパターン）が挙げられる。 The shape of the detection electrode 12 is not particularly limited, and may be any shape as long as the detected biopotential signal can be electrically transmitted to the extraction terminal 13, for example, a metal film, a mesh shape, An aggregate pattern of thin metal wires such as stripes (for example, a pattern formed of a metal layer) can be used.

また、検知電極１２の形成方法も特に限定されるものではない。例えば、材料が金属の場合、金属箔の貼合（例えば、金属膜の転写）またはスパッタリング・蒸着等の真空堆積が挙げられ、材料が金属ペーストの場合、スクリーン印刷またはインクジェット・ディスペンサーによる描画（すなわち、金属ペーストの吐出付着）等のプリンテッドエレクトロニクス技術によって、３０以上８０以下の比誘電率を有する、粘着シートに対して、検知電極１２が形成されても構わない。 Moreover, the formation method of the detection electrode 12 is not specifically limited. For example, when the material is a metal, metal foil lamination (for example, transfer of a metal film) or vacuum deposition such as sputtering or vapor deposition can be used, and when the material is a metal paste, drawing by screen printing or inkjet dispenser (ie, The detection electrode 12 may be formed on the pressure-sensitive adhesive sheet having a relative dielectric constant of 30 or more and 80 or less by a printed electronics technique such as discharge and adhesion of metal paste).

［取出端子］
取出端子１３は、検知電極１２によって検知された生体電位信号を、生体電位信号測定装置（不図示）に対して電気的に送信させる。すなわち、取出端子１３は、生体用電極１０と生体電位信号測定装置との間を電気的に接続する電子部品である。 [Lead terminal]
The extraction terminal 13 electrically transmits the biopotential signal detected by the detection electrode 12 to a biopotential signal measuring device (not shown). That is, the extraction terminal 13 is an electronic component that electrically connects the biological electrode 10 and the biopotential signal measuring device.

取出端子１３は、形状または電送方式等は特に限定されない。例えば、図１および図２に示される取出端子１３は、帯状で、生体電位信号測定装置に物理的にも電気的にも接続されている。そして、この取出端子１３は、帯状の表裏面のうちの一方面である裏面１３Ｎを、粘着シート１１における検知電極１２の配置面に覆わせることで、検知電極１２と電気的に接続し、その検知電極１２の検知した生体電位信号を生体電位信号測定装置に送信する（なお、取出端子１３において、検知電極１２に電気的に接続する面である裏面１３Ｎを電気的接続面１３Ｎと称する）。 The extraction terminal 13 is not particularly limited in shape, power transmission method, or the like. For example, the extraction terminal 13 shown in FIGS. 1 and 2 has a band shape and is physically and electrically connected to the biopotential signal measuring apparatus. And this extraction terminal 13 is electrically connected with the detection electrode 12 by covering the back surface 13N which is one side of the belt-shaped front and back with the arrangement surface of the detection electrode 12 in the adhesive sheet 11, The biopotential signal detected by the detection electrode 12 is transmitted to the biopotential signal measuring device (note that the back surface 13N that is the surface electrically connected to the detection electrode 12 in the extraction terminal 13 is referred to as an electrical connection surface 13N).

このような生体用電極１０であると、生体電位信号測定装置に対して、確実に生体電位信号を送信する。 With such a bioelectrode 10, the biopotential signal is reliably transmitted to the biopotential signal measuring device.

また、別例としては、図３および図４（図３のＢ−Ｂ’線矢視断面図）に示される取出端子１３は、円状の板（円盤状、タブレット状）で、生体電位信号測定装置に物理的には接続されないものの、無線を通じて電気的に接続されている。そして、この取出端子１３は、板状の表裏面のうちの一方面である裏面（電気的接続面）１３Ｎを、粘着シートにおける検知電極１２の配置面に覆わせることで、検知電極１２と電気的に接続し、その検知電極の検知した生体電位信号を生体電位信号測定装置に送信する。 As another example, the extraction terminal 13 shown in FIG. 3 and FIG. 4 (cross-sectional view taken along the line BB ′ in FIG. 3) is a circular plate (disc shape, tablet shape) and a bioelectric potential signal. Although it is not physically connected to the measuring device, it is electrically connected through radio. And this extraction terminal 13 covers the back surface (electrical connection surface) 13N which is one side of plate-shaped front and back surfaces with the arrangement surface of the detection electrode 12 in an adhesive sheet, and is electrically connected to the detection electrode 12. And the bioelectric potential signal detected by the detection electrode is transmitted to the bioelectric potential signal measuring device.

このような生体用電極１０は、小型化するだけでなく、いわゆるテレメトリー式になるため、生体電位信号測定装置に対して物理的なつながりを有さず、容易に取り扱える。 Such a living body electrode 10 is not only reduced in size, but also becomes a so-called telemetry type, so that it has no physical connection to the biopotential signal measuring device and can be handled easily.

［補強シート］
補強シート１４は、粘着シート１１上の検知電極１２を保護するとともに、柔軟で撓みやすい粘着シート１１を補強する。そのために、補強シート１４は、一定以上の強度を有する材料で形成され、粘着シート１１の検知電極１２の配置面を覆う。その上、補強シート１４は、検知電極１２を覆うとともに、取出端子１３の表出面の一部を覆う。 [Reinforcement sheet]
The reinforcing sheet 14 protects the detection electrode 12 on the adhesive sheet 11 and reinforces the adhesive sheet 11 that is flexible and flexible. For this purpose, the reinforcing sheet 14 is formed of a material having a certain level of strength and covers the arrangement surface of the detection electrode 12 of the adhesive sheet 11. In addition, the reinforcing sheet 14 covers the detection electrode 12 and a part of the exposed surface of the extraction terminal 13.

例えば、図１および図２の生体用電極１０の場合、補強シート１４は、粘着シート１１の検知電極１２の配置面（内側面）１１Ｎを覆うとともに、その配置面１１Ｎ上における帯状取出端子１３の電気的接続面１３Ｎの反対面（表面）１３Ｔを覆う。このようになっていると、補強シート１４は、粘着シート１１上の検知電極１２を保護するとともに、粘着シート１１で取出端子１３の両面１３Ｎ・１３Ｔを挟み込む。そのため、取出端子１３が生体用電極１０から脱落しにくくなる。 For example, in the case of the biological electrode 10 of FIGS. 1 and 2, the reinforcing sheet 14 covers the arrangement surface (inner side surface) 11N of the detection electrode 12 of the adhesive sheet 11, and the band-shaped extraction terminal 13 on the arrangement surface 11N. The opposite surface (surface) 13T of the electrical connection surface 13N is covered. In this case, the reinforcing sheet 14 protects the detection electrode 12 on the adhesive sheet 11 and sandwiches both surfaces 13N and 13T of the extraction terminal 13 with the adhesive sheet 11. Therefore, it is difficult for the extraction terminal 13 to fall off the biological electrode 10.

また、図３および図４の生体用電極１０の場合、補強シート１４は、粘着シート１１の検知電極１２の配置面１１Ｎを覆うとともに、その配置面１１Ｎ上における円盤状取出端子１３の電気的接続面１３Ｎに対して立ち上がる側面１３Ｓを覆う。このようになっていると、補強シート１４は、粘着シート１１上の検知電極１２を保護するとともに、取出端子１３の外周面（側面１３Ｓ）を挟み込む。そのため、取出端子１３が生体用電極１０から脱落しにくくなる。 3 and 4, the reinforcing sheet 14 covers the arrangement surface 11N of the detection electrode 12 of the adhesive sheet 11, and the electrical connection of the disk-shaped extraction terminal 13 on the arrangement surface 11N. The side surface 13S rising with respect to the surface 13N is covered. With this configuration, the reinforcing sheet 14 protects the detection electrode 12 on the adhesive sheet 11 and sandwiches the outer peripheral surface (side surface 13S) of the extraction terminal 13. Therefore, it is difficult for the extraction terminal 13 to fall off the biological electrode 10.

なお、補強シート１４の材料は、特に限定されるものではなく、粘着シート１１上の検知電極１２を保護するとともに、粘着シート１１の強度を補強できればよい。したがって、補強シート１４は、布類または紙類のような高い柔軟性を有しつつ、皮膚を傷つけないような材料であってもよいし、軽量で成型容易な樹脂材料、例えば、硬質樹脂材料であってもよいし、被測定者の形に対してフィットし易い軟質樹脂材料であってもよい。 The material of the reinforcing sheet 14 is not particularly limited as long as the detection electrode 12 on the adhesive sheet 11 can be protected and the strength of the adhesive sheet 11 can be reinforced. Therefore, the reinforcing sheet 14 may be a material that does not damage the skin while having high flexibility such as cloth or paper, or is a lightweight and easy-to-mold resin material such as a hard resin material. It may be a soft resin material that easily fits the shape of the person being measured.

例えば、硬質樹脂材料の場合、硬質プラスチックが挙げられる。また、軟質樹脂材料の場合、ポリエステル、ポリシクロオレフィン、ポリカーボネート、ポリイミド、ポリアミド、または、ポリウレタン、アクリル等の高分子化合物が挙げられる。 For example, in the case of a hard resin material, a hard plastic is mentioned. In the case of a soft resin material, a high molecular compound such as polyester, polycycloolefin, polycarbonate, polyimide, polyamide, polyurethane, or acrylic can be used.

なお、生体用電極１０は、人間または動物等の生物である被測定者に対して使用されることから、通気性等を担保させるべく、補強シート１４は、軟質な発泡体でもよい。このような発泡体の材料としては、ポリウレタンまたはアクリルポリマーが好適に使用される。なお、発泡体の構造は、連続気泡構造体であっても、単独気泡構造体であってもよい。 Since the living body electrode 10 is used for a person to be measured who is a living organism such as a human being or an animal, the reinforcing sheet 14 may be a soft foam so as to ensure air permeability. As the foam material, polyurethane or acrylic polymer is preferably used. The structure of the foam may be an open cell structure or a single cell structure.

なお、補強シート１４の厚みは、生体電位信号の測定上、障害になるものではないので、電気的な測定の観点からも厚みの制約はないが、検知電極１２を保護し、粘着シート１１の柔軟性を補強する観点から、２０μｍ以上５００μｍ以下であると好ましい。また、例えば、図３および図４のように、取出端子１３が、補強シート１４の開孔周囲で挟み込まれるような場合、取出端子１３に対する接触面積を増やして補強シート１４への密着性を高める観点から、補強シート１４の厚みは、１５０μｍ以上５００μｍ以下であると好ましい。 Note that the thickness of the reinforcing sheet 14 is not an obstacle to the measurement of the bioelectric potential signal, so there is no restriction on the thickness from the viewpoint of electrical measurement. From the viewpoint of reinforcing flexibility, it is preferably 20 μm or more and 500 μm or less. Further, for example, as shown in FIGS. 3 and 4, when the extraction terminal 13 is sandwiched around the opening of the reinforcing sheet 14, the contact area with respect to the extraction terminal 13 is increased to improve the adhesion to the reinforcing sheet 14. From the viewpoint, the thickness of the reinforcing sheet 14 is preferably 150 μm or more and 500 μm or less.

以下、実施例（下記表１を参照）により具体的に説明するが、これらにより限定されるものではない。
［粘着シート用の樹脂組成物の作製方法］
以下の（Ａ）〜（Ｃ）を混合し、減圧（１０ｍｍＨｇ以下、１０分間）脱泡し、組成物（以下、組成物Ｄと称する）を作製した。 Hereinafter, although an Example (refer Table 1 below) demonstrates concretely, it is not limited by these.
[Method for producing resin composition for pressure-sensitive adhesive sheet]
The following (A) to (C) were mixed and degassed under reduced pressure (10 mmHg or less, 10 minutes) to prepare a composition (hereinafter referred to as composition D).

（Ａ）アリル末端ポリオキシプロピレン：５００ｇ
（商品名カネカサイリルＡＣＳ００３、カネカ製）
（Ｂ）ポリオルガノハイドロジェンシロキサン：３３ｇ
（商品名ＣＲ１００、カネカ製）
（Ｃ）ビス（１，３−ジビニル−１，１，３，３−テトラメチルジシロキサン）白金錯体触媒（白金含有率３ｗｔ％、キシレン溶液）：０．３０ｇ (A) Allyl-terminated polyoxypropylene: 500 g
(Brand name Kaneka Silyl ACS003, manufactured by Kaneka)
(B) Polyorganohydrogensiloxane: 33 g
(Product name CR100, Kaneka)
(C) Bis (1,3-divinyl-1,1,3,3-tetramethyldisiloxane) platinum complex catalyst (platinum content 3 wt%, xylene solution): 0.30 g

［生体用電極の製造］
＜◆実施例１〜３＞
剥離紙の上に、組成物Ｄを表１の厚みとなるようにバーコーターで塗工させ、１２０℃６０分間熱処理させて、粘着シートを形成した。これにエポキシ樹脂をバインダーとする無溶剤型銀ペースト（株式会社スリーボンド製、商品名：ＴＢ３３０１）を、検知電極として、塗工させた。なお、塗工は、ディスペンサー（武蔵エンジニアリング製、機器名：ＭＬ−５０００Ｘ）を用いており、検知電極の形状は、線幅５０μｍ／厚み４０μｍ／線間隔４５０μｍとするメッシュ状とした。 [Manufacture of biomedical electrodes]
<Examples 1-3>
On the release paper, the composition D was coated with a bar coater so as to have the thickness shown in Table 1, and heat-treated at 120 ° C. for 60 minutes to form an adhesive sheet. A solvent-free silver paste (trade name: TB3301 manufactured by Three Bond Co., Ltd.) using an epoxy resin as a binder was applied as a detection electrode. In addition, the dispenser (Musashi engineering make, apparatus name: ML-5000X) was used for coating, and the shape of the detection electrode was made into the mesh form made into line width 50micrometer / thickness 40micrometer / line interval 450micrometer.

さらに、導電性粘着材を塗工されたアルミ箔（３Ｍ製、商品名：ＡＬ−２５ＢＴ）を５×２０ｍｍの短冊状にして形成した取出端子を、検知電極に接触させるようにして、粘着シートに貼り合わせた。ただし、アルミ箔の全長方向における５ｍｍ分が粘着シートからはみ出すようにした。 Furthermore, an adhesive sheet is formed by bringing an extraction terminal made of an aluminum foil coated with a conductive adhesive material (made by 3M, trade name: AL-25BT) into a 5 × 20 mm strip shape and contacting the detection electrode. Pasted together. However, 5 mm in the full length direction of the aluminum foil protruded from the adhesive sheet.

そして、アルミ箔を貼り付けられた粘着シートの検知電極配置面に、ＰＥＴフィルム（東レ製、商品名：Ｓ１０−１２５μｍ）を貼り合わせた後、剥離紙を剥がし、それを、生理食塩水（大塚製薬工場製、商品名：大塚生食注）に１分間浸漬させ、生体用電極を製造した。 And after pasting together a PET film (product name: S10-125 μm, manufactured by Toray Industries, Inc.) on the detection electrode arrangement surface of the pressure-sensitive adhesive sheet to which the aluminum foil is pasted, the release paper is peeled off, and the physiological saline (Otsuka A biomedical electrode was manufactured by immersing in a pharmaceutical factory (trade name: Otsuka raw food injection) for 1 minute.

＜◆実施例４＞
組成物Ｄに、ルチル型酸化チタン粒子（石原産業製、商品名：ＴＴＯ−５５（Ａ））を組成物Ｄ中の（Ａ）に対して１００重量部添加し、十分に撹拌および脱泡したものを用いた。その後、生理食塩水に浸漬する以外は実施例１と同様にして、生体用電極を製造した。 <Example 4>
In composition D, 100 parts by weight of rutile-type titanium oxide particles (Ishihara Sangyo, trade name: TTO-55 (A)) was added to (A) in composition D, and the mixture was sufficiently stirred and degassed. A thing was used. Then, the biomedical electrode was manufactured like Example 1 except being immersed in the physiological saline.

＜◆実施例５＞
組成物Ｄに、ニオブ酸リチウム粒子（和光純薬製試薬）を、１次粒径が５μｍ以下となるように粉砕した後に、組成物Ｄ中の（Ａ）に対して１００重量部添加し、十分に撹拌および脱泡したものを用いた。その後、生理食塩水に浸漬する以外は実施例１と同様にして、生体用電極を製造した。 <Example 5>
After pulverizing lithium niobate particles (a reagent manufactured by Wako Pure Chemical Industries, Ltd.) to the composition D so that the primary particle size is 5 μm or less, 100 parts by weight are added to (A) in the composition D, Thoroughly stirred and degassed. Then, the biomedical electrode was manufactured like Example 1 except being immersed in the physiological saline.

＜◇比較例１＞
生理食塩水に浸漬しない点以外は、実施例１と同様にして、生体用電極を製造した。 <Comparative example 1>
A biological electrode was produced in the same manner as in Example 1 except that it was not immersed in physiological saline.

＜◇比較例２＞
粘着シートの厚みを５００μｍとした以外は、実施例１と同様にして、生体用電極を製造した。 <Comparative example 2>
A biological electrode was produced in the same manner as in Example 1 except that the thickness of the pressure-sensitive adhesive sheet was 500 μm.

＜◇比較例３＞
組成物Ｄに炭酸カルシウム粒子（日東粉化工業製、商品名：ＮＩＴＯＲＥＸ＃２３Ｐ）を、組成物Ｄ中の（Ａ）に対して１００重量部添加し、十分に撹拌および脱泡したものを用いた。その後、生理食塩水に浸漬する以外は実施例１と同様にして、生体用電極を製造した。 <Comparative Example 3>
To composition D, calcium carbonate particles (manufactured by Nitto Flour Industry Co., Ltd., trade name: NITREX # 23P) are added in an amount of 100 parts by weight with respect to (A) in composition D, and the mixture is sufficiently stirred and degassed. It was. Then, the biomedical electrode was manufactured like Example 1 except being immersed in the physiological saline.

＜◇比較例４＞
組成物Ｄにアルミニウム粒子（東洋アルミ製、商品名：ＴＦＳ−Ａ０５Ｐ）を、組成物Ｄ中の（Ａ）に対して１００重量部添加し、十分に撹拌および脱泡したものを用いた。その後、生理食塩水に浸漬する以外は実施例１と同様にして、生体用電極を製造した。 <Comparative Example 4>
100 parts by weight of aluminum particles (trade name: TFS-A05P, manufactured by Toyo Aluminum Co., Ltd.) was added to composition D with respect to (A) in composition D, and the mixture was sufficiently stirred and degassed. Then, the biomedical electrode was manufactured like Example 1 except being immersed in the physiological saline.

［生体電位信号検出電極の評価方法］
誘電率は、組成物Ｄを硬化・成形した後の状態で検知電極を付着させる前に測定した。測定はＨＰ製インピーダンスアナライザー４１９２ＡにＫｅｙｓｉｇｈｔ製誘電体測定用電極１６４５１Ｂを取り付けて、１ＭＨｚの周波数で行った。 [Evaluation method of biopotential signal detection electrode]
The dielectric constant was measured before the detection electrode was attached in the state after the composition D was cured and molded. The measurement was performed at a frequency of 1 MHz by attaching a dielectric measuring electrode 16451B manufactured by Keysight to an impedance analyzer 4192A manufactured by HP.

［生体電位信号検出可否の評価］
評価は心電測定を採用した。心電測定用チップ（ＡｎａｌｏｇＤｅｖｉｃｅｓ製、商品名：ＡＤ８２３２）を用いて、両腕・右足の３点測定を行った。実施例毎・比較例毎で、生体用電極を３つ使用した。信号は有線で取り出し、オシロスコープで波形を確認し、心電信号を表示したものについて○とし、それ以外を×とした。 [Evaluation of biopotential signal detection]
An electrocardiographic measurement was adopted for the evaluation. Using an electrocardiographic measurement chip (manufactured by Analog Devices, trade name: AD8232), three-point measurement of both arms and right foot was performed. Three biomedical electrodes were used for each example and each comparative example. The signal was taken out by wire, the waveform was confirmed with an oscilloscope, and the electrocardiogram signal was displayed as ◯, and the others were marked as x.

［耐久性の評価］
実施例に関しては、生体用電極を６０℃／９０％ＲＨの環境試験機に１００時間放置し、取り出した後に上記と同様の評価を行った。 [Evaluation of durability]
Regarding the examples, the biological electrodes were left in an environmental tester of 60 ° C./90% RH for 100 hours, and after taking out, the same evaluation as above was performed.

実施例１と比較例１とから、粘着シートの誘電率が、３０以上８０以下の比誘電率の範囲における所定値としていると、生体用電極として機能することがわかった。さらに、実施例１〜３と比較例２とから、比誘電率の範囲が前記の範囲であっても、粘着シートの厚みが２０μｍ以上２５０μｍ以下の範囲外で厚くなってしまうと、誘電性よりも絶縁性の影響が大きくなり、生体用電極として機能しなくなることがわかった。 From Example 1 and Comparative Example 1, it was found that when the dielectric constant of the pressure-sensitive adhesive sheet was set to a predetermined value in the range of a relative dielectric constant of 30 or more and 80 or less, it functions as a biological electrode. Furthermore, from Examples 1 to 3 and Comparative Example 2, even if the range of the relative dielectric constant is the above range, if the thickness of the pressure-sensitive adhesive sheet becomes thick outside the range of 20 μm to 250 μm, It was also found that the influence of the insulating property was increased, and it did not function as a biological electrode.

また、実施例１と、実施例４および５と、比較例３とから、生理食塩水のような液体材料以外の固体材料の誘電体材料であっても、単体としての固有の比誘電率で５０以上を有する固体材であれば、粘着シートの誘電率制御を行え、生体用電極を製造できた。すなわち、単体としての固有の比誘電率が、低い誘電率材料を添加しただけでは、比較例３のように、生体用電極としての機能は発揮しなかった。 Moreover, even if it is a dielectric material of solid materials other than liquid materials like physiological saline from Example 1, Examples 4 and 5, and Comparative Example 3, it has a specific dielectric constant as a single substance. If it was a solid material having 50 or more, the dielectric constant of the pressure-sensitive adhesive sheet could be controlled, and a biological electrode could be manufactured. That is, the function as a biomedical electrode was not exhibited as in Comparative Example 3 only by adding a material having a low relative dielectric constant as a simple substance.

また、比較例４におけるアルミニウム粒子は高い導電性を有する。そのため、粘着シート単体としての厚み方向の電気抵抗率が４５００Ωｃｍから０．２Ωｃｍにまで低下するものの、アルミニウムは、粒子状のため、広い表面積を有することになり、それに起因して、粘着シートを形成する樹脂の吸水量の影響で酸化する。そのため、比較例４の生体用電極は、生体電位信号を検出できなかった。 Moreover, the aluminum particle in the comparative example 4 has high electroconductivity. Therefore, although the electrical resistivity in the thickness direction of the pressure-sensitive adhesive sheet itself is reduced from 4500 Ωcm to 0.2 Ωcm, aluminum has a large surface area due to its particle shape, and thus forms a pressure-sensitive adhesive sheet. Oxidizes due to the amount of water absorbed by the resin. Therefore, the bioelectrode of Comparative Example 4 could not detect a biopotential signal.

１０生体用電極
１１粘着シート
１１Ｔ貼付面
１１Ｎ内側面［反対面］
１２検知電極
１３取出端子［取出部］
１３Ｎ電気的接続面
１３Ｓ取出端子の側面
１４補強シート DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Biological electrode 11 Adhesive sheet 11T Adhesion surface 11N Inner side surface [opposite surface]
12 Detection electrode 13 Extraction terminal [Extraction part]
13N Electrical connection surface 13S Side surface of extraction terminal 14 Reinforcement sheet

Claims

被測定者に貼り付ける粘着シートと生体電位信号を検知する検知電極とを含む生体用電極にあって、
前記検知電極は、前記粘着シートの被測定者の外表面への貼付面に対する反対面上に配置され、
前記粘着シートは、厚みを２０μｍ以上２５０μｍ以下、比誘電率を３０以上８０以下とする生体用電極。 In a biomedical electrode including an adhesive sheet to be attached to a measurement subject and a detection electrode for detecting a bioelectric potential signal,
The detection electrode is disposed on the opposite surface of the pressure-sensitive adhesive sheet to the outer surface of the measurement subject,
The pressure-sensitive adhesive sheet is a biological electrode having a thickness of 20 μm to 250 μm and a relative dielectric constant of 30 to 80.

前記粘着シートに添加される誘電率材料は、５０以上の比誘電率を有する請求項１に記載の生体用電極。 The biological electrode according to claim 1, wherein the dielectric constant material added to the pressure-sensitive adhesive sheet has a relative dielectric constant of 50 or more.

前記粘着シートは、１，０００ｇ／ｍ^２／ｄａｙ以上の水蒸気透過率を有する請求項１または２に記載の生体用電極。 The biological electrode according to claim 1, wherein the pressure-sensitive adhesive sheet has a water vapor transmission rate of 1,000 g / m ² / day or more.

前記粘着シートは、シリコーン変成ポリエーテルを主成分として形成される請求項１〜３のいずれか１項に記載の生体用電極。 The biomedical electrode according to any one of claims 1 to 3, wherein the pressure-sensitive adhesive sheet is formed using silicone-modified polyether as a main component.

前記粘着シートは、以下の（Ａ）〜（Ｃ）を含有する請求項４に記載の生体用電極。
（Ａ）分子中にアルケニル基を有するポリエーテル系重合体
（Ｂ）分子中にヒドロシリル基を有するオルガノハイドロシロキサン化合物
（Ｃ）白金−ビニルシロキサン触媒 The biomedical electrode according to claim 4, wherein the pressure-sensitive adhesive sheet contains the following (A) to (C).
(A) Polyether polymer having an alkenyl group in the molecule (B) Organohydrosiloxane compound having a hydrosilyl group in the molecule (C) Platinum-vinylsiloxane catalyst

前記検知電極は、金属細線の集合パターン、または、金属膜である請求項１〜５のいずれか１項に記載の生体用電極。 The living body electrode according to any one of claims 1 to 5, wherein the detection electrode is a gathering pattern of thin metal wires or a metal film.

前記検知電極は、金属ペースト製である請求項６に記載の生体用電極。 The living body electrode according to claim 6, wherein the detection electrode is made of a metal paste.

前記検知電極にて検知した生体電位信号を生体電位信号測定装置用に取り出す取出部が含まれており、
前記取出部は、帯状で、
その帯状の表裏面のうちの一方面が前記粘着シートの前記検知電極の配置面を覆う請求項１〜７のいずれか１項に記載の生体用電極。 An extraction unit for extracting the biopotential signal detected by the detection electrode for the biopotential signal measuring device is included,
The extraction part is in the form of a strip,
The living body electrode according to any one of claims 1 to 7, wherein one surface of the belt-shaped front and back surfaces covers an arrangement surface of the detection electrode of the adhesive sheet.

前記検知電極にて検知した生体電位信号を生体電位信号測定装置用に取り出す取出部が含まれており、
前記取出部は、板状で、
その板状の表裏面のうちの一方面が前記粘着シートの前記検知電極の配置面を覆う請求項１〜７のいずれか１項に記載の請求項１〜６のいずれか１項に記載の生体用電極。 An extraction unit for extracting the biopotential signal detected by the detection electrode for the biopotential signal measuring device is included,
The extraction part is plate-shaped,
The one surface of the plate-shaped front and back surfaces of any one of Claims 1-6 of any one of Claims 1-7 which covers the arrangement | positioning surface of the said detection electrode of the said adhesive sheet. Biological electrode.

前記粘着シートに対する補強シートが含まれており、
前記補強シートは、前記検知電極を覆うとともに、前記取出部の表出面の一部を覆う請求項８または９に記載の生体用電極。 A reinforcing sheet for the adhesive sheet is included,
The living body electrode according to claim 8 or 9, wherein the reinforcing sheet covers the detection electrode and a part of an exposed surface of the extraction portion.

請求項１〜１０のいずれか１項に記載の生体用電極を含む生体電位信号測定装置。 The bioelectric potential signal measuring apparatus containing the biomedical electrode of any one of Claims 1-10.

被測定者に貼り付ける粘着シートと生体電位信号を検知する検知電極とを含む生体用電極の製造方法にあって、
厚み２０μｍ以上２５０μｍ以下で、３０以上８０以下の比誘電率を有する前記粘着シートに対して、金属ペーストの吐出付着、または、金属膜の転写により、前記粘着シート上に、前記検知電極を形成させる生体用電極の製造方法。
In a manufacturing method of a biological electrode including an adhesive sheet to be attached to a measurement subject and a detection electrode for detecting a bioelectric potential signal,
The detection electrode is formed on the pressure-sensitive adhesive sheet by discharging and attaching a metal paste or transferring a metal film to the pressure-sensitive adhesive sheet having a thickness of 20 to 250 μm and a relative dielectric constant of 30 to 80. A method for producing a biological electrode.