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WO2013073673A1 - 導電性高分子繊維、導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置、生体電極、生体信号測定装置、体内埋め込み型電極、および生体信号測定装置 - Google Patents

導電性高分子繊維、導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置、生体電極、生体信号測定装置、体内埋め込み型電極、および生体信号測定装置 Download PDF

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WO2013073673A1
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fiber
electrode
conductive polymer
conductive
base
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PCT/JP2012/079805
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信吾 塚田
中島　寛
島田　明佳
弘二 住友
鳥光　慶一
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日本電信電話株式会社
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Priority to EP12850492.5A priority patent/EP2767632B1/en
Priority to EP22169318.7A priority patent/EP4052648A1/en
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Definitions

  • the present invention relates to a conductive polymer fiber, a method and apparatus for manufacturing a conductive polymer fiber, a biological electrode, a biological signal measuring device, an implantable electrode, and a biological signal measuring device.
  • This application is filed in Japanese Patent Application No. 2011-251524 filed in Japan on November 17, 2011, Japanese Patent Application No. 2012-185343 filed in Japan on August 24, 2012, and in Japan on August 29, 2012. The priority is claimed based on the Japanese Patent Application No. 2012-189102 filed and the Japanese Patent Application No. 2012-221998 filed in Japan on September 26, 2012, the contents of which are incorporated herein by reference.
  • the conductive fibers there are known those in which a metal such as copper is coated on the fiber surface, fibers in which carbon or fine metal wires are woven, and conductive fibers in which a conductive polymer is formed into a string shape. These conductive fibers are widely used for bioelectrodes, biointerfaces, antistatic clothing and the like.
  • conventional conductive materials such as metal and carbon are hydrophobic and hard. For this reason, there existed a problem that a compatibility was low for the use which contacts the body surface and body tissue of the biological body which is rich in moisture and is flexible. For example, when a biological electrode is installed on the body surface, it is difficult for the biological electrode made of a hard and hydrophobic material to be in direct contact with the body surface.
  • PEDOT-PSS poly (3,4-ethylenedioxythiophene) -poly (styrenesulfonic acid), which is a conductive polymer with particularly excellent conductivity and hydrophilicity, as a material having good compatibility with living bodies ⁇ Is being developed into a thread-like shape by pushing the aqueous solution from the nozzle into the acetone coagulation bath.
  • the practical use is also examined (for example, refer nonpatent literature 1).
  • PEDOT-PSS has a problem that the moisture (particularly tensile strength) is reduced by absorbing moisture.
  • the conductive fiber made of PEDOT-PSS expands when it absorbs moisture, and conversely shrinks when dried. For this reason, there is a problem that the conductivity of the fiber is likely to be lowered or lost as a result of the occurrence of cracks in the fiber or the breakage of the fiber. Clothing may be wet by rain or sweat when used.
  • the use environment of the bioelectrode and the biointerface is originally high humidity. Therefore, in order to utilize PEDOT-PSS excellent in conductivity and hydrophilicity for these wide applications, the solution of the above problem has been demanded.
  • the conductive fiber made of PEDOT-PSS has a significantly low strength when it contains water, it has the following problems. That is, the fiber produced by the Wet-Spinning method described in Non-Patent Document 1 was a thin fiber having a diameter of about 10 microns. For this reason, there was a problem that it was difficult to handle and the strength was insufficient even during drying. Furthermore, the fiber was highly rigid and had a stiff feel. For this reason, the point which the provision of the softness
  • body-surface-mounted bioelectrodes are widely used for recording bioelectric signals such as brain waves, event-related potentials, evoked potentials, electromyograms, and electrocardiograms, and for electrical stimulation of the living body.
  • bioelectric signals such as brain waves, event-related potentials, evoked potentials, electromyograms, and electrocardiograms
  • a body surface-mounted bioelectrode may be simply referred to as a bioelectrode.
  • a conventionally widely used bioelectrode is composed of a metal electrode plate and a gel or paste containing an electrolyte solution.
  • the basic structure of these bioelectrodes has a basic structure for fixing the electrode plate and the skin surface by using (applying) a gel or paste between the metal electrode plate and the skin surface.
  • a gel or paste containing an electrolyte solution is used between the skin and the metal electrode plate.
  • a biological electrode is placed on the skin surface via a gel or paste, it is necessary to increase the contact area of the electrode. This is because the electroconductivity of the gel or paste is not high, and it is necessary to reduce the electrode resistance by increasing the contact area with the skin.
  • the enlargement of the contact area of the electrodes is also a main cause of the above problems.
  • the structure of the existing biological electrode that relies on the electrolyte gel or paste has a poor feeling of wearing, making it difficult to further reduce the size and increase the density of the electrode.
  • an implantable bio-electrode is required.
  • signals such as nerve cell action potentials and synaptic potentials are weak. Therefore, there are many signals that are difficult to measure and input unless an electrode is placed very close to the cell.
  • implantable bioelectrodes are widely used for cardiac pacemakers and cochlear implants. As future human interfaces, the development of implantable bioelectrodes such as brain machine interfaces is underway.
  • the living body is a flexible tissue rich in water and electrolytes.
  • conventional bioelectrodes for implantation in the body are manufactured using a hard and hydrophobic conductive material such as metal or carbon.
  • a hard and hydrophobic conductive material such as metal or carbon.
  • the following problems may occur particularly when the electrodes are embedded in the cerebrospinal nerve tissue. That is, inflammation caused by fine damage to the nerve tissue gradually expands, and as a result, nerve cells around the electrode may be degenerated or dropped, making measurement and stimulation (signal input) difficult.
  • nerve cell defects and glial scars may be formed, resulting in reduced efficiency of electrical stimulation and degradation or loss of measurement waveforms.
  • neuronal deficiency may cause nerve dysfunction. For these reasons, there is a need for a solution.
  • Conductive fibers made of such a PEDOT-PSS composite material have electrical conductivity, hydrophilicity, tensile strength, and water resistance, and thus are particularly expected as biomaterials.
  • PEDOT-PSS materials for example, Clevios P made by Heareus
  • the methods for fixing PEDOT-PSS can be roughly classified into two types: a chemical method and an electrochemical method.
  • the chemical method is a relatively simple fixing method, and PEDOT-PSS can be fixed to various substrates, but the conductivity and strength are not as high as those of the electrochemical method described later.
  • the electrochemical method is a method in which PEDOT-PSS is electrically polymerized and fixed on the electrode surface, and is superior in conductivity and strength to the chemical method, but it is necessary to energize between the substrate and the solution. For this reason, it is necessary to use a conductive material for the substrate.
  • the fiber bundle serving as a base material is an insulator (non-conductive), and therefore an electrochemical method is usually used. It is not possible to do so, and it is necessary to use a chemical fixation method.
  • the fiber bundle impregnated with PEDOT-PSS can be produced by a method of spraying an organic solvent such as acetone, ethanol, methanol or the like, or an electrolyte solution such as a magnesium oxide solution, or dipping in a liquid.
  • the conductive polymer fiber made of the PEDOT-PSS fiber bundle manufactured by the chemical fixing method has a conductivity of about 40 to 50 M ⁇ / cm with No. 9 silk thread (fiber bundle diameter of about 280 microns). Furthermore, the adhesive strength between the PEDOT-PSS and the fiber bundle is low. For this reason, the PEDOT-PSS is likely to be peeled off, and the conductivity tends to be lowered. Therefore, further improvement is required.
  • a spinning method (wet spinning or electrospinning) may be used as a technique for making PEDOT-PSS into a fiber.
  • a spinning method wet spinning or electrospinning
  • conductivity is imparted by applying a metal coating to the fiber bundle in advance, or PEDOT-PSS is bonded to the fiber bundle by a chemical fixing method. It is also conceivable to fix PEDOT-PSS electrochemically by fixing it to the surface and imparting conductivity and utilizing this conductivity as an electrode. However, this method is a step of fixing in two steps, so that the productivity is inferior and the cost may increase.
  • a composite fiber of PEDOT-PSS and a fiber bundle such as silk as described above is a conductive material that has excellent biocompatibility and is expected to be applied to a bioelectrode.
  • a composite fiber can be manufactured by the above-described chemical fixing method, further improvement in conductivity and durability and improvement in production efficiency are required.
  • the inventors of the present invention pay attention to the fact that a conductive polymer represented by PEDOT-PSS developed in recent years has high hydrophilicity and flexibility, and in the case where the conductive polymer is embedded in the body as an electrode.
  • the present invention has been completed as a result of intensive research, considering that stress applied to living tissue can be reduced.
  • the first to fourth aspects of the present invention have been made in view of the above-mentioned conventional problems and by various studies by the present inventors.
  • the conductive polymer fiber of the first aspect can be preferably produced by the apparatus and production method of the second aspect.
  • the conductive polymer fiber of a 1st aspect can be preferably used for the electrode and apparatus of a 3rd or 4th aspect.
  • An object of the first aspect of the present invention is to provide a conductive polymer fiber excellent in conductivity, strength in a dry state and a wet state, and flexibility, and a bioelectrode provided with the conductive polymer fiber.
  • a conductive material containing PEDOT-PSS as a conductive polymer can be impregnated or adhered to an insulating fiber (fiber bundle), and electrochemically continuously polymerized and fixed.
  • a conductive polymer fiber manufacturing method and a manufacturing apparatus capable of manufacturing conductive polymer fibers having high biocompatibility, good homogeneity, and excellent conductivity and durability with high productivity. The purpose is to do.
  • a third aspect of the present invention provides a biological electrode having stability and reliability at the time of measuring a bioelectric signal and improved in wearing feeling as compared with the conventional one, and a biological signal measuring device provided with the biological electrode. For the purpose.
  • an in-vivo implantable electrode that is capable of detecting a weak electrical signal in a living body, has excellent biocompatibility, and is less invasive to living tissue, and the in-vivo implantable electrode.
  • An object of the present invention is to provide a biological signal measuring apparatus provided with
  • the present invention is an excellent conductive polymer fiber, a method and apparatus for manufacturing a conductive polymer fiber, a biological electrode, a biological signal measuring device, An implantable electrode and a biological signal measurement device are provided.
  • the first aspect of the present invention provides the following conductive polymer fibers. I- (1): The conductive polymer fiber according to the first aspect of the present invention is obtained by impregnating and / or adhering a conductor containing a conductive polymer to a base fiber, and the conductive polymer fiber is It is PEDOT-PSS.
  • the conductive polymer fiber according to the first aspect of the present invention preferably has the following characteristics.
  • the conductor contains glycerol, polyethylene glycol-polypropylene glycol copolymer, ethylene glycol, sorbitol, sphingosine or phosphatidylcholine as an additive.
  • I- (3) In the conductive polymer fiber of I- (1) or (2), the conductor is coated around the base fiber.
  • I- (4) The conductive polymer fiber according to any one of I- (1) to (3) is impregnated with the conductor in the base fiber.
  • I- (5) The conductive polymer fiber according to any one of I- (1) to (4) is impregnated with the conductor in the base fiber, and a metal around the base fiber. Alternatively, carbon is coated, and the conductor is coated around the coated metal or carbon.
  • I- (6) The conductive polymer fiber according to any one of I- (1) to (5), wherein the conductor is in close contact with the base fiber between the base fibers. Are arranged.
  • the conductive polymer fiber is further coated with an insulating layer around the conductive polymer fiber.
  • the biological electrode of the present invention is characterized in that the conductive polymer fiber according to any one of I- (1) to (7) is provided as an electrode.
  • the second aspect of the present invention provides the following conductive polymer fiber production method and apparatus.
  • a dipping step of impregnating and / or adhering the conductor to the base fiber by dipping in a solution of a conductor containing ⁇ poly (3,4-ethylenedioxythiophene) -poly (styrenesulfonic acid) ⁇ And fixing the conductive material impregnated and / or attached to the base fiber by electrochemical polymerization by running between the electrodes while pulling the base fiber vertically from the solution of the conductive material and energizing. And a drying step of blowing and drying the base fiber on which the conductor is polymerized and fixed. Further, each of the dipping step, the fixing step, and the drying step is adjusted for atmospheric humidity. Damp It is characterized by being carried out.
  • the electrode said here includes the structure of a some electrode other than a single (single pole) electrode. It is also preferable that II- (1) of the second aspect has the following characteristics.
  • a single electrode not only a single electrode but also a plurality of electrodes are arranged and used for the fixing step. it can.
  • a plurality of electrodes are used as the electrodes, and the plurality of electrodes are comb-like electrodes having a plurality of comb teeth provided in the longitudinal direction of the base fiber.
  • the comb-like electrode is disposed so as to sandwich the base fiber from both sides in the radial direction of the base fiber, and the plurality of comb teeth are from both sides in the radial direction of the base fiber.
  • It is arranged to be alternately combined in the longitudinal direction of the base fiber, and guides the base fiber while pressing the plurality of comb teeth provided on the comb-like electrode from both sides in the radial direction.
  • it is good also as a method of making the said base fiber run and supplying with electricity.
  • a plurality of electrodes are used as the electrodes, and the plurality of electrodes are the base material.
  • a plurality of rotor electrodes are arranged in the longitudinal direction of the fiber, and the rotor electrode is arranged so as to sandwich the base fiber from both sides in the radial direction of the base fiber, and one side in the radial direction of the base fiber.
  • the rotor electrode disposed on the other side is made into a pulley shape, and the rotor electrode disposed on both sides of the base fiber is It is alternately arranged in the longitudinal direction of the base fiber, while pressing the roller-like rotor electrode against the base fiber, while guiding in the groove formed in the pulley-like rotor electrode, Duplicate base fiber It is preferred that is run between the electrodes of the energized by.
  • the base fiber is pressed against the roller-shaped rotor electrode while the pulley It is more preferable to energize while adjusting the amount of the conductor impregnated and / or attached to the base fiber by adjusting the arrangement shape of the fiber bundle by guiding it in the groove portion of the rotor electrode having a shape.
  • the second aspect of the present invention also provides the following conductive polymer fiber production apparatus. II- (5):
  • the conductive polymer fiber production apparatus according to the second aspect of the present invention uses PEDOT-PSS ⁇ poly (3,4-ethylenedioxythiophene) -poly (styrenesulfonic acid) as the conductive polymer. ) ⁇ Is contained inside, and the base material is immersed in the base material solution by dipping an insulating base fiber made of a fiber bundle in the form of a thread, string, cloth or ribbon.
  • a dipping container for impregnating and / or adhering the conductor to a fiber for impregnating and / or adhering the conductor to a fiber; a winding part for vertically pulling up the base fiber from the solution of the conductor contained in the dipping container; An electrode that electrochemically polymerizes and fixes the conductor impregnated and / or attached to the base fiber by running the base fiber to be run, and the base fiber on which the conductor is polymerized and fixed Blow toward And a humidity control unit for adjusting the atmospheric humidity in the vicinity of the base fiber.
  • the apparatus of the present invention preferably has the following characteristics. II- (6):
  • the electrode comprises a plurality of electrodes, and the plurality of electrodes are comb-like electrodes having a plurality of comb teeth provided in the longitudinal direction of the base fiber,
  • the electrodes are arranged so as to sandwich the base fiber from both sides in the radial direction of the base fiber, and the plurality of comb teeth are from both sides in the radial direction of the base fiber in the longitudinal direction of the base fiber.
  • the substrate fibers are arranged so as to be alternately combined, and the plurality of comb teeth provided in the comb-shaped electrode are guided while being pressed from both sides in the radial direction of the substrate fibers. It is also preferable to adopt a configuration in which power is supplied.
  • the electrode includes a plurality of electrodes, and the plurality of electrodes are arranged in the longitudinal direction of the base fiber.
  • the pulleys are pressed against the plurality of electrodes while pressing the roller-like rotor electrode against the base fiber.
  • the configuration is such that energization is performed while adjusting the amount of the conductor impregnating and / or adhering to the base fiber by adjusting the arrangement shape of the fiber bundle by guiding with the groove portion of the rotor electrode in the form of a ring. More preferred.
  • the third aspect of the present invention provides the following bioelectrode.
  • III- (1) A bioelectrode characterized by using a conductive conjugate fiber containing a conductive polymer.
  • the bioelectrode preferably has the following characteristics.
  • III- (2) The bioelectrode according to III- (1) above, comprising a string-like, belt-like, or cloth-like contact made of the conductive conjugate fiber.
  • the contactor is formed by bundling a plurality of the conductive conjugate fibers, or is formed by winding the conductive conjugate fibers around a metal wire.
  • the bioelectrode according to (2) is formed by bundling a plurality of the conductive conjugate fibers, or is formed by winding the conductive conjugate fibers around a metal wire.
  • III- (4) The bioelectrode according to any one of III- (1) to (3), wherein the conductive conjugate fiber has adsorptivity or hydrophilicity to the skin.
  • III- (5) The biological electrode according to any one of III- (2) to (4), wherein the contact is supported by a bow-shaped or hairpin-shaped frame.
  • III- (6) The bioelectrode according to any one of III- (2) to (4), wherein the contact is disposed on a surface of a sheet-like base material.
  • III- (7) In III- (6), a stretchable holder is provided on the back surface of the sheet-like base material, and the holder is slidably disposed along the back surface.
  • the bioelectrode as described.
  • the third aspect of the present invention also provides the following biological signal measuring device.
  • III- (8) A biological signal measuring apparatus comprising the biological electrode according to any one of III- (1) to (7).
  • the fourth aspect of the present invention provides the following electrodes.
  • IV- (1) An implantable electrode comprising a conductive conjugate fiber containing a conductive polymer.
  • the implantable electrode of the present invention preferably has the following characteristics.
  • IV- (2) The implantable electrode according to IV- (1), wherein the conductive conjugate fiber is formed into a rod shape or a coil shape.
  • IV- (3) The implantable electrode according to IV- (1) or (2), wherein the conductive conjugate fiber is bonded to the tip of a needle.
  • IV- (4) The implantable electrode according to IV- (3), wherein the conductive conjugate fiber is bonded to the needle through a water-soluble adhesive material. .
  • IV- (5) The implantable electrode according to any one of IV- (1) to (4), wherein the conductive conjugate fiber is in a dry contraction state.
  • IV- (6) The body according to any one of the above IV- (1) to (5), wherein a metal, silicon or carbon wire is connected to the conductive conjugate fiber. It is a buried electrode.
  • IV- (7) One end of the coated core portion, wherein the conductive composite fiber formed into a rod shape or string shape is used as a core portion, and at least part of the periphery is covered with a water-resistant polymer.
  • IV- (8) The implantable electrode according to IV- (7), wherein the flow path contains a solution containing a drug.
  • IV- (9) A biological signal measuring device provided with the implantable electrode according to any one of IV- (1) to (8).
  • the conductive composite fibers described in IV- (1) to (8) contain one or more of glycerol, sorbitol, ethylene glycol, squalane, silicone, mineral oil, or MPC (2-methacryloyloxyethyl phosphorylcholine). You may let them. By containing these, the speed at which the conductive composite fiber absorbs moisture in the living tissue can be slowed down, and the swelling speed of the conductive composite fiber can be slowed down. As a result, it is possible to prevent the conductive conjugate fiber from swelling and reducing its mechanical strength during the operation of embedding the conductive conjugate fiber in the living tissue.
  • the conductive composite fiber described in IV- (7) may be connected to a reservoir or chamber capable of containing a drug solution at the one end.
  • a drug solution for example, glycerol, sorbitol, mannitol, fructose, NGF (Nerve Growth Factor), BDNF (Brain-derived neurotrophic factor), SKF96365, Cilostazol, Gadolinium, NT3 (Neurotrophin-3), GSNO (S-Nitrosoglutathione), magnesium (Magnesium), TRIM (1- (2-Trifluoromethylphenyl) imidazole), EGTA (ethylene glycol) tetraacetic acid) or Ruthenium Red containing one or more drugs to allow the solution to penetrate from the one end to the other end of the coated conductive composite fiber.
  • One or more kinds of the drugs may be impregnated or coated on the conductive conjugate fiber described in any one of the above IV- (1) to (8). Also in this case, the drug is gradually released from the conductive conjugate fiber placed in the living tissue, and the drug can be locally administered around the conductive conjugate fiber.
  • Thread may be connected to the conductive conjugate fiber described in IV- (1), (2), (5), (6) or (7). Furthermore, a surgical needle may be tied to the thread. By introducing the thread into the living body in advance and pulling the thread, the thread connected to the thread can be smoothly introduced into the living tissue.
  • the first aspect of the present invention it is possible to provide a conductive polymer fiber excellent in conductivity, strength in a dry state and wet state, and flexibility, and a bioelectrode provided with the same.
  • the conductive polymer fiber described in I- (1) of the present invention the high strength and flexibility of the base fiber and the conductivity and hydrophilicity of the conductive polymer PEDOT-PSS are obtained.
  • Combined fibers can be obtained.
  • the additive suppresses the water absorption of PEDOT-PSS and prevents the strength from being lowered due to the wet state, so that the conductive polymer fiber is a higher strength fiber. It becomes.
  • the conductor covers the periphery of the base fiber, so that the conductivity of the conductive polymer fiber is further increased, and a plurality of conductive polymer fibers are brought into contact to conduct. It is easier to do.
  • the configuration of I- (4) since the conductor is impregnated in the base fiber, there is no fear that the conductor and the base fiber are separated, and the fiber has excellent long-term reliability.
  • the configuration of I- (5) since the metal or carbon is disposed between the conductive polymer fibers and the surrounding conductors, the fibers have higher conductivity. Further, since the metal or carbon is not exposed on the fiber surface, corrosion or deterioration of the metal or carbon is prevented.
  • the conductor since the conductor covers the periphery of the base fiber, the conductivity of the conductive polymer fiber is further increased, and a plurality of conductive polymer fibers are brought into contact with each other to conduct. It is easier to do.
  • the configuration of I- (7) since the conductive polymer fiber is protected by the insulating layer, the fiber has excellent durability.
  • the biological electrode of I- (8) of the present invention since it has conductive polymer fibers that are excellent in conductivity, strength in a dry state and in a wet state, and further excellent in flexibility, There is a high degree of freedom in the location where it is installed in the body, it is excellent in workability during installation work, electrical measurements can be performed sufficiently, and measurements over a relatively long period of time are possible.
  • the second aspect of the present invention According to the second aspect of the present invention, according to the method for producing a conductive polymer fiber of the present invention, as described above, the base fiber impregnated and / or attached with the conductor containing PEDOT-PSS is used. A method is adopted in which electricity is applied by running between one or a plurality of electrodes while pulling up vertically from the conductor solution. Accordingly, the process of electrochemically fixing the conductor to the base fiber can be continuously performed in a single step, so that productivity is improved.
  • the conductor to be polymerized and fixed to the base fiber can be evenly dispersed and uneven distribution can be prevented. Accordingly, it is possible to produce a conductive polymer fiber having high biocompatibility, good homogeneity, and excellent conductivity and durability with high productivity.
  • the base fiber impregnated and / or attached with the conductor containing PEDOT-PSS is perpendicular to the conductor solution in the immersion container.
  • the structure is provided with a winding part that is pulled up to one side and one or a plurality of electrodes that are energized while running the base fiber.
  • a conductive polymer fiber having high biocompatibility, good homogeneity, and excellent conductivity and durability can be obtained with high productivity. More specifically, the following effects can be obtained. According to II- (1) to (8) of the second aspect, the following effects can be obtained.
  • the substrate fiber impregnated and / or attached with the conductor containing PEDOT-PSS is pulled up from the conductor solution while vertically pulling the gap between the electrodes.
  • the conductor is electrochemically fixed to the base fiber by polymerization.
  • the conductor to be polymerized and fixed to the base fiber can be evenly dispersed and uneven distribution can be prevented.
  • a conductive polymer fiber excellent in the above can be obtained.
  • the process of electrochemically fixing the conductor to the base fiber can be continuously performed in a single step, so that productivity is improved.
  • the comb-like electrode having a plurality of comb teeth provided in the longitudinal direction of the base fiber is used, and the plurality of comb teeth are formed from the both sides in the radial direction of the base fiber from the longitudinal direction of the base fiber. Since the base fibers are arranged so as to be alternately combined with each other in the direction, the base material fibers are repeatedly brought into contact with a plurality of comb teeth to be energized, thereby increasing the polymerization fixing efficiency of the conductor to the base fibers. Can do.
  • the substrate fiber impregnated and / or attached with the conductor containing PEDOT-PSS is pulled up vertically from the conductor solution in the immersion container. Since the structure includes an electrode that is energized while running the base fiber, the conductor is electrochemically polymerized and fixed to the base fiber. Furthermore, according to this configuration, by providing an electrode that is energized while pulling up the base fiber vertically, the conductor to be polymerized and fixed to the base fiber can be evenly dispersed and uneven distribution can be prevented. It is possible to produce a conductive polymer fiber excellent in the above.
  • the conductive polymer fiber manufacturing apparatus of the present invention not only a configuration using a single electrode but also a configuration in which a plurality of electrodes are arranged can be adopted.
  • the electrochemical polymerization and fixing of the conductor to the base fiber can be continuously performed in one stage, so that the productivity is improved.
  • comb-like electrodes are provided as a plurality of electrodes, and the plurality of comb teeth are alternately combined in the longitudinal direction of the base fiber from both sides in the radial direction of the base fiber. Since the base fiber is repeatedly brought into contact with a plurality of comb teeth and energized, the polymerization fixing efficiency of the conductor to the base fiber can be increased.
  • the plurality of electrodes are a roller-like rotor electrode arranged on one side in the radial direction of the base fiber, and a pulley-like rotor arranged on the other side Since the roller-shaped rotor electrode is pressed against the base fiber and guided by the groove formed on the pulley-like rotor electrode, the base fiber is placed between each of the plurality of electrodes. By running and energizing, friction due to contact between the base fiber and the electrode is reduced, and the conductor fixed to the base fiber can be prevented from peeling off.
  • the body surface-mounted bioelectrode according to the third aspect of the present invention includes a composite fiber obtained by combining a conductive polymer and a flexible fiber material. For this reason, the installation property with respect to the surface of the living body is improved as compared with the conventional case, and the electrode can be downsized and the contact area with the skin can be reduced.
  • the bioelectrode of the present invention is made of a flexible fiber material, there is little irritation to the skin during wearing, and it is difficult to cause discomfort during wearing.
  • the composite fiber constituting the bioelectrode of the present invention has an appropriate adsorptivity to the skin, there is no need to seal the skin and the electrode with a highly adhesive gel or tape or the like unlike conventional bioelectrodes. . That is, according to the bioelectrode of the present invention, it is possible to reduce the burden on the subject (wearer) and provide a comfortable wearing feeling. More specifically, the following effects can be obtained.
  • the bioelectrode and apparatus of the third aspect can provide the following effects.
  • the bioelectrode of III- (1) uses conductive composite fibers having conductivity, flexibility and excellent tensile strength, so that it is more uncomfortable and more comfortable to wear than conventional bioelectrodes.
  • the electrode resistance per unit area is small, precise biological signal transmission is possible, and further suitable for miniaturization and weight reduction.
  • III- (2) since the shape of the contact is suitable for contact with the skin or the surface of the living body, more accurate biological signal transmission is possible. In addition, discomfort and damage to the wearer are further reduced.
  • III- (3) when the biological electrode includes the contact having the above-described configuration, the structural strength of the contact and the biological electrode can be increased, and the electrode resistance can be further reduced.
  • the biological electrode can be installed on the skin surface or the biological surface independently, and noise is reduced. Therefore, it is possible to more easily transmit a highly accurate biological signal. Moreover, according to the said bioelectrode, it can install, without using the paste or gel which has the adhesiveness and electroconductivity which were required for the installation on the skin surface of the conventional bioelectrode.
  • the biological electrode of III- (5) the biological electrode can be inserted between the hairs and the electrode surface can be brought into contact with the scalp.
  • the contact can be brought into stable contact with the skin surface or biological surface of a large area.
  • the bioelectrode of III- (7) the contact placed on the surface of the sheet-like substrate can be pressed against the skin surface due to the stretchability of the holder, so that the contact can be stably installed. Can do.
  • the holder moves independently of the sheet-like base material while the holder slides on the back side of the sheet-like base material, and the relative position between the holder and the skin surface can be changed. It becomes.
  • examples of the biological signal measurement device include an electrocardiogram measurement device, a heart rate monitor, and an electroencephalogram measurement device.
  • the biological electrode may have not only a function of receiving a signal from a biological surface but also a function of transmitting an electrical signal (electric stimulation).
  • the sheet-like substrate described in III- (6) and (7) and the sheet-like substrate that the biological electrode constituting the biological signal measuring device of III- (8) may have have an opening It is preferable that the portion is provided. By providing the opening, the air permeability between the sheet-like base material and the skin is improved, and it is possible to reduce the moisture of the skin.
  • the fourth aspect of the present invention since the conductive conjugate fiber constituting the electrode is flexible and excellent in biocompatibility, invasiveness to the implanted living tissue can be reduced.
  • the conductive polymer contained in the conductive conjugate fiber can detect weak electrical signals in the living body, highly accurate signal transmission / reception can be performed between the external device and the electrode embedding unit.
  • the mechanical strength is enhanced by the fiber material constituting the conductive conjugate fiber, the electrode is not damaged by an external force during implantation in the body, and the durability after implantation in the body is excellent.
  • the implantable electrode provided in the biological signal measuring device of the present invention has low invasiveness to living tissue, the measuring device in which high-accuracy signal transmission / reception is installed outside without impairing the functions inherent to the living tissue Between the electrode embedded portion and the electrode embedded portion. More specifically, the following effects can be obtained.
  • the electrode and apparatus of the fourth aspect the following effects can be obtained.
  • the conductive composite fiber constituting the electrode is excellent in flexibility and biocompatibility, the invasiveness to the implanted living tissue can be reduced.
  • the conductive polymer contained in the conductive conjugate fiber can transmit a weak electrical signal in the living body, highly accurate signal transmission / reception can be performed between the external device and the electrode embedding unit.
  • the mechanical strength is enhanced by the fiber material constituting the conductive conjugate fiber, the electrode is not damaged by an external force during implantation in the body, and the durability after implantation in the body is excellent.
  • the conductive composite fiber formed into a rod shape can be inserted like a needle at the time of implantation in the body, so that invasiveness to living tissue can be further reduced.
  • the conductive composite fiber formed into a coil shape hardly causes positional displacement in the embedded biological tissue, and transmits and receives high-accuracy signals between the external device and the electrode embedding unit. be able to.
  • the needle with the conductive conjugate fiber bonded to the tip can be easily inserted with low invasiveness by a simple operation of inserting the needle into the living tissue.
  • the conductive conjugate fiber can be installed inside.
  • the needle that is unnecessary for signal transmission / reception is easily removed with low invasiveness.
  • Installation of the conductive conjugate fiber can be completed.
  • the adhesive material dissolves by absorbing moisture such as a body fluid, and adhesion between the needle and the conductive conjugate fiber is facilitated. Can be released. After the adhesion is released, the needle can be removed outside the living body, and the conductive conjugate fiber can be retained in the living tissue.
  • the conductive fibers in the dry-shrinked state are flexible, but their mechanical strength is relatively high, so that the conductive fibers are not suitable when placed (inserted) in living tissue. It can be prevented from being broken (broken).
  • the physical volume of the dried and contracted conductive fibers is relatively small, invasiveness when placed (inserted) in a living tissue can be reduced.
  • the conductive conjugate fiber embedded in the living tissue and the external device can be electrically connected by the electric wire.
  • one end of the core is connected to a chamber in which a drug solution or the like is stored, or a chamber having a tube connector, and the other end of the core is connected to a predetermined position in the living tissue.
  • the drug solution or the like permeates (penetrates) the conductive conjugate fiber constituting the core part, and the drug solution can be transported into the living tissue where the other end part is located.
  • the drug can be administered to the site where the electrode is embedded through the flow path.
  • the drug is preferably a drug having a pharmacological action for suppressing or promoting a biological reaction.
  • examples of the drug include a drug that reduces damage to living tissue, a drug that promotes repair of living tissue, and a drug that grows living tissue.
  • IV- (9) since the implantable electrode has low invasiveness to the living tissue, without sacrificing the function inherent to the living tissue, between the measurement device installed outside and the electrode implantation portion, Signals can be transmitted and received with high accuracy.
  • the base fiber described in the present invention includes, for example, those obtained by twisting a plurality of base fibers into a twisted yarn having a desired thickness in addition to the single-filament fiber.
  • the shape of the base fiber in the present invention is not limited to the above-described yarn shape, and includes, for example, a string shape, a cloth shape, a ribbon shape, and the like.
  • Example 2-2 it is a photograph figure which shows the conductive polymer fiber obtained by supplying with electricity using a comb-tooth shaped electrode. It is a figure explaining the Example of the manufacturing method and manufacturing apparatus of the conductive polymer fiber of this invention, and obtained in Example 2-1 by carrying out the electrochemical polymerization fixation using the method and apparatus of this invention. It is a photograph figure which shows the state after the water resistance test of the obtained electroconductive polymer fiber.
  • FIG. 7 is a photographic diagram showing a state after a water resistance test of a conductive polymer fiber obtained by conventional chemical fixation in Comparative Example 2-2.
  • FIG. 10 is a schematic diagram of a comb-shaped electrode according to the first embodiment of the third aspect of the present invention, and shows a comb-shaped bioelectrode 310 showing a contact 311 fixed to a bow-shaped first frame 312 like a string. It is a side view. 2 is a perspective view of the biological electrode 310.
  • FIG. FIG. 3 is a perspective view showing a state in which the biological electrode 310 is inserted into the gap of the hair H and fixed at a position in contact with the scalp S. 4 is a photograph showing a region where the bioelectrode 310 is in contact with skin.
  • FIG. 3 is a perspective view of the bioelectrode 320.
  • FIG. FIG. 3 is a perspective view showing a state in which the hairpin-shaped bioelectrode 320 sandwiches the hair H at a position close to the scalp S and the contact 21 is in contact with the scalp S.
  • the upper row is a photograph showing the upper surface of the hairpin-shaped bioelectrode 320, and the lower row is a photograph showing the lower surface in contact with the skin.
  • FIG. 3 is a schematic view showing a state where a comb-shaped biological electrode 310 is inserted between hairs and a stretchable net-shaped holder N is placed thereon to hold the biological electrode 310.
  • FIG. 10 is a top view showing an example in which a biological electrode 310 is installed on an elastic net N according to the international 10-20 method. It is a graph which shows the human brain wave (C3CC4 50 ⁇ V 400 msec / div) measured with a hairpin type electroencephalogram electrode. It is a graph which shows the human auditory brainstem response (0.2 microvolts, 1 ms / div
  • FIG. 3 is a side view showing a state in which the electrocardiogram electrode 330 is installed on the skin surface S.
  • FIG. An example of the side view and front view (skin contact surface, ie, surface) of an electrode pad is shown.
  • the other example of the side view and front view (skin contact surface, ie, surface) of the said electrode pad is shown.
  • 4 is a cross-sectional view showing the arrangement of electrode pads 338 and holders 335 with respect to the trunk B.
  • FIG. It is a front view of the trunk B.
  • Example 3-3 it is a graph which shows the recording waveform of the electrocardiogram measured using the bioelectrode 1 concerning this invention, and the conventional bioelectrode 2 and 3, and a scale bar represents 50 mV for 1 second. It is a graph which shows the result of having measured the water
  • FIG. 29A It is a side view of 1st embodiment of the implantable electrode of the 4th aspect of this invention. It is the side view which showed a mode that the electroconductive composite fiber bundle shown by FIG. 29A swells by water absorption. It is the side view which showed a mode that the needle
  • FIG. 5 shows an immunostained image of glial cells (astrocytes) of rat cerebral cortex with an anti-GFAP antibody, and shows the position (dotted line) where the electrode of the fourth embodiment of the present invention is embedded and the surrounding state.
  • the first aspect of the first aspect of the present invention relates to a conductive polymer fiber and a bioelectrode. More specifically, the present invention relates to a conductive polymer fiber in which a conductive polymer is impregnated or attached to a base fiber, and a bioelectrode provided with the conductive polymer fiber.
  • FIG. 1 is formed on a base fiber 11 with PEDOT-PSS ⁇ poly (3,4-ethylenedioxythiophene) -poly ( It is a fiber coated with a conductor 12 containing styrenesulfonic acid) ⁇ .
  • FIG. 1 is a cross-sectional view in the longitudinal direction of the conductive polymer fiber 10
  • FIG. 3 is a cross-sectional view in a direction orthogonal to the longitudinal direction. Since the conductive polymer fiber 10 has the base fiber 11 as a core and the conductor 12 is coated on the periphery thereof, the contact area between the two is large and the composite fiber is sufficiently bonded to each other. .
  • the conductor 12 is reinforced by the base fiber 11, the strength can be increased as compared with a fiber made of only the conductor 12. In particular, the strength in a dry state and a wet state is excellent. Further, the flexibility of the base fiber 11 that is the core is imparted to the conductive polymer fiber 10.
  • the type of the base fiber 11 is not particularly limited as long as it is made of a polymer.
  • synthetic fiber, vegetable fiber, animal fiber, etc. are used. Although it may consist of a single material, it may be a mixture.
  • the synthetic fiber include nylon, polyester, acrylic, aramid, polyurethane, and carbon fiber.
  • the vegetable fiber include cotton, hemp and jute.
  • the animal fibers include silk, wool, collagen, and elastic fibers constituting animal tissues.
  • the base fiber is also preferably silk alone. It is also preferable that it is a mixture as needed. In the case of a silk mixture, the content of silk may be 0.1% or more and less than 100%, 1% or more and 95% or less, or 3% or more and 90% or less. % Or more and 80% or less, 30% or more and 70% or less, or 40% or more and 60% or less. It is also preferable to mix with another material according to the purpose.
  • Silk which contains a protein called fibroin, is a fiber with excellent hydrophilicity, biocompatibility, and dyeability, as used in clothing and surgical threads. It is the fiber that has long been used by centuries. One. For this reason, it is suitably used as the base fiber 11.
  • the silk fiber used for the base fiber 11 may be either an unprocessed raw silk from which sericin, which is a glue component, has not been removed, or a kneaded yarn from which part or all of sericin has been removed. From the viewpoint of increasing the adhesion to the conductor 12 and the fiber strength, a kneaded yarn is more preferable.
  • the diameter (thickness) of the base fiber 11 is not particularly limited and can be appropriately selected depending on the application. For example, ranges such as 0.1 ⁇ m to 1 mm, 1 ⁇ m to 1 mm, 1 ⁇ m to 0.5 mm, etc. are also examples of diameters. When used for clothing, bioelectrodes, biointerfaces, etc., the diameter is preferably 1 ⁇ m to 100 ⁇ m, for example.
  • the length of the base fiber 11 is not particularly limited and can be appropriately selected depending on the application.
  • it can be 10 ⁇ m to 10 cm as an electrode for implantation in a living tissue, 1 mm to 50 cm when used for a biointerface on the body surface, and 1 cm to 100 m as a fiber material for weaving or weaving into clothing. . It is not limited to this, You may select as needed.
  • the base fiber 11 (41) is not particularly limited and can be selected as necessary. For example, you may use what twisted together several base fiber, and made the twisted thread of desired thickness (refer the example shown in FIG. 6), and the blended yarn which mixed the different types of base fiber.
  • the shape of the base fiber is not limited to the thread shape as described above. For example, a base fiber such as a string shape, a cloth shape, or a ribbon shape may be used.
  • a material subjected to plasma treatment, pore treatment, or chemical coating may be used for the purpose of improving the hydrophilicity of the base fiber 11.
  • the conductor 12 includes a conductive polymer (conductive polymer), and may include only a conductive polymer, or may include other additives.
  • the conductive polymer used in the present invention is PEDOT-PSS ⁇ poly (3,4-ethylenedioxythiophene) -poly (styrenesulfonic acid) ⁇ which is excellent in conductivity and hydrophilicity.
  • PEDOT-PSS is a conductive polymer that can be obtained by polymerizing 3,4-ethylenedioxythiophene, a monomer, in the presence of poly (4-styrenesulfonic acid). PSS functions as a dopant that imparts a negative charge to PEDOT.
  • the conductive polymer preferably contains a dopant from the viewpoint of enhancing the conductivity of the conductive polymer fiber.
  • the inventors of the present invention have found that the adhesiveness between PEDOT-PSS and fibers containing a protein such as silk is particularly excellent, and the adhesive surfaces of both are not easily peeled off. Based on this knowledge, in the present invention, it is more preferable to use silk fiber as the base fiber 11 and PEDOT-PSS as the conductive polymer contained in the conductor 12.
  • conductive polymers that can be used include polyaniline sulfonic acid and polypyrrole. 1 type may be sufficient as the conductive polymer contained in the conductor 12, and it may use it in combination of 2 or more type.
  • the molecular weight of the conductive polymer used in the present invention is not particularly limited. For example, those in the range of thousands to hundreds of thousands can be used. You may select arbitrarily as needed.
  • the polystyrene-equivalent weight average molecular weight (Mw) may be in the range of 1000 to 900,000, in the range of 3000 to 450,000, or in the range of 5000 to 50000. However, it is not limited to this range.
  • a conductive polymer such as PEDOT-PSS and a solvent containing a diluting solvent are coated on the base fiber 11, and the solvent is dried, so that the conductive material composed only of the conductive polymer is formed.
  • a method for forming the body 12 can be exemplified.
  • the conductor 12 may contain additives other than the conductive polymer.
  • additives examples include glycerol, sorbitol, polyethylene glycol-polypropylene glycol copolymer, ethylene glycol, sphingosine, phosphatidylcholine, and the like.
  • One type of additive contained in the conductor 12 may be used, or two or more types may be used in combination.
  • the additive in the above example is used to adjust the wetting characteristics of conductive polymer fibers such as PEDOT-PSS and to provide flexibility, so that it can be used together with a living tissue (skin or tissue) when used as a living body electrode. It can be used for the purpose of improving affinity.
  • Specific examples of the adjustment of the wettability include adjustment of water absorption and prevention of excessive expansion / contraction during wetting / drying.
  • PEDOT-PSS it is preferable to use a combination of PEDOT-PSS and the additive because the wetting characteristics of the conductor 12 can be easily adjusted, and in particular, it is easier to prevent excessive expansion and contraction.
  • the reason for this is considered that PEDOT-PSS having high water absorption is previously contained together with an additive, thereby reducing the room for moisture to enter later.
  • glycerol, sorbitol, polyethylene glycol, and polyethylene glycol-polypropylene glycol copolymer are particularly preferable as additives used for the purpose of adjusting the wettability of PEDOT-PSS and further imparting flexibility.
  • the conductive polymer fiber 10 having the conductor 12 containing the additive and PEDOT-PSS does not cause excessive water absorption even when used in a high humidity environment, has high fiber strength, and is conductive. It will be excellent. In addition, because it also has excellent flexibility, PEDOT-PSS's stiff feel (rigidity) is alleviated, and because it has excellent contact and affinity with living tissue, it can measure biological signals with less noise Can be configured.
  • the additive contained in the conductor 12 is not limited to the above example, and for example, a known organic solvent such as a surfactant, alcohol, natural polysaccharide, sugar alcohol, acrylic resin, dimethyl sulfoxide, or the like can also be used. .
  • surfactant examples include known cationic surfactants, anionic surfactants, and nonionic surfactants. These surfactants may be used individually by 1 type, and may be used in combination of 2 or more type.
  • Examples of the cationic surfactant include quaternary alkyl ammonium salts and halogenated alkyl pyridiniums.
  • Examples of the anionic surfactant include alkyl sulfates, alkyl benzene sulfonates, alkyl sulfosuccinates, and fatty acid salts.
  • Examples of the nonionic surfactant include polyoxyethylene and polyoxyethylene alkyl ether.
  • alcohol a wide variety of known monohydric alcohols and polyhydric alcohols can be used. These alcohols may be used individually by 1 type, and may be used in combination of 2 or more type.
  • Examples of the monohydric alcohol include methanol, ethanol, propyl alcohol, isopropyl alcohol, and butanol.
  • the carbon skeleton constituting these alcohols may be linear, branched or cyclic.
  • Examples of the polyhydric alcohol include glycols such as ethylene glycol, chain polyhydric alcohols such as glycerin, cyclic polyhydric alcohols such as glucose and sucrose, polymer polymers such as polyethylene glycol and polyvinyl alcohol, and polyethylene glycol polypropylene glycol copolymers. And monohydric alcohol.
  • Examples of natural polysaccharides include chitosan, chitin, glucose, and aminoglycan.
  • sugar alcohol include sorbitol, xylitol, erythritol and the like.
  • Examples of the acrylic resin include polyacrylic acid, polymethyl methacrylate, and polymethyl methacrylate resin.
  • the thickness h of the conductor 12 coated around the base fiber 11 is not particularly limited and can be arbitrarily selected. Any thickness may be used as long as the effect of the present application is obtained.
  • the thickness may be 0.001 to 2 times the diameter L of the base fiber 11.
  • the thickness h can be selected as necessary.
  • the thickness h may be 0.01 to 1 times the diameter L of the base fiber 11, or 0.001 to 0.1 times the thickness.
  • the thickness may be 1 to 2 times, or may be 0.1 to 1 times the thickness.
  • the thickness is set to 0.01 to 10 microns. Good.
  • the diameter of a fiber etc. can be measured by arbitrary methods, it can also confirm with an electron micrograph etc., for example.
  • the base fiber may not be completely covered with the conductor.
  • the thickness may be a length in which a line from the center of the base fiber toward the surface is covered by the conductor.
  • the conductivity of the conductive polymer fiber 10 is further increased, and it is easier to bring the plurality of conductive polymer fibers 10 into contact with each other for conduction. .
  • it can be set as the fiber which has the more excellent electroconductivity, without impairing the softness
  • aqueous solution containing a conductive polymer for example, a commercially available PEDOT-PSS solution (Heraeus: CLEVIOS P)
  • CLEVIOS P PEDOT-PSS solution
  • a part of the water contained in the solution is removed by drying.
  • an organic solvent such as acetone, methanol, ethanol, or a fixing solution such as a magnesium chloride solution is applied to gel a conductive polymer such as PEDOT-PSS.
  • a conductive polymer such as PEDOT-PSS
  • the method which fixes the conductor 12 containing conductive polymers, such as PEDOT-PSS, to the surface of the base fiber 11 can be illustrated.
  • An example of the aqueous solution is an aqueous solution containing a conductive polymer such as PEDOT-PSS at a concentration of 0.1 to 50 (v / v)%. This concentration can be selected as required. For example, the concentration may be 1 to 30%, 30 to 50%, or 0.5 to 15%.
  • the said additive can be contained in the said aqueous solution as needed.
  • the aqueous solution containing the conductive polymer any solution containing PEDOT-PSS can be used in addition to the CLEVIOS P mentioned as an example.
  • ⁇ Method of containing additive> As a method for adding the additive to the conductor 12, the conductor 12 coated on the base fiber 11 by the preparation method 1a is dried, and then the obtained conductive polymer fiber 10 is used on the surface thereof. Examples thereof include a method of applying the additive, and a method of removing the excess additive solution remaining on the surface after the conductive polymer fiber 10 is immersed in a solution containing the additive for a predetermined time. As another method, the conductive polymer and the additive are mixed together by using a mixed solution in which the additive is mixed in the solution containing the conductive polymer to be coated on the surface of the base fiber 11. A method of applying or dipping can also be applied.
  • a conductive polymer such as PEDOT-PSS is contained at a concentration of 0.1 to 50 (v / v)%, and an additive such as glycerol is contained at a concentration of 0.1 to 50 (v / v)%.
  • the concentration of the additive in the conductor 12 in the present invention is not particularly limited, and can be, for example, 0.1 to 50 wt%. This concentration can be selected as necessary, and may be, for example, 0.1 to 20 wt%, 20 to 50 wt%, or 0.1 to 5 wt%.
  • a conductive polymer fiber 20 (second embodiment) of the present invention shown in FIG. 2 is a fiber in which a base fiber 21 is impregnated with a conductor 22 containing a conductive polymer.
  • 2 is a cross-sectional view in the longitudinal direction of the conductive polymer fiber 20
  • FIG. 4 is a cross-sectional view in a direction orthogonal to the longitudinal direction. Since the conductor 22 is soaked inside the base fiber 21, it is a composite fiber in which both are integrated. With this configuration, there is no possibility that the conductor 22 will fall off the base fiber 21. In addition, since the conductor 22 is reinforced by the base fiber 21, the strength can be increased as compared with a fiber made of only the conductor 22.
  • the conductor may be filled in the entire internal space of the base fiber, but there may be an unfilled space. Moreover, although it is preferable that the conductor has reached the inner center of the base fiber, there may be a portion that has not reached if necessary.
  • the material constituting the base fiber 21 and the conductor 22 can be the material constituting the base fiber 11 and the conductor 12 described in the first embodiment. As in the first embodiment, the conductor 22 preferably contains the additive. *
  • ⁇ Method of making conductive polymer fiber (1b)> As a method of immersing the conductor 22 in the base fiber 21 like the conductive polymer fiber 20 shown in FIG. 2, an aqueous solution containing the conductive polymer (for example, the base fiber 21 in the solution bath (for example, After immersing the base fiber 21 in a commercially available PEDOT-PSS solution (Heraeus CLEVIOS P) for a predetermined time, a part of the water contained in the solution is removed by drying, and then acetone, methanol, ethanol, etc.
  • PEDOT-PSS solution Heraeus CLEVIOS P
  • a method of fixing the conductor 22 containing PEDOT-PSS on the surface of the base fiber 21 by applying a fixing solution such as an organic solvent or a magnesium chloride solution and gelling PEDOT-PSS (hereinafter referred to as Preparation Method 1b)
  • a fixing solution such as an organic solvent or a magnesium chloride solution and gelling PEDOT-PSS
  • the said additive can be contained in the said aqueous solution as needed.
  • a method for accelerating the penetration of the solution containing the conductive polymer into the base fiber 21 a method of adjusting the pH of the solution and immersing, a mechanical property such as tension or compression on the base fiber 21 during the immersing.
  • examples thereof include a method of applying an operation, a method of heating the solution during immersion, and a method of performing a treatment such as decompression and pressurization during immersion.
  • the pH of the solution is preferably adjusted to 1-6.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view in a direction orthogonal to the longitudinal direction of the conductive polymer fiber 30.
  • metal or carbon is referred to as metals.
  • the third embodiment has the advantages of the first embodiment and the second embodiment described above. Further, the coated metal 33 itself contributes to improving the conductivity of the conductive polymer fiber 30. Since the metals 33 are sandwiched between the conductors 32 and 34, the metals 33 are not exposed on the fiber surface. For this reason, corrosion and deterioration of the metals 33 are prevented. If necessary, a part of the metal 33 may be exposed on the fiber surface.
  • the material constituting the base fiber 31 and the conductors 32 and 34 may be the material constituting the base fiber and the conductor described in the first and second embodiments. Moreover, it is preferable to contain the said additive in the conductors 32 and 34 similarly to 1st embodiment and 2nd embodiment. Note that the material constituting the conductor 32 and the material constituting the conductor 34 may be the same or different.
  • metals 33 The kind in particular of metals 33 is not restrict
  • As said carbon what contains a carbon atom as a main raw material is preferable, For example, the carbon material containing carbon black, glassy carbon, a graphene, a carbon nanotube, fullerene etc. is mentioned. The carbon content in these carbon materials is preferably 80 to 100% by mass, more preferably 90 to 100% by mass, and still more preferably 95 to 100% by mass.
  • the metals 33 one kind of metal may be used alone, or two or more kinds of metals may be used in combination.
  • the thickness of the metal 33 (metal layer or carbon layer) coated around the base fiber 31 is not particularly limited, and can be appropriately changed according to the type of metal. For example, the range of 0.1 nm to 1 mm can also be mentioned. For example, when gold is used, the thickness can be set to 1 nm to 2 ⁇ m.
  • the metal layer 33 can be formed by a known film forming method such as a sputtering method or an electroless plating method.
  • the carbon layer can be formed by a known film formation method such as carbon deposition.
  • ⁇ Method of making conductive polymer fiber (2a)> The following method can be illustrated as a method for producing the conductive polymer fiber 30.
  • the metal 33 is coated on the conductive polymer fiber 20 obtained by the production method 1b by a known film forming method.
  • the fibers obtained here are immersed in an aqueous solution containing a conductive polymer (for example, a commercially available PEDOT-PSS solution (Heraeus CLEVIOS P)), and this metal 33 is used as an electrode, and a direct current of +0.5 V to 20 V is used.
  • a voltage By applying a voltage, the conductive polymer fiber 30 in which a conductive polymer such as PEDOT-PSS is electrochemically fixed to the surface of the metal 33 can be produced.
  • this method may be referred to as a creation method 2a.
  • a method of forming a metal layer around the conductive polymer fiber 20 is illustrated, but a metal layer is formed on a simple base fiber, and the conductive polymer is electrically applied around the metal layer. You may employ
  • the conductive polymer fiber 30 having further excellent conductivity can be obtained.
  • the amount of ethylenedioxythiophene can be selected arbitrarily. For example, a 0.1 w / v% ethylenedioxythiophene solution (Heraeus CLEVIOS ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ M V2) or the like may be added to the solution.
  • a method of fixing the conductive polymer electrochemically without forming the metal 33 can also be exemplified. That is, the conductive polymer fiber 20 obtained by the production method 1b is already conductive. Using this conductivity, the conductive polymer fiber 20 as obtained in the production method 1b is added to a solution containing a conductive polymer (for example, a commercially available PEDOT-PSS solution (Heraeus CLEVIOS P)), Among these, a conductive polymer in which a conductive polymer such as PEDOT-PSS is electrochemically fixed on the surface around the conductive polymer fiber 20 by applying a DC voltage of + 0.5V to 20V. Can create fiber.
  • this method may be referred to as a creation method 2b.
  • the said additive can be contained in the said aqueous solution as needed.
  • the metal 33 is replaced with the conductor 34 except for the metal 33 from the conductive polymer fiber 30 shown in FIG. .
  • the conductive polymer fiber 40 (fourth embodiment) of the present invention shown in FIG. 6 has a conductor 42 containing a conductive polymer disposed between a plurality of base fiber 41 in close contact with the base fiber 41. It has been made.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view in a direction orthogonal to the longitudinal direction of the conductive polymer fiber 40.
  • the number of substrate fibers can be arbitrarily selected and is an integer of 2 or more. For example, it may be a number such as 2, 3, 4, 5, 6, 7 or 8. A number included in the range of 1 to 1000 or a number included in the range of 1 to 30 may be used.
  • the conductive polymer fiber 40 may have a higher-order structure such as a twisted string, a woven fabric, or a non-woven fabric by twisting or knitting a plurality of base fiber 41.
  • a conductor 42 including PEDOT-PSS which is a conductive polymer, is disposed in close contact with the base fiber 41 between the base fibers 41.
  • the conductive polymer fiber 40 can be configured as a higher-order structure such as a twisted string, a woven fabric, or a non-woven fabric. Since the conductor 42 plays a role of bonding the plurality of base fiber 41 to each other, the strength of the higher order structure can be increased.
  • the conductors 42 can be disposed in a relatively large amount between the plurality of substrate fibers 41, the conductive polymer fibers are more excellent in conductivity.
  • the quantity compared here is the quantity of the conductor distribute
  • the method for producing the conductive polymer fiber 40 is not particularly limited, and examples thereof include a method in which the higher order structure is immersed in a solution containing the conductive polymer and dried.
  • the fiber interval between the plurality of substrate fibers 41 can be arbitrarily selected.
  • the fiber spacing between the base fibers 41 may be about 0.01 to 3 times the diameter of the base fibers.
  • the diameter can be set to 0.01 ⁇ m to 50 ⁇ m.
  • the conductor 42 can be sufficiently disposed between the fibers.
  • the material constituting the base fiber 41 and the conductor 42 can be the material constituting the base fiber and the conductor described in the first embodiment. As in the first embodiment, the conductor 42 preferably contains the additive. *
  • the conductive polymer fiber 50 (fifth embodiment) of the present invention shown in FIG. 7 includes a conductive polymer between a plurality of substrate fibers 51 impregnated with a conductor 52 containing a conductive polymer.
  • the conductor 54 containing is arranged in close contact with the base fiber 51.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view in a direction orthogonal to the longitudinal direction of the conductive polymer fiber 50.
  • the configuration of the fifth embodiment is the same as the configuration of the fourth embodiment except that the conductor 52 is impregnated inside the base fiber 51. In the present embodiment, the conductivity is further improved by the conductor 52.
  • the material constituting the conductor 52 and the material constituting the conductor 54 may be the same or different.
  • the creation methods of the first to fourth embodiments described above can be applied.
  • FIG. 8 is a cross-sectional view in a direction orthogonal to the longitudinal direction of the conductive polymer fiber 60. Since the base fiber 61 and the conductor 62 are protected by the insulating layer 63, the fiber is excellent in durability. If necessary, a configuration in which a part of the insulating layer 63 is removed and a part of the conductor 62 is exposed on the fiber surface may be employed.
  • the material of the insulating layer 63 As the material of the insulating layer 63, a known insulating material can be applied. From the viewpoint of biocompatibility and flexibility, polytetrafluoroethylene (PTFE) and silicone resin (silicone rubber) are preferable.
  • the thickness of the insulating layer 63 is not particularly limited. It can be arbitrarily selected, and can be in the range of 0.1 ⁇ m to 3 mm, 0.1 ⁇ m to 2 mm, 1 ⁇ m to 2000 ⁇ m, 10 ⁇ m to 500 ⁇ m, and the like.
  • the base fiber 61 and the conductor 62 can be covered with the insulating layer 63 by a known resin coating method.
  • the conductive polymer fiber according to the present invention has sufficient strength, conductivity and flexibility even under high humidity use conditions, it is suitably used for clothing as well as bioelectrodes and biointerfaces.
  • By forming a thread or string by bundling a plurality of conductive polymer fibers according to the present invention sufficient conductivity can be obtained for measurement of a biological signal.
  • PEDOT-PSS which is a conductive polymer, is disposed on the fiber, electrical conduction can be obtained immediately when the fiber comes into contact with the object to be measured.
  • a bioelectrode is produced using the conductive polymer fiber according to the present invention as an electrode, a cloth, a belt, a strap, or the like is obtained by tying, knitting, sewing, or bundling the yarn bundled with the fiber. It is possible to provide bioelectrodes of various shapes. Furthermore, a patch-like (cloth-like) bioelectrode can also be created by bonding this conductive polymer fiber and forming it into a nonwoven fabric or the like.
  • the second aspect of the present invention relates to a method and apparatus for producing a conductive polymer fiber, and more particularly, a conductive high fiber that impregnates or adheres a conductive material containing a conductive polymer to an insulating fiber (fiber bundle).
  • the present invention relates to a molecular fiber manufacturing method and manufacturing apparatus.
  • FIGS. 13 to 18 are schematic views showing an apparatus for producing conductive polymer fibers described in the present embodiment.
  • 1, 3, 6, and the like are schematic views illustrating an example of a conductive polymer fiber obtained by the manufacturing method and manufacturing apparatus of the present embodiment.
  • the manufacturing method and the manufacturing apparatus according to the second aspect of the present invention can preferably form the conductive polymer fiber described in the first aspect.
  • the preferred conditions mentioned in the first embodiment can also be used here.
  • the conductive polymer fiber described in FIGS. 1, 3, and 6 can be easily formed.
  • the base fiber 11 is immersed in the solution of the conductor 12 so that the base fiber 11 has the conductor. 12 is impregnated and / or deposited.
  • the solution of the conductor 12 includes a diluent solvent in addition to the conductive polymer PEDOT-PSS, and may further contain additives other than the conductive polymer as necessary.
  • a conductive polymer fiber manufacturing apparatus (hereinafter sometimes abbreviated as a manufacturing apparatus) 210 shown in FIG. 13 includes an immersion container 205.
  • the immersion container 205 contains a conductive solution 204 containing PEDOT-PSS ⁇ poly (3,4-ethylenedioxythiophene) -poly (styrenesulfonic acid) ⁇ as a conductive polymer, and is in the form of a thread or string.
  • Insulating base material fibers 211 made of cloth or ribbon-like fiber bundles are immersed in the conductor solution 204 to cause the base material fibers 211 to be electrically conductive (see also the conductor 212 shown in FIGS.
  • the manufacturing apparatus 210 energizes the base fiber 211 while running the winding portion 209 for vertically pulling up the base fiber 211 from the conductive solution 204 accommodated in the immersion container 205 and the base fiber 211 that is pulled up vertically.
  • a plurality of electrodes 202 and 203 for electrochemically fixing the conductor 212 impregnated and / or attached to the base fiber 211 is provided.
  • the manufacturing apparatus 210 demonstrated by this embodiment is the drying part 208 for making it dry by blowing toward the base fiber 211 with which the conductor 212 was superposed
  • the immersion container 205 is a container in which the conductive solution 204 containing PEDOT-PSS as the conductive polymer as described above is accommodated, and a conventionally known one can be used. Further, a bobbin 206 is accommodated in the immersion container 205 so as to be immersed in the conductor solution 204. An insulating base fiber 211 made of a bundle of yarns, strings, cloths, or ribbons wound around a thread winding 206 is immersed in the conductor solution 204, so that the conductor 212 is put on the base fiber 211. Is impregnated and / or deposited.
  • a conventionally known thread winding 206 can also be used.
  • a roll bobbin shape or the like is used, and a configuration in which the base fiber 211 can be wound by being rotatable by a motor or the like is used.
  • the bobbin 204 is wound with the base fiber 211 before the process of impregnating and / or adhering the conductor 212 is performed, and the base fiber 211 after the process is wound by a winding unit 209 described below. That is, as the conductive polymer fiber 201 is wound, the base fiber 211 wound around the thread winding 204 is unwound.
  • the shape of the bobbin 204 is not limited to the above-described roll bobbin. For example, when a cloth-like or string-like base fiber is used, a winding shaft suitable for the form may be used.
  • the winding unit 209 is configured to wind up the base fiber 211 by winding the base fiber 211 in the vertical direction at a constant speed from the conductive solution 204 accommodated in the immersion container 205. Also in this case, like the above-described thread winding 204, a rotatable one having a roll bobbin shape or the like can be used. Further, the winding unit 209 adjusts the amount of the conductor 212 that is electrochemically polymerized and fixed to the base fiber 211 by adjusting the traveling speed of the base fiber 211 as will be described in detail later. It is configured to be able to.
  • the amount of the conductor 212 impregnated and / or attached to the base fiber 211 becomes constant by pulling the base fiber 211 vertically from the conductor solution 204 by the winding unit 209. Electrochemical polymerization fixation by energization becomes uniform.
  • the manufacturing apparatus 210 is energized while running the base fiber 211 that is vertically pulled up by the winding unit 209, and the conductor 212 impregnated and / or attached to the base fiber 211 is electrically connected.
  • a plurality of electrodes 202 and 203 which are chemically polymerized and fixed are alternately provided.
  • the plurality of electrodes 202 and 203 are provided in the longitudinal direction of the base fiber 211 and are disposed on both sides of the base fiber 211 in the transverse diameter direction so that the base fiber is formed by the plurality of electrodes 202 and 203. It is comprised so that 211 may be inserted
  • a constant current or a constant voltage is applied to the plurality of electrodes 202 and 203 from a direct current stabilized power supply (not shown).
  • the plurality of electrodes 202 and 203 may not be arranged vertically. It is preferable that a distance is provided without contact between the electrodes, but the distance is arbitrarily selected. Further, the number of electrodes can be arbitrarily selected, and one or more combinations of the anode and the negative electrode are sufficient. For example, the range may be 1 to 10 in this range, 2 to 8 in range, or 3 to 5 in range.
  • the plurality of electrodes 202 are anodes and the plurality of electrodes 203 are negative electrodes. Accordingly, in FIG. 13, while the base fiber 211 impregnated and / or attached with the conductor 212 travels in the vertical direction, “positive electrode (+)” to “negative electrode ( ⁇ )” to “positive electrode (+)”. ”To“ Negative electrode ( ⁇ ) ”. In this way, the positive electrode and the negative electrode are added alternately.
  • the plurality of electrodes 202 and 203 are made of, for example, a conductive metal material or carbon material, and energize in the longitudinal direction of the base fiber 211 while contacting the base fiber 211 that runs vertically. In this way, when the traveling base fiber 211 is energized between the electrodes, the PEDOT-PSS contained in the conductor 212 impregnated and / or attached to the base fiber 211 is polymerized and electrochemically fixed by polymerization. Is done.
  • a plurality of electrodes 202 and 203 known electrodes having various shapes conventionally used in the field of electrodes, for example, a metal bar or a metal plate having a smooth surface can be used without any limitation. it can.
  • a comb-like electrode having a plurality of comb teeth electrodes
  • the efficiency of electrochemical polymerization and fixing of the conductor 212 to the base fiber 211 can be further increased.
  • FIG. 14 shows an enlarged view of a main part of an example in which the plurality of electrodes (reference numerals 202 and 203) shown in FIG. 13 are composed of comb-like electrodes 221 and 231 having a plurality of comb teeth.
  • the number of comb teeth may be arbitrarily selected.
  • the comb-like electrodes 221 and 231 shown in FIG. 14 have a plurality of comb teeth 221 a and 231 a provided in the longitudinal direction of the base fiber 211, and the base fiber 11 from both sides in the radial direction of the base fiber 211.
  • the comb-like electrodes 221 and 231 cause the base fiber 211 to travel in the direction of the arrow in FIG. 14 while guiding the plurality of comb teeth 221a and 231a from both sides in the radial direction of the base fiber 211.
  • a constant current or a constant voltage is supplied to the comb-like electrodes 221 and 231 by connecting a DC stabilized power supply (not shown) to the terminals 221b and 231b.
  • the comb-like electrodes 221 and 231 are formed by alternately arranging the anode (the comb teeth 221a) and the cathode (the comb teeth 231a) along the traveling direction of the base fiber 211. By contacting 211, the substrate fiber 211 can be repeatedly energized in a short time to polymerize and immobilize PEDOT-PSS.
  • the base fiber 211 is caused to travel in the vertical direction so that the conductor 212 to be fixed is evenly distributed inside and outside the fiber bundle made of the base fiber 211 to prevent uneven distribution.
  • comb-like electrodes 221 and 231 are used as a plurality of electrodes, and comb teeth (anode) 221a and comb teeth (cathode) 231a are alternately and continuously arranged, so that substrate fibers (fiber bundles) 211 are arranged.
  • the polymerization fixing of the conductor 12 can be performed a plurality of times in one run.
  • each of the plurality of comb teeth (electrodes) 221a and 231a is connected in parallel, so that the applied voltage can be set low.
  • the applied voltage to each electrode is set high, problems such as water electrolysis and polymer heating are likely to occur, so the applied voltage is set as low as possible within the range where polymerization fixation is possible. It is preferable to do.
  • the comb-like electrodes 221 and 231 having the above-described configuration are also used. Is preferably used.
  • the voltage applied to the comb-like electrodes 221 and 231 can be arbitrarily selected. For example, it can be in the range of 0.1 to 18 (V).
  • the configuration using the comb-like electrodes 221 and 231 that are multipolar electrodes including a plurality of comb teeth 221a and 231a is usually PEDOT-PSS (conductor 212) already polymerized electrochemically. Utilizes the property that, after polymerization, no decomposition occurs even when a reverse current is passed. For this reason, in the process in which the base fiber 211 travels through the comb-like electrodes 221 and 231, the polymerization fixation is performed when approaching the anode (+ electrode), and the comb-like electrode 221 is made into a multipolar electrode. The electrochemical polymerization is repeated by traveling between the two, and the conductor 212 containing PEDOT-PSS is stacked on the substrate fiber 211.
  • PEDOT-PSS conductor 212
  • the size of the comb-shaped electrodes 221 and 231 is not particularly limited, but the inter-comb distance (inter-electrode distance) of the plurality of comb teeth 221a (231a) is preferably in the range of 1 to 50 mm. From the viewpoint of the fixed processing efficiency, it is preferably about 10 mm.
  • the plurality of electrodes (reference numerals 202 and 203) shown in FIG. 13 are not limited to the comb-like electrodes 221 and 231 as described above.
  • a plurality of electrodes are arranged in the longitudinal direction of the base fiber 211 as shown in FIGS. 15A to 15C in detail, and the base fiber from both sides in the radial direction of the base fiber 211.
  • the rotor electrode 232 disposed on one side in the radial direction of the base fiber 211 is in a roller shape, and the rotor electrode 222 disposed on the other side is in a pulley shape. It is said that.
  • These rotor electrodes 222 and 232 are alternately arranged in the longitudinal direction of the base fiber 211.
  • the roller-like rotor electrode 232 is pressed against the base fiber 211 and formed on the pulley-like rotor electrode 222. While guiding with the groove 222b, the substrate fiber 211 is energized by running between the plurality of electrodes 222, 232.
  • the roller-like rotor electrode 232 is a cathode ( ⁇ ) in this embodiment, and is configured by assembling the roller 232a to the metal shaft portion 232c. Since the metal shaft portion 232c is connected to the ( ⁇ ) side of a DC stabilized power supply (not shown), a metal material having conductivity is used as the metal shaft portion 232c.
  • a metal small roller made of a stainless steel material and incorporating a ball bearing for rotation is used as the roller 232a.
  • the roller-like rotor electrode 232 comes in contact with the outer peripheral surface 232b of the base fiber 211 that runs in the vertical direction.
  • the size of the roller 232a can be selected as necessary, but in consideration of the traveling speed of the base fiber 211, for example, a roller having a diameter of about 6 mm and a width of about 3 mm can be used.
  • the pulley-like rotor electrode 222 is an anode (+) in this embodiment, and a pulley 222a having a groove 222b formed on its outer peripheral surface is assembled to the metal shaft portion 222c. Composed. Since the (+) side of a DC stabilized power supply (not shown) is connected to the metal shaft portion 222c, the metal shaft portion 222c has conductivity as in the case of the roller-like rotor electrode 232. The metal material which has is used. Further, as the pulley 222a, for example, a small metal pulley made of a stainless steel material and incorporating a ball bearing for rotation is used.
  • the pulley-like rotor electrode 222 is guided by contact with the base fiber 211 that travels in the vertical direction in the groove portion 222b formed on the outer peripheral surface thereof.
  • the size of the pulley 222a can be selected as necessary as in the case of the roller-like rotor electrode 232, but considering the traveling speed of the base fiber 11, etc., for example, the diameter is about 8 mm, Those having a width of about 4 mm can be used.
  • the pulley-like rotor electrode 222 and the roller-like rotor electrode 232 are alternately arranged along the vertical traveling direction of the base fiber 211, that is, the anode ( (+) And cathode ( ⁇ ) are alternately arranged (see also reference numerals 202 and 203 in FIGS. 15A to 15C).
  • the base fiber (fiber bundle) 211 impregnated and / or attached with the conductor 212 is a metal-made pulley-like rotor electrode (anode) that is fixed to the metal shaft portions 222c and 232c, respectively, and contains a bearing. 222 and the roller-like rotor electrode (cathode) 32 are contacted.
  • a DC stabilized power supply not shown
  • the conductor 212 containing PEDOT-PSS is electrochemically polymerized and fixed to the base fiber 211.
  • the amount of electricity necessary for polymerization fixation of the conductor 212 including PEDOT-PSS can be arbitrarily selected.
  • the diameter of the base fiber is about 280 ⁇ m.
  • silk yarn No. 9: silk yarn: manufactured by Fujix Co., Ltd.
  • it is 0.1 to 6 mC per 10 mm, and particularly good polymerization fixation is possible at about 3 mC.
  • the rotor electrodes 222 and 232 as described above rotate together with the traveling base fiber 211. Accordingly, the friction caused by the contact is reduced, so that the conductor 212 containing PEDOT-PSS electrochemically fixed to the base fiber 211 can be prevented from being peeled off by friction. That is, it is possible to avoid the polymer surface destruction in the conductive polymer fiber 201.
  • the roller-shaped rotor electrode 232 is pressed against the base fiber 211 while being guided by the groove portion 222b of the pulley-shaped rotor electrode 222, so that the yarn-shaped fiber bundle is Arrange the array shape. Accordingly, it is possible to adopt a configuration in which energization can be performed while adjusting the amount of the conductor 212 impregnated and / or attached to the base fiber 211.
  • the shape and arrangement of the pulley-like rotor electrode 222 and the roller-like rotor electrode 232, and the tension, traveling speed, and rotation state of the base fiber (fiber bundle) 201 are adjusted. Thereby, the opening of a base fiber (fiber bundle), a focusing function, a fiber space
  • the set shape of the fiber bundle for example, whether the fiber bundle is twisted, the cross-sectional shape of the fiber bundle (flat, perfect circle, ellipse, quadrangle, etc.), the rotation of the fiber bundle (untwisted, the fiber bundle Various shapes such as straightening or further twisting may be mentioned, and the shape may be set while appropriately selecting and adjusting.
  • the composite fiber bundle of the conductive polymer fiber 201 set (molded) in a predetermined shape is obtained by performing the shape setting of the fiber bundle as described above. In the case of forming such a composite fiber bundle, as in the example shown in FIG.
  • a conductor 212 (including a PEDOT-PSS that is a conductive polymer) is interposed between a plurality of base fibers 211 (41). 42) is arranged in close contact with the base fiber 211 (41), and a plurality of base fibers 211 (41) are twisted or knitted to form a higher-order structure such as a twisted string, a woven fabric, or a non-woven fabric. What should I do?
  • the manufacturing apparatus 210 of the present embodiment further includes a drying unit 208 that blows air toward the base fiber 211 on which the conductor 212 is polymerized and fixed, and the base fiber 211.
  • a chamber (including a humidity control unit) 207 for adjusting the atmospheric humidity in the vicinity can be provided.
  • the chamber 207 has a humidity control function (humidity control unit), and keeps the concentration of the conductor 212 (PEDOT-PSS concentration) constant by keeping the humidity in the cabinet at a high humidity.
  • a humidity control function humidity control unit
  • PEDOT-PSS concentration concentration of the conductor 212
  • a constant temperature and humidity chamber that has been conventionally used in this field and has a size that can accommodate the plurality of electrodes 202 and 203 can be used without any limitation. it can.
  • the drying unit 208 blows low-humidity dry air toward the base fiber 211 (conductive polymer fiber 201) on which the conductor 212 is polymerized and fixed to dry.
  • a conventionally known air drying means composed of a motor and a fan can be used without any limitation.
  • the PEDOT-PSS solution (conductor) impregnated in the base fiber (fiber bundle) 211 is further expanded by adjusting the humidity in the vicinity of the plurality of electrodes 202 and 203. 212) can be adjusted. Further, when the chamber is composed of three chambers and each humidity is adjusted independently, the following settings (A) to (C) can be made.
  • (B) Multiple electrodes Adjusting the moisture content of the conductor solution containing PEDOT-PSS impregnated in the fiber by setting the humidity setting to a range from 99% to 10%, for example, from a high humidity to a low humidity.
  • a container-like disinfecting and cleaning unit that fixes and sterilizes residual monomers using, for example, an ethanol or acetone bath. It may be provided. Further, the disinfecting and cleaning unit may be provided with a configuration capable of removing residual monomers with a cleaning bath such as physiological saline.
  • the electrodes used in the present invention are not limited to a plurality of electrodes as shown in FIGS. 13 to 15.
  • a manufacturing apparatus 250 including 253 may be used.
  • the manufacturing apparatus 250 includes an immersion container 255 in which the PEDOT-PSS solution 204 is accommodated.
  • the base fiber 211 is polymerized by traveling between the electrodes while pulling up the base fiber 211 vertically. Since the conductor 212 to be fixed can be evenly dispersed and uneven distribution can be prevented, the conductive polymer fiber 201 having excellent conductivity and durability can be manufactured.
  • the method for producing the conductive polymer fiber 201 described in the present embodiment includes the following steps (1) to (3) shown below, and further includes the steps (1) to (3). This is performed while adjusting the atmospheric humidity.
  • the base fiber 211 is impregnated with the conductor 212 by immersing the insulating base fiber 211 made of a thread-like fiber bundle in a conductive solution containing PEDOT-PSS as a conductive polymer. Or the dipping process to attach.
  • the substrate fiber 211 is immersed in a solution of a conductor containing PEDOT-PSS as a conductive polymer, so that the conductor 212 is impregnated and / or attached to the substrate fiber 211.
  • a conductive solution containing PEDOT-PSS which is a conductive polymer, is accommodated in a dipping container 205 as shown in FIG. 13, and base fiber (fiber bundle) 211 is immersed in this solution. .
  • the conductor 212 having conductivity is impregnated and / or adhered to the base fiber 211, the base fiber 211 has conductivity.
  • an additive or the like is further added to a commercially available PEDOT-PSS solution (Heraeus: CLEVIOS P, etc.) as necessary.
  • a method in which a mixed solution in which an additive is mixed in a conductive solution containing PEDOT-PSS is prepared, and the conductive polymer and the additive are simultaneously applied to or immersed in the base fiber 211 can also be applied.
  • Such a mixed solution can be arbitrarily selected.
  • a conductive polymer such as PEDOT-PSS
  • an additive such as glycerol
  • the concentration of the additive in the conductor solution is not particularly limited, and may be, for example, in the range of 0.1 to 50 wt%.
  • the substrate fiber 211 is energized by running between the plurality of electrodes 202 and 203 while pulling up the base fiber 211 vertically from the solution.
  • the conductor 212 impregnated and / or attached to the base fiber 211 is electrochemically polymerized and fixed.
  • the base fiber (fiber bundle) 211 impregnated and / or attached with the conductor 212 is pulled up from the solution and run by the winding unit 209 as shown in FIG.
  • the conductor 212 is evenly distributed and impregnated and / or attached to the base fiber 211 without being decentered by gravity.
  • energization is performed using a plurality of electrodes 202 and 203 as shown in FIG. 13 while being in contact with each other so as to be sandwiched from both sides in the radial direction of the base fiber 211.
  • the base fiber (fiber bundle) 211 impregnated and / or attached with the conductor 212 containing PEDOT-PSS is brought into contact with the electrodes 202 and 203 to flow an electric current, whereby PEDOT- attached to the inside and outside of the fiber bundle.
  • the conductor 212 containing PSS is electrochemically polymerized and immobilized, and the conductive polymer fiber 201 which is a composite fiber of the conductor 212 containing PEDOT-PSS and the base fiber (fiber bundle) 211 is obtained.
  • the comb-like electrodes 221 and 231 having the plurality of comb teeth 221a and 231a shown in FIG. 14 as described above can be used as the plurality of electrodes.
  • the comb-like electrodes 221 and 231 are arranged so as to sandwich the base fiber 211 from both sides in the radial direction of the base fiber 211, and the plurality of comb teeth 221 a and 231 a have a diameter of the base fiber 211. From both sides in the direction, the base fibers 211 are arranged so as to be alternately combined in the longitudinal direction.
  • the base fiber 211 is vertically arranged It is possible to adopt a method of running and energizing.
  • a plurality of electrodes are arranged in the longitudinal direction of the base fiber 211 as shown in FIGS. 15A to 15C, and the base fiber 211 is disposed from both sides in the radial direction of the base fiber 211. It is also possible to use the rotor electrodes 222 and 232 arranged so as to be sandwiched. That is, the roller-shaped rotor electrode 232 disposed on one side in the radial direction of the base fiber 211 and the pulley-shaped rotor electrode 222 disposed on the other side are used on both sides of the base fiber 211.
  • the arranged rotor electrodes 222 and 232 are alternately arranged in the longitudinal direction of the base fiber 211.
  • a plurality of substrate fibers 211 are guided while pressing the roller-like rotor electrode 232 against the substrate fiber (fiber bundle) 211 and guiding with the groove portion 222b formed in the pulley-like rotor electrode 222. It is possible to adopt a method of running between each electrode and energizing.
  • the base fiber 211 is guided by the groove 222b of the pulley-like rotor electrode 222 while being pressed by the roller-like rotor electrode 232.
  • the conductive polymer fiber 201 is dried by blowing low-humidity dry air toward the base fiber 211 to which the conductor 212 is polymerized and fixed, that is, the conductive polymer fiber 201. Let me.
  • a humidity adjusting unit (not shown) and Dry air is blown using a drying unit 208 including a blowing means.
  • water (solvent) contained in the solution of the conductor 212 containing PEDOT-PSS is dried and removed.
  • unpolymerized PEDOT-PSS and the solvent are removed by washing the conductive polymer fiber 201 with an electrolyte solution made of, for example, physiological saline. Is preferred. Furthermore, in this embodiment, it is preferable that the conductive polymer fiber 201 is washed and disinfected using an ethanol solution and then dried.
  • a conductive polymer fiber is used by using a manufacturing apparatus 250 including single electrode 252 and 253 as shown in FIG. It is also possible to manufacture 201.
  • the base fiber 11 impregnated and / or attached with the conductor 212 containing PEDOT-PSS is electrically conductive.
  • a method is adopted in which electricity is applied by running between the plurality of electrodes 202 and 203 while pulling up vertically from the body solution.
  • productivity is improved.
  • the conductor 212 to be polymerized and fixed to the base fiber 211 can be evenly dispersed and uneven distribution can be prevented. Therefore, the conductive polymer fiber 201 having high biocompatibility, good homogeneity, and excellent conductivity and durability can be produced with high productivity.
  • the base fiber 211 impregnated and / or attached with the conductor 212 containing PEDOT-PSS is perpendicular to the conductor solution in the immersion container 5.
  • a configuration including a winding unit 209 that pulls up and a plurality of electrodes 202 and 203 that are energized while running the base fiber 211 is adopted.
  • the process of electrochemically fixing the conductor 212 to the base fiber 211 can be performed continuously in a single step, and the productivity can be improved.
  • the conductor 212 to be polymerized and fixed to the base fiber 211 can be evenly dispersed and uneven distribution can be prevented. Therefore, the conductive polymer fiber 201 having high biocompatibility, good homogeneity, and excellent conductivity and durability can be obtained with high productivity.
  • a third aspect of the present invention relates to a biological electrode and a biological signal measuring device. More specifically, the present invention relates to a body surface-mounted bioelectrode using a composite material of conductive polymer and fiber (hereinafter referred to as “conductive composite fiber”), and a biosignal measurement device including the bioelectrode.
  • conductive composite fiber a composite material of conductive polymer and fiber
  • the fibers described in the first embodiment of the present invention can be preferably used.
  • the bioelectrode of the first embodiment of the third aspect of the present invention described below utilizes the conductivity of the conductive polymer, the electrode can be downsized and the contact area with the skin can be reduced. is there. Furthermore, the present electrode made of a flexible fiber material is less irritating to the skin at the time of wearing, and hardly causes discomfort during wearing. Moreover, it is not necessary to seal the skin with a highly adhesive gel, tape, or the like unlike a conventional bioelectrode.
  • the bioelectrode according to the first embodiment of the third aspect of the present invention is excellent in a feeling of wearing, can be used continuously, and has no sense of incongruity in appearance at the time of wearing.
  • the bioelectrode of the first embodiment includes a string-like contact formed by a conductive conjugate fiber.
  • An electroencephalogram can be measured by bringing the contact into close contact with the scalp from the gap of the hair (see FIGS. 19A to 19D and FIGS. 20A to 20D).
  • the biological electrode 310 shown in FIGS. 19A to 19D includes at least a string-like contactor 311, a first frame 312 and a second frame 313 (connecting portion) made of conductive composite fibers. Both ends of the contact 311 are fastened to both ends of the arch-shaped first frame 312. The shape of the flexible contact 311 is adjusted by the first frame. Tension may be applied to the contact 311 by the first frame 312. The second frame 313 horizontally mounted on the plurality of first frames 312 functions as a beam for fixing the first frames 312. In addition, the end of each contact 311 is connected to a signal cable 314. An electrical signal is transmitted and received between each contact 311 and an electroencephalogram analysis device (not shown) connected to the tip of the signal cable 314. The direction of the electric signal may be only one direction or may be bidirectional.
  • the shape of the contact 311 is not particularly limited as long as it can be brought into contact with the scalp S, and may be any shape such as a string, a thread, a band, a cloth, or a net. Moreover, the magnitude
  • the shape, number, and size of the first frame 312 and the second frame 313 are not particularly limited.
  • tensile_strength to the contact 311 or the shape which can be fixed so that the contact 311 may not loosen is employable.
  • frame 313 will not be restrict
  • Examples of the number of the first frames 312 include a range of 1 to 20, a range of 2 to 8, a range of 2 to 4, and the like.
  • Examples of the number of the second frames 313 include a range of 1 to 6, a range of 1 to 3, a range of 1 to 2, and the like.
  • the shape of the first frame 312 and the second frame 313 may be, for example, a partial loop shape or a plate shape. The thickness is preferably constant, but may be partially different.
  • one second frame 313 is arranged at right angles to the four first frames 312. A plurality of the second frames 313 may be positioned, or may be disposed obliquely as necessary. Further, at least one of the first frame 312 and the second frame 313 may be made of metal as long as there is no problem in electroencephalogram measurement (signal measurement).
  • the signal cable 314 is connected to the first frame 312 or the second frame 313 without being connected to the contact 311, and the contact 311
  • the transmission / reception of the electrical signal may be performed via the first frame 312 or the second frame 313.
  • connection method between the conductive conjugate fiber constituting the contact 311 and the signal cable 314 is not particularly limited as long as it is an electrically connectable method.
  • any of caulking using a metal, winding or ligating of a conductive composite fiber around the signal cable 314, or adhesion using a conductive adhesive can be applied.
  • one to a plurality of string-like contacts 311 can be used per one electrode.
  • FIGS. 19A to 19D by using the first frame 312 and the second frame 313 to form the comb-shaped bioelectrode 310, stable contact between the contact 311 and the skin can be obtained.
  • a plurality of string-like contacts 311 are arranged in parallel.
  • a comb-shaped bioelectrode 310 in which a plurality of contacts 311 are arranged in parallel can be inserted so as to pass the comb between the hairs or the hairline, and can be fixed by covering the comb with a net-like holder ( 22A-22B).
  • FIG. 20A to 20D show a hairpin-shaped bioelectrode 320 in which two contacts 321 are fixed to a hairpin-shaped hair clip (metal leaf spring) as a configuration of a further miniaturized bioelectrode.
  • the hairpin-shaped bioelectrode 320 can be used by being inserted near the base of the hair. Hairpin shaped hair clips can grip the hair.
  • two contacts 321 are fixed on the scalp S.
  • the hairpin-shaped bioelectrode 320 shown in FIGS. 20A to 20D includes at least a string-like contactor 321, a third frame 322, and a fourth frame 323 made of conductive composite fibers. Both ends of the contact 321 are fastened between two cylindrical third frames 322. The tension applied to the contact 321 can be adjusted by adjusting the distance between the two third frames 322. The two third frames 322 are respectively fixed to the distal end portion and the bent portion of the fourth frame 324 using a hairpin. In the example shown in FIGS. 20A to 20D, the hairpin is provided with two string-like contacts 321. In addition, the end of each contact 321 is connected to a signal cable 324. An electrical signal is transmitted and received between each contact 321 and an electroencephalogram analysis device (not shown) connected to the tip of the signal cable 324. The direction of the electric signal may be only one direction or may be bidirectional.
  • the shape of the contact 321 is not particularly limited as long as it can be brought into contact with the scalp S, and may be any shape such as a string, a thread, a band, a cloth, or a net. Further, the size and length of the contact 321 are appropriately adjusted.
  • the shape of the third frame 322 is not particularly limited, and for example, a columnar shape, a triangular column shape, a polygonal column shape such as a quadrangular column shape, or a spherical shape can be adopted.
  • the fourth frame 323 since the fourth frame 323 has a hairpin structure and functions as a hairpin, the fourth frame 323 can be fixed to the hair H.
  • the contact 321 can be easily brought into contact with the skin (scalp) S and can be fixed at a desired position.
  • the material constituting the third frame 322 and the fourth frame 323 is not particularly limited as long as it does not disturb the electric signal in the contact 321.
  • a conventionally known resin material can be used.
  • at least one of the third frame 322 and the fourth frame 323 may be made of metal as long as there is no problem in electroencephalogram measurement (signal measurement).
  • the third frame 322 may be made of an insulating resin, and the hair pin that is the fourth frame 323 may be made of metal. If there is no problem in the electroencephalogram measurement, the contact 321 may be electrically connected to the metal fourth frame 323.
  • One to a plurality of string-like contacts 321 can be used per electrode. As illustrated in FIGS. 20A to 20D, by using the third frame 322 and the fourth frame 323 to form the hairpin 320 electrode, stable contact between the contact 321 and the skin can be obtained. In the hairpin electrode 320 shown in FIGS. 20A to 20D, a plurality of string-like contacts 321 are arranged in parallel. A hairpin electrode 320 in which a plurality of contacts 321 are arranged in parallel can be fixed so that the hair is fastened with a hairpin.
  • the conductive conjugate fiber constituting the string-like contact 321 may be the same as the contact 311 described above.
  • a conjugate fiber of a conductive polymer and a conventionally known fiber material can be applied.
  • the composite form (method) is not particularly limited.
  • the conductive polymer may be coated on the surface of the fiber material in a string form (thread form), or the conductive polymer may be formed in a string form.
  • a form impregnated in the fiber material may be used, or a string-like conductive polymer and a string-like fiber material may be twisted or spun together.
  • the materials and conductive polymer fibers described in the first aspect can be preferably used, and the apparatus and method described in the second aspect may be used.
  • the kind of the conductive polymer is not particularly limited, and a known conductive polymer can be applied.
  • a known conductive polymer can be applied.
  • PEDOT-PSS Including hydrophilic conductive polymers such as poly (4- (2,3-dihydrothieno [3,4-b] [1,4] dioxin-2yl-methoxy-1-butanesulfonic acid, potassium salt)
  • hydrophilic conductive polymers such as poly (4- (2,3-dihydrothieno [3,4-b] [1,4] dioxin-2yl-methoxy-1-butanesulfonic acid, potassium salt
  • the fiber material for example, conventionally known fiber materials such as silk, cotton, hemp, rayon, and chemical fiber are applicable. Of these, silk is preferred. When silk is used, the strength and hydrophilicity of the composite fiber can be further improved. Moreover, when silk is used, the feeling of wearing when touching the skin is more excellent.
  • the type of the conductive polymer to be combined with silk is not particularly limited, but the hydrophilic conductive polymer such as PEDOT-PSS or PEDOT-S described above is preferable.
  • a conductive polymer fiber described in detail later can be applied as the conductive conjugate fiber constituting the contact of each embodiment of the present invention.
  • the first structure of the string-like contactor is a structure using the conductive composite fiber bundle alone.
  • An example of the first structure is a contact 311 shown in FIGS. 19A to 19D. Since the contact 311 is produced by knitting a thread (string) in which a plurality of conductive conjugate fibers are bundled, it has an appropriate thickness and strength. Since the 1st structure comprised only with an electroconductive composite fiber is flexible, it is suitable for the use for which a bioelectrode requires a softness
  • the conductive conjugate fiber is preferably in the form of a thread or string.
  • the second structure of the string-like contactor is a structure in which the conductive composite fiber bundle is combined with a metal cable or a metal thin wire.
  • Examples of the second structure include the structures schematically shown in FIGS. 21A and 21B.
  • the contact 321 in FIG. 20 has the structure shown in FIG. 21B. Since the conductivity of the second structure is enhanced by a metal cable or a fine metal wire, the second structure is suitable for applications that require a reduction in electrode resistance per contact area of the bioelectrode.
  • a thin metal wire 321f is wound around a bundle of a plurality of core members 321g, and a conductive conjugate fiber 321e is wound thereon.
  • the material constituting the core material 321g may be conductive or insulative.
  • the core material 311 is a core made of insulating fibers. The number and thickness of the core material 311 are appropriately adjusted. In the drawing, the number of turns of the fine metal wire and the number of turns of the conductive conjugate fiber 321e are shown to be approximately the same, but the relative relationship of the number of turns is not limited thereto. For example, the number of turns of the fine metal wire 321f may be smaller than the number of turns of the conductive conjugate fiber. Moreover, a part of the string-like contact may be covered with an insulating cover 321z as necessary. Examples of the insulating cover include a cover made of silicone resin.
  • conductive composite fibers 321a are wound so as to bundle a bundle of a plurality of metal cables 321b.
  • the type of metal constituting the metal cable is not particularly limited, and a highly conductive copper wire is suitable.
  • the metal cable 321b is a copper wire.
  • the number and thickness of the metal cables 321b are not particularly limited and can be adjusted as appropriate. Rather than using a small number of thick metal cables, the use of a large number of thin metal cables or metal thin wires may improve flexibility even with the same diameter.
  • a part of the string-like contact may be covered with an insulating cover 321c as necessary. Examples of the insulating cover include a cover made of silicone resin.
  • FIG. 21C is a photograph of the string-like contact 321 having the structure of FIG. 21B.
  • the electrical connection between the contact 311 and the metal (conductive) signal cable 314 is 1 at the end of the contact 311.
  • electrical connection between the contact 321 and the signal cable 324 is made in the entire contact 321 in the second structure. Therefore, in the second structure, since the distance between the skin and the metal cable is shorter than in the first structure, the electrode resistance is lowered.
  • the thickness of the contact is not particularly limited, but it is preferably a thickness that provides a structural strength that is difficult to break upon contact with the skin. For example, when the thickness is 0.1 mm to 5 mm, a structural strength that is difficult to break can be easily obtained.
  • the second structure having a metal wire tends to be stronger in structural strength than the first structure. Examples of other ranges of thickness include a thickness of 0.1 mm to 3 mm and a thickness of 0.5 mm to 1 mm.
  • the bioelectrode of the first embodiment is installed independently without using the electrode installation paste or adhesive. It is possible. However, when an external force such as a test subject's motion or signal cable tension is applied, the bioelectrode may be detached (peeled) from the skin surface. In order to prevent this, means for pressing the bioelectrode against the skin surface can be employed. Examples of the means include a net-like holder (cap) N as shown in FIG. 22A.
  • the biological electrode of the first embodiment of the third aspect for example, the comb-shaped electrode 310 shown in FIG. 22A can be fixed by covering the cap N of the elastic net shown in FIG. 22A from above.
  • the net N can be used as a holder that holds the comb electrode 310 lightly from above and holds it stably. Since the comb-shaped electrode 310 is inserted into the gap of the hair, it is difficult to lift. Therefore, the comb-shaped electrode 310 does not need to be strongly pressed and fixed with a head cap or the like as in the conventional electrode, and stable fixing can be obtained by using a cover such as a low-tensile stretchable net.
  • FIG. 22A shows a mounting view of the comb-shaped electrode 310 and the cap of the stretchable net N.
  • FIG. 22B shows an example (top view) in which a comb-shaped electrode 310 is arranged on a stretchable grid-like net N.
  • ⁇ represents a nose and two ellipses represent left and right ears, respectively.
  • the positions indicated by diagonal lines represent the places where the comb electrodes 310 are arranged. In this configuration, by adjusting the distance between the strings of the elastic net N, the installation site of the bioelectrode 310 can be adjusted to the international 10-20 method.
  • Electrodes for Holter electrocardiogram examination and bioelectrodes for monitoring heart rate or myoelectric potential have been widely used.
  • the electrode for the Holter electrocardiogram examination is often used in a state of being fixed to the skin using a highly adhesive tape or adhesive pad. Generation of noise is prevented by fixing the bioelectrode to the skin.
  • a monitor electrode which is often used continuously for a long time, to the skin, a conductive gel adhesive pad is often used.
  • the measurement data obtained by these electrodes is less likely to contain artifacts such as noise, and the measurement waveform is excellent in stability.
  • the influence on the frequency characteristics and the problem of suffocation due to the use of the metal electrode plate are not limited to the electrocardiogram measurement, but also include the above-mentioned electroencephalogram measurement, between the living body and the electrode between the living body and the electrode. This is a problem to be solved when transmitting stimuli. Attempts to improve these problems have been made in the past, but have not been sufficiently improved.
  • a conventional bioelectrode for EEG measurement in order to reduce the influence of the electrolyte paste on the frequency characteristics, measurement is performed by directly placing a small electrode made of sintered metal on the skin without using the electrolyte paste. Attempts have been made.
  • this method causes a problem in the stability of the measured waveform. That is, in the method in which the metal electrode is directly placed on the skin, the resistance between the skin electrodes is likely to fluctuate due to the mechanical compliance between the metal electrode and the skin and the electrochemical mismatch. Furthermore, the measurement signal is likely to be unstable due to vibrations such as body movement and respiration of a living body, and noise is often mixed into the measurement signal.
  • a hard metal electrode has a problem to be solved, for example, when it is in direct contact with the skin, it tends to cause a sense of discomfort or discomfort.
  • the textile electrode is a cloth-like bioelectrode in which conductive fibers are incorporated, and is used by being pressed and fixed to the skin using a stretchable band or the like.
  • an electrolyte paste is not used, and a pasteless type in which the electrode is in direct contact with the skin or used in a state where moisture is included in the cloth constituting the electrode is the mainstream.
  • a relatively good biological signal can be obtained when the contact state with the skin is stably maintained.
  • the bioelectrode of the second embodiment of the third aspect of the present invention described below utilizes the conductivity of the conductive polymer in the same manner as the bioelectrode of the first embodiment, the size of the electrode is reduced. In addition, the contact area with the skin can be reduced. Furthermore, the present electrode made of a flexible fiber material is less irritating to the skin at the time of wearing, and hardly causes discomfort during wearing. Moreover, it is not necessary to seal the skin with a highly adhesive gel, tape, or the like unlike a conventional bioelectrode.
  • the bioelectrode of the second embodiment of the present invention is excellent in wearing feeling, can be used continuously, and does not feel uncomfortable in appearance when worn, so that it is preferably used in, for example, medical or sports textiles.
  • FIGS. 24A-24B A bioelectrode 330 of the second embodiment is shown in FIGS. 24A-24B.
  • a contact portion (electrode surface) 332 in which a plurality of string-like contacts 331 made of conductive conjugate fibers are arranged in a plane, and a sheet-like substrate 333 that supports the contact portion 332, Is provided.
  • a configuration in which the contact portion 332 and the substrate 333 are combined is referred to as an electrode pad.
  • a signal cable 334 electrically connected to each contact 331 is provided.
  • a holder 335 made of a stretchable material is provided as a means for pressing the contact portion 332 of the electrode pad against the skin S.
  • the shape of the planar contact portion 332 and the substrate 333 in which a plurality of contacts 331 formed of a conductive conjugate fiber bundle are arranged is particularly limited as long as contact between the contact portion 332 and the skin can be obtained on the surface. However, it does not necessarily have to be flat. That is, the contact portion 332 or the substrate 333 may form a curved surface, a concave portion, or a convex portion along the curved surface of the skin.
  • the shape of the electrode pad need not be rigidly fixed, and may be flexibly deformed in accordance with contact with the skin.
  • the sheet-like substrate 332 By using the sheet-like substrate 332, it is possible to ensure the flatness of the skin contact surface of the bioelectrode and further promote stable adhesion with the skin.
  • the material, size and shape of the substrate can be arbitrarily selected.
  • the substrate may be a PVC (polyvinyl chloride) sheet having a thickness of 0.2 mm or a flat sheet made of silicone (thickness 1 mm).
  • the material of the substrate is not limited to these, and a flexible film-like (sheet-like) material that can easily maintain the flatness of the substrate and has good adhesion to the skin is preferably used.
  • the contacts 331 made of conductive composite fibers are arranged and fixed on the substrate to form a contact portion 332 (electrode pad) with the skin.
  • One surface of the sheet-like substrate (the surface on which the contact portion 332 is provided) may be provided with adhesion to the skin on the substrate surface by applying a slight adhesive force.
  • the size of the sheet constituting the substrate 333 is not particularly limited. For example, in the case of a square electrode for an electrocardiogram, one side can be set to about 30 mm (for example, a range of 5 mm to 75 mm).
  • FIGS. 25A to 25B Specific examples of the bioelectrode 30 are shown in FIGS. 25A to 25B.
  • the upper part is a side view and the lower part is a front view.
  • the holder 335 is omitted and not drawn.
  • a plurality of contacts 331 are arranged in parallel in the horizontal direction of the paper, and both ends of each contact 331 are connected to the signal cable 334 arranged in the vertical direction of the paper. Both ends of the contact 331 pass through the substrate 333 and are connected to the signal cable 334.
  • the signal cable 334 is disposed on the surface (back surface) opposite to the surface (front surface) on which the contacts 331 are arranged and fixed, among the surfaces of the substrate 333 that is a base material. With this configuration, the contact 331 can be drawn to the substrate surface by the signal cable 334.
  • the surface on which the signal cable 334 is disposed may be the front surface instead of the back surface of the substrate 333.
  • An opening 336 is provided in the substrate 333 at a position where the substrate 333 overlaps with the contact portion 332.
  • the opening 336 functions as a vent (vent). That is, when the electrode pad composed of the contact portion 332 and the substrate 333 is pressed against the skin, vapor or sweat from the skin can be discharged from the opening 336 to the outside of the electrode pad.
  • the shape of the opening 336 is not particularly limited as long as the gas can flow through the substrate 333, and may be any shape such as a circle or a rectangle.
  • the contact 331 disposed on the surface of the substrate 333 may be exposed on the back surface of the substrate 333 through the opening 336.
  • the position where the opening 336 is arranged on the substrate 333 is not particularly limited, but it is preferable that the plurality of openings 336 are arranged symmetrically with respect to the center of the substrate 333. In addition, the plurality of openings 336 are preferably provided at positions overlapping the contact portion 332.
  • the total opening area of the openings 336 provided in the substrate 333 is not particularly limited. It is preferable to avoid an opening area that is so large as to impair the structural strength of the substrate 333. Usually, the opening area is preferably about 1 to 40% of the area of the substrate 333. Within this range, it is preferable to select according to the purpose, for example, it may be 1 to 20%, 20 to 40%, or 10 to 30%.
  • the air permeability between the substrate 333 and the skin can be improved while keeping the structural strength of the substrate 333 sufficiently, and the stuffiness of the skin can be reduced.
  • the total opening area of the openings 36 provided at the position overlapping the contact portion 332 is preferably about 2 to 60% of the area of the contact portion 332. In this range, it is preferable to select according to the purpose, for example, 2 to 40%, 40 to 60%, 10 to 30%, or 5 to 45% may be used.
  • the air permeability between the contact portion 332 and the skin can be improved and skin stuffiness can be reduced while sufficiently maintaining the structural strength of the contact portion 332.
  • a humidity control pad 337 may be provided on the surface (back surface) of the substrate 333 opposite to the contact portion 332. Vapor or sweat that has passed through the opening 336 can be absorbed by the humidity-control pad 337.
  • the material of the humidity control pad 337 is not particularly limited as long as the material has water absorption.
  • a humidity control cover 338 for covering or fixing the humidity control pad 337 may be provided.
  • the moisture conditioning pad 337 not only absorbs sweat from the skin, but also moisturizes the moisture and glycerol into the skin and contactor by impregnating the moisture conditioning pad 337 with moisture and glycerol in advance. It can also be used for the purpose of supplying.
  • the contact 331 disposed on the surface of the substrate 333 may be exposed on the back surface of the substrate 333 through the opening 336, and the contact 331 and the humidity control pad 337 may be in contact with each other. By this contact, moisture or the like can be supplied to the contact 331.
  • an opening 336 in the substrate 333 By providing an opening 336 in the substrate 333, it can be used for various skin conditions, from the sweaty state in summer, young people, during exercise, etc., to the dry state, such as in winter, the elderly, and at rest. be able to.
  • the opening 336 is not provided only for the purpose of releasing moisture by releasing the skin closed (covered) by the electrode pad, but for the purpose of actively supplying moisture to the skin. It may be provided for this purpose. That is, by installing a water-absorbing pad (sponge or the like) 337 on the opening 336, sweat can be removed and humidity can be adjusted.
  • the contents can be replenished from the pad 337 to the contact 331 and the skin by containing water, glycerol, and a moisturizing component in the humidity conditioning pad 337.
  • a cover such as PVC.
  • the conductive composite fiber that constitutes the contact 331 has an appropriate hygroscopic property, and moisture moves and diffuses due to the capillary phenomenon caused by the fine fibers that constitute the contact 331. Therefore, an opening 336 and a pad 337 are provided. Thus, smooth humidity adjustment around the contact portion 332 is possible.
  • the size (area) of the opening 336 can be appropriately adjusted according to usage conditions such as room temperature, humidity, exercise, and the presence or absence of heat generation.
  • the total area of the one or more openings 336 provided in the substrate 333 is not particularly limited as long as the structural strength of the substrate 333 can be appropriately maintained.
  • a sheet-like substrate constituting an electrode pad The range of 0.1 to 50% can be adjusted with respect to the area of 333. It is preferable to select according to the purpose within this range, for example, it may be 0.1 to 30%, 30 to 50%, 5 to 40%, 15 to 50%, 0. It may be 1 to 5%.
  • the description of the conductive conjugate fiber constituting the contact 331 is the same as the explanation of the conductive conjugate fiber of the first embodiment described above.
  • the description of the structure of the contact 331 is the same as the description of the contact in the first embodiment.
  • the density of the contact 331 in the contact part 332, the number of the contact 331 per unit area of the contact part 332, and the area of the contact part 332 are not specifically limited, It adjusts suitably according to a use. For example, when the contacts 331 (fiber bundles) having a diameter of 280 microns are arranged in parallel, about 30 contacts are used per 10 mm of the electrode width, but the density of the contacts 331 in the contact portion 332 is not limited to this. Absent. For example, it can be adjusted within a range of 1 to 200.
  • a conductive composite fiber bundle (a contact made by impregnating glycerol in a composite fiber of PEDOT-PSS and silk fiber) similar to Example 3-1 described below is used.
  • the contact area with the skin (the area of the contact portion 332) may be set to about 1 cm x 1 cm (100 mm 2), normally set at 10 ⁇ 50,000 mm 2 can do.
  • the contact area range of the electrode can be set, for example, to 10 to 50,000 mm 2 .
  • the method of arranging the contacts 331 in the contact portion 332 is not particularly limited, and is appropriately adjusted according to the application.
  • a configuration in which a plurality of contacts 331 are laid in multiple layers, a plurality of contacts 331 are woven or knitted, and cloth A configuration like a towel in which a plurality of contacts 331 are raised from a fabric can be adopted.
  • the contacts 331 are in contact with each other and are electrically connected (conductivity is obtained), so that there is no problem in use.
  • a configuration in which the plurality of contacts 331 are arranged sparsely by widening the interval between the plurality of contacts 331 in the contact portion 332 may be adopted.
  • the exposed surface can directly contact the skin from between the contacts 331. Therefore, by making the exposed surface of the substrate 333 adhesive, the adhesive strength of the electrode pad to the skin, the current density, and the contact range between the electrode contact portion 332 and the skin can be adjusted.
  • the conductive composite fiber constituting the contact 331 is impregnated with a moisturizing component such as glycerol, and moisture (sweat) from the skin on which the bioelectrode is installed is absorbed by the conductive composite fiber, thereby the conductive The composite fiber is maintained in a moderately wet (wet) state.
  • a moisturizing component such as glycerol
  • the method of placing the electrode pad of the biological electrode 330 on the skin surface is not particularly limited as long as the biological electrode can be stably fixed.
  • the adhesive or sheet-like substrate 333 of the conductive composite fiber described above is used.
  • the electrode pad can be independently and independently attached to the skin.
  • the contact portion 332 in which the contacts 331 are arranged is brought into contact with the body surface (skin surface)
  • the contact 331 is immediately attached to the skin surface, and conduction between the contact 331 and the skin surface is obtained, and a biological signal is obtained.
  • the biological signal is sent to an external device such as a biological amplifier through a signal cable 334 (metal conductor) connected to the contact 331.
  • the electrode pad is affixed to the skin using the weakly sticky substrate 333 and the adhesiveness caused by the wetness of the conductive composite fiber of the contact 331, so the fixing force to the skin is not high. . Therefore, there is a possibility that the electrode pad is displaced or dropped due to traction by the signal cable 334 or a large body movement. Therefore, the holder 335 may be applied to press the electrode pad against the skin surface S for the purpose of stably holding the electrode pad and preventing displacement and dropping.
  • the form of the holder 335 such as shape and size is not particularly limited.
  • an electrode pad 338 is placed on the skin surface S of the body B using a belt-like stretchable cloth (curtain) as shown in FIGS. 25A to 25B, and the waist of the body B is wrapped around the electrode pad 338.
  • a method of winding the stretchable holder 335 can be mentioned. In this configuration, even if the body B is moved greatly, the electrode pad 338 does not easily fall off, and the electrode pad 338 can be more stably fixed.
  • the holder 335 can be installed inside an underwear (shirt) T, for example.
  • the electrode pad 338 and a part of the holder 335 are fixed inside the undergarment T.
  • the holder 335 and the electrode pad 338 are structurally independent, and the holder 335 can be moved laterally on the electrode pad 338, that is, movable (shiftable) along the surface of the body B. It is said that. Therefore, it is preferable that the electrode pad 338 and the holder 336 are disposed so as to be separated from each other, and it is preferable that the electrode pad 338 and the holder 335 are not completely fixed.
  • the electrode pad 338 and the holder 335 are structurally independent, and the contact portion between the electrode pad 338 and the holder 335 is not fixed, and the holder 335 can slide on the electrode pad 338 at the contact portion. Accordingly, it is possible to suppress the electrode pad 338 from falling off due to the displacement between the body B and the underwear T, the loss of the biological signal, and the generation of noise due to the displacement of the electrode. Moreover, the electrode pad 338 can also be removed and replaced
  • the holder 335 serves to hold the electrode pad 338 stably and is also used to hold a bioelectrode accessory (cable, connector, amplifier 339, etc.).
  • the dough (material) constituting the holder 335 is not particularly limited.
  • a stretchable fabric among cloth, sheets, meshes, rubber bands, and the like For example, it is preferable to use a stretchable fabric among cloth, sheets, meshes, rubber bands, and the like.
  • a belt-like bi-directional stretch fabric, Lycra (registered trademark) (generic name: spandex) (made by Toray Industries, Inc.) is placed on the inside of an underwear shirt and is 15 cm wide (according to the height of the heart) (Vertical length) can be used by sewing (see FIGS. 25A and 25B).
  • Lycra registered trademark
  • This holder is suitable, for example, as a holder for a Holter electrocardiogram electrode (for CC5 induction).
  • CC5 Holter electrocardiogram electrode
  • the holder 335 is not limited to the case where the holder 335 is installed inside the underwear of the upper body described above, and may be installed by wrapping around the extremities, the head, the neck, and the fingers, for example, according to the use of the bioelectrode 330.
  • the material of the holder 335 is not limited to the above-described spandex, and various cloths, sheets, meshes, bands, and the like can be used as long as they are stretchable planar materials (fabrics).
  • the bioelectrode according to the present invention When the bioelectrode according to the present invention is installed at the measurement site, it is not necessary to use a conductive gel (electrolyte gel) or a conductive paste (electrolyte paste). By not using conductive gel or paste, the following effects (A) to (E) can be obtained. (A) A feeling of wearing is improved. Discomfort associated with electrode mounting is less likely to occur. Since the gel or paste is not used, it is not necessary to seal the skin with a liquid or gel, and the electrode can be installed in an open state with respect to the outside air. That is, it can be measured in a state where the string-like electrode is in light contact with the skin, or in a state where the soft cloth-like electrode is in contact with the skin.
  • the electrode can be reduced in size and weight. Since the electrode resistance per unit area is smaller than that of the conventional electrode, the electrode can be made smaller, lighter, and higher in density than the conventional biological electrode.
  • the bioelectrode according to the present invention includes the conductive conjugate fiber
  • the following effects (F) to (K) can be obtained.
  • the application range of the bioelectrode can be expanded.
  • the overall shape (basic shape) of the bioelectrode can be processed into a thin planar shape (cloth shape) or a linear shape (string shape). Since it is lighter, flatter and more flexible than conventional electrodes, a linear electrode thinner than a string can be produced. Also, the wearing feeling is comfortable. Due to these properties, the bioelectrode according to the present invention can be applied as a wearable electrode, and the applicable range can be expanded.
  • K Measurements that are equivalent to or more stable than conventional bioelectrodes are possible.
  • the bioelectrode according to the present invention can overcome noise contamination and measurement signal instability, which are disadvantages of the conventional pasteless electrode. That is, the stability of the measurement signal can be obtained equivalent to or higher than that of a conventional medical bioelectrode using an electrolyte paste.
  • the conductive polymer fiber that can be used as the conductive composite fiber constituting the biological electrode of the present invention will be described in detail.
  • the conductive conjugate fiber is not limited to this conductive polymer fiber.
  • a fourth aspect of the present invention relates to an implantable electrode and a biological signal measurement device. More specifically, the present invention relates to an implantable bioelectrode using a composite material of conductive polymer and fiber (hereinafter referred to as “conductive composite fiber”), and a biosignal measurement device including the bioelectrode.
  • conductive composite fiber a composite material of conductive polymer and fiber
  • biosignal measurement device including the bioelectrode.
  • PEDOT-PSS which is a conventionally known conductive polymer, gels in living tissue due to its high water absorption, and mechanical strength is extremely reduced. For this reason, it is difficult to install the PEDOT-PSS processed into a needle shape or a rod shape alone in the body like a conventional metal or carbon bioelectrode.
  • PEDOT-PSS absorbs water at the connection part between the electrode composed only of PEDOT-PSS and the metal lead (cable) connected to the external device. There is a problem that it is weakened and easily broken (disconnected).
  • the implantable electrode 410 according to the first embodiment of the fourth aspect of the present invention shown in FIGS. 29A to 29C is formed into a rod shape (needle shape) by bundling a plurality of conductive composite fibers containing a conductive polymer.
  • the conductive composite fiber bundle 401 is provided.
  • a metal conducting wire 402 is wound around a part of the conductive composite fiber bundle 401 to form a connection portion 403.
  • the connection part 403 is covered with an insulating and water-resistant polymer 404 (resin).
  • the conductive composite fiber bundle 401 is superior in mechanical strength to a conductor formed of a conductive polymer in the form of a rod having an equivalent diameter alone before and after water absorption. For this reason, it is possible to prevent the conductive conjugate fiber bundle 401 from being damaged when embedded in the living tissue, or the conductive conjugate fiber bundle 401 from being disassembled in the living tissue after the implantation.
  • the conductive conjugate fiber bundle 401 is preferably in a dry state before use.
  • the conductive composite fiber bundle 401 in a dry state has a high mechanical strength and has a relatively small volume because it contracts compared to when wet. Therefore, by using the conductive conjugate fiber bundle 1 in the dry contraction state, it is possible to reduce the invasion when inserting into the living tissue.
  • the composite form (method) is not particularly limited, and may be, for example, a form in which a conductive polymer is coated on the surface of the fiber material in a string form (string form), or the conductive polymer is in the form of a thread form. It may be in a form impregnated with a fiber material, or may be a form in which a thread-like conductive polymer and the fiber-like fiber material are twisted or spun.
  • the fibers described in the first embodiment of the present invention can be preferably used.
  • the kind of the conductive polymer is not particularly limited, and a known conductive polymer can be applied.
  • a known conductive polymer can be applied.
  • PEDOT-PSS poly (4- (2,3-dihydrothieno [ 3,4-b] [1,4] dioxin- And hydrophilic conductive polymers such as 2yl-methoxy-1-butanesulfonic acid and potassium salt).
  • the fiber material for example, conventionally known fiber materials such as silk, cotton, hemp, rayon, and chemical fiber are applicable. Of these, silk is preferred. When silk is used, the strength and hydrophilicity of the composite fiber can be further improved. Silk is preferable because it has almost no toxicity to living tissue, hardly causes inflammation due to immune reaction, and has excellent compatibility with living tissue.
  • the kind of the conductive polymer to be combined with silk is not particularly limited, but a hydrophilic conductive polymer such as PEDOT-PSS or PEDOT-S described above is preferable.
  • the length and thickness of the conductive composite fiber constituting the implantable electrode of the present invention are not particularly limited, and can be appropriately adjusted depending on the length and thickness of the fiber material to be combined. Further, the length and thickness of the conductive composite fiber bundle constituted by twisting or binding a plurality of conductive composite fibers are not particularly limited, and can be appropriately adjusted according to the purpose and application.
  • the thickness may be in the range of 0.01 ⁇ m to 5 mm, and the length may be in the range of 0.1 ⁇ m to 1 m. In another example, the thickness may be in the range of 0.1 ⁇ m to 1 mm, and the length may be in the range of 0.1 ⁇ m to 50 cm.
  • the thickness of the rod-like conductive composite fiber bundle 401 shown in FIGS. 29A to 29C can be 0.1 ⁇ m to 500 ⁇ m and the length can be 1 ⁇ m to 10 mm.
  • 31A to 31C can have a thickness of 10 ⁇ m to 500 ⁇ m and a length of 100 ⁇ m to 50 cm, for example.
  • the thickness and the length are the thickness and the total extension length in a state where the conductive composite fiber bundle 1 wound in a coil shape is stretched.
  • the outer diameter of the coil in the coiled state shown in FIGS. 301A to 301C can be, for example, 10 ⁇ m to 5 mm, and the length of the coil in the central axis direction can be, for example, 100 ⁇ m to 50 mm.
  • the thickness of the conductive composite fiber bundle 401 connected to the surgical thread shown in FIGS. 32A to 32D can be set to 0.1 ⁇ m to 500 ⁇ m, for example, and the length can be set to 1 ⁇ m to 10 cm.
  • the thickness of the conductive conjugate fiber bundle 401 constituting the core shown in FIG. 33B can be set to 10 ⁇ m to 10 mm, for example, and the length can be set to 10 ⁇ m to 50 cm.
  • a conductive polymer fiber that will be described in detail later is applicable.
  • the conductive conjugate fiber bundle 401 of the first embodiment of the fourth aspect is bonded to the tip of a needle 405 (guide needle).
  • the conductive conjugate fiber bundle 401 is moistened with water or alcohol or the like, the conductive polymer on the surface thereof has adhesiveness (adhesiveness) and shrinks and solidifies when dried again. Utilizing this property, the conductive conjugate fiber bundle 401 can be bonded (fixed) to the tip of the needle 405 (FIG. 29A).
  • the implantable electrode 410 having this configuration is inserted into a living tissue, the conductive composite fiber bundle 401 absorbs the body fluid (extracellular fluid or cerebrospinal fluid) and swells (FIG. 29B).
  • the conductive composite fiber bundle 401 installed in the living tissue is connected to an external device via an electric wire 402 (metal conducting wire 402), and signals (electrical signals or electrical stimulation) are transmitted and received.
  • the constituent material of the needle 405 is not particularly limited, and examples thereof include metals such as gold, platinum, and copper, carbon, or resin (plastic).
  • the electric wire 402 is preferably a wire capable of electrically connecting the conductive composite fiber bundle and the external device.
  • the constituent material of the electric wire 402 is not particularly limited, and for example, metal, silicon, carbon, or the like can be applied.
  • the kind of the metal is not particularly limited, and may be a metal used in a conventionally known electric wire.
  • the electric wire 402 is preferably covered with a polymer having insulating properties and water resistance.
  • the type of the polymer is not particularly limited, and for example, a water-resistant polymer that covers a conductive composite fiber bundle according to a fourth embodiment of the present invention described later can be applied.
  • the thickness and length of the electric wire 402 are not particularly limited, and can be appropriately adjusted according to the application.
  • the adhesive material is not particularly limited, and is a material that can fix the conductive conjugate fiber bundle 1 and the needle 5 in a dry state (exemplifies adhesiveness) and decreases the fixing force (adhesive force) due to water absorption. It is preferable. Examples thereof include materials containing PEG (polyethylene glycol), PEDOT-PSS, polylactic acid, sorbitol, fibrin glue, starch glue and the like.
  • the type of PEG is not particularly limited, and for example, a relatively high molecular weight PEG that is solid at room temperature (for example, about 20 ° C.) to body temperature (for example, about 40 ° C.) and becomes liquid when heated is used.
  • Can do Applying the heated and dissolved PEG to the needle, and then bringing the conductive composite fiber bundle into contact with the needle, and then bringing the PEG solidified by returning to room temperature, so the needle and the fiber bundle are bonded.
  • Can do When this is placed in an environment with bodily fluids such as tissue, PEG gradually dissolves, and the conductive conjugate fiber bundle can be naturally separated from the needle.
  • the conductive composite fiber bundle 1 and the needle 5 are indirectly bonded through the adhesive material applied to the polymer 404 covering the connection portion 403. It doesn't matter.
  • the connecting portion 403 is covered with a polymer 404.
  • the conductive conjugate fiber bundle 401 constituting the connection part 403 is covered with the polymer 404, swelling due to water absorption and reduction in mechanical strength hardly occur. Further, since the mechanical strength of the conductive conjugate fiber bundle 401 is increased by combining with the fiber material, the connection between the conductive conjugate fiber bundle 401 and the metal conductor 403 does not break (disconnect) even after water absorption. The electrical connection can be sufficiently maintained.
  • the method for connecting the metal conductive wire 402 to the conductive composite fiber bundle 401 in the connection portion 403 is not particularly limited.
  • a method such as winding, ligating, caulking, or adhesion using a conductive adhesive (silver paste, silver epoxy, etc.) is available.
  • a conductive adhesive silver paste, silver epoxy, etc.
  • the type of the polymer 404 that covers the connection part 403 is not particularly limited, and examples thereof include silicone (silicone), PTFE (polytetrafluoroethylene), and PVC (polyvinyl chloride).
  • Electrode placement in the body As a method of installing the implantable electrode 410 according to the first embodiment of the fourth aspect in a living tissue, for example, a manipulator capable of high-speed operation is used, and the needle 405 is moved into the living body at a high speed (in a short time). ) The method of inserting is mentioned.
  • the needle 405 leads and enters a predetermined position in the living body, and the conductive composite fiber bundle 401 bonded to the needle 405 and the connected metal conductive wire 402 are both introduced into the predetermined position in the living body. This insertion is completed at a high speed and is preferably completed before the conductive conjugate fiber bundle 401 starts to swell in the living body.
  • the insertion speed is not particularly limited, but it can be performed at, for example, about 100 to 1000 mm / sec.
  • a conductive actuator capable of high-speed operation is used, and the conductive composite fiber bundle 401 of the implantable electrode 410 is inserted at a speed of 10 to 20 msec so that it is placed at a depth of 2 mm below the cerebral cortex of the animal. Can be entered. Thereafter, the conductive composite fiber bundle 401 is swollen with body fluid, the adhesive material that bonds the conductive composite fiber bundle 401 and the needle 405 is dissolved, and only the needle 405 is removed when the adhesive strength is weakened. it can.
  • the conductive conjugate fiber bundle 401 installed in the living tissue swells and adheres to the surrounding living tissue.
  • the implantable electrode 10 of the first embodiment may be provided with one conductive composite fiber bundle 401 at the tip of the needle 405 as shown in FIG. 30A, or on the needle 405 as shown in FIGS. 30B and 30C.
  • a plurality of conductive conjugate fiber bundles 401 may be provided.
  • the height of the bonding location of the two conductive composite fiber bundles 401 in the needle 405 is shifted (the position is shifted in the length direction of the needle 405).
  • the conductive composite fiber bundles 401 are installed at different heights (depths) when inserted into the body, and can function as independent electrodes (2ch electrodes).
  • the conductive composite fiber bundle 401 is fixed on both sides of the needle 405 when viewed from the side surface and the bottom surface, but two electrodes may be fixed to one side of the needle 405. .
  • the two conductive conjugate fiber bundles 401 appear to overlap in the depth direction (in the height direction). That is, the cross-sectional area is reduced.
  • the four conductive conjugate fiber bundles 401 are arranged so that the circumference of the needle 405 surrounds the needles 405 with the same height of the bonding portions of the four conductive conjugate fiber bundles 401 in the needle 405. Yes.
  • four conductive composite fibers 401 (4ch electrodes) can be placed in the living tissue around the position where the needle 405 is inserted.
  • the implantable electrode 420 according to the second embodiment of the fourth aspect of the present invention shown in FIGS. 31A to 31C has a conductive composite fiber bundle 401 wound around the tip of the needle 405 in a coil shape. This is the same as in the first embodiment.
  • symbol is attached
  • the coiled conductive composite fiber bundle 401 may be adhered to the tip of the needle 405, or may simply be wound. Since the coiled conductive composite fiber bundle 401 is firmly wound around the tip of the needle 405, the conductive composite fiber bundle 401 drops off from the needle 405 when the distal end direction of the needle 405 is inserted into a living tissue. This is prevented (FIG. 31A). Further, since the outer diameter of the coil at the time of drying shrinkage (the diameter of a circle drawn around the coil) is small, the invasiveness to living tissue is reduced. The implantable electrode 420 inserted into the living tissue swells when the conductive composite fiber bundle 1 absorbs the body fluid to form a swollen fiber bundle 401 ′ (FIG.
  • the coil spontaneously expands.
  • the outer diameter of the conductive composite fiber bundle 401 and the living tissue come into close contact with each other. Since the adhesive force between the conductive conjugate fiber bundle 401 and the needle 405 is weakened due to water absorption, the needle 405 can be removed while the conductive conjugate fiber bundle 401 remains in the living tissue (FIG. 31C).
  • the implantable electrode 420 of the second embodiment having the coiled conductive composite fiber bundle 401 may cause atrophy or dead space in the living tissue due to the installation of the electrode (conductive composite fiber bundle 401). It is suitable for the case where the measurement target cells and nerve fibers are scattered in the living tissue.
  • FIG. 4 shows an implantable electrode 430 according to a third embodiment of the fourth aspect of the present invention.
  • a metal conducting wire 402 is connected to one end of the conductive composite fiber bundle 401, and a surgical nylon monofilament thread 406 is bonded to the other end by the above-described method.
  • a bending needle 405 for surgical suturing is bound to the nylon thread 406.
  • FIG. 32A An example of a method of installing the implantable electrode 430 in a nerve cord (Bundle) is illustrated.
  • the needle 405 is penetrated (pierced) through the nerve cord N ′ in the manner of suturing the nerve cord N (FIG. 32A), and the nylon thread 406 is pulled up,
  • the conductive composite fiber bundle 401 is drawn into the nerve cord N ′ by being pulled by the nylon thread 406 (FIG. 32B). Thereafter, the conductive composite fiber bundle 401 absorbs the body fluid at a predetermined position in the nerve cord N, whereby the nylon thread 406 is peeled off from the conductive composite fiber bundle 401 and the nylon thread 406 is removed from the nerve cord N ′. be able to.
  • FIG. 32C shows a state in which a plurality of implantable electrodes are installed on a plurality of nerve cords N in the nerve bundle.
  • Peripheral nerves have many mixed nerves of movement, perception, and autonomic nerves, and form nerve cords (Bundles). Nerve cords travel three-dimensionally in the nerve bundle, and there are large individual differences in the distribution of nerve bundle cords, so it is difficult to identify nerve cords with brain coordinates like the central nerve, but clinically, the microscope Major nerve fibers can be identified by the observation below and measurement of nerve activity.
  • the implantable electrode according to the third embodiment enables selective signal recording and stimulation of movement, perception, and autonomic nerves by utilizing this clinical technique.
  • the implantable electrode according to the third embodiment can be mechanically inserted by an automatic anastomosis device, a micromanipulator, or the like as well as by a surgical technique.
  • the rate at which the conductive conjugate fiber and the conductive conjugate fiber bundle constituting the implantable electrode of the present invention absorb body fluid in the body can be delayed.
  • one or more of glycerol, sorbitol, ethylene glycol, squalane, silicone, mineral oil, or MPC (2-methacryloyloxyethyl phosphorylcholine) is impregnated or coated in advance on a conductive composite fiber (bundle). Is the method.
  • the conductive composite fiber bundle 401 of the third embodiment by impregnating the conductive composite fiber bundle 401 of the third embodiment with glycerol in advance, even if it is difficult to introduce the electrode into the living body and the operation time becomes long, the water absorption of the conductive composite fiber bundle 401 is increased. It is possible to prevent the swelling and peeling of the nylon thread 406 from occurring during the operation. By keeping the diameter of the conductive conjugate fiber bundle 401 small, the invasion to the living tissue during the introduction of the electrode can be reduced.
  • an implantable electrode 440 has a conductive composite fiber (bundle) 401 formed into a rod shape (needle shape) or string shape (cable shape) as a core.
  • the core portion is covered with a water-resistant polymer 404 around at least a part thereof, and a flow path is formed for liquid to permeate (permeate) from one end portion 1a (401a) of the core portion to the other end portion 1b.
  • the one end 1a and the other end 1b are not covered with the polymer 404 and are exposed.
  • the “flow channel” does not mean a hollow tube, but means a configuration in which the water-resistant polymer 404 forms a tube and the conductive conjugate fiber bundle 1 is arranged in the tube. Since the conductive conjugate fiber bundle 401 has water absorption and substance permeability, the liquid can permeate from the one end 1a to the other end 1b and move spontaneously.
  • the method of transporting the liquid or substance through the flow path is not limited to spontaneous movement such as permeation, capillary action, diffusion, etc., and one of the one end 1a and the other end 1b is positive and the other is negative.
  • a method of performing electrophoresis or a method of feeding a liquid by pressurizing a liquid by connecting a pump (for example, an osmotic pressure pump) to the one end 1a may be adopted.
  • a pump for example, an osmotic pressure pump
  • the drug can be transported and delivered stably at a constant rate.
  • a reservoir 407 (FIG. 33A) or a chamber 408 (FIG. 33B) capable of containing a drug solution is connected to one end 1 a of the core portion constituted by the conductive conjugate fiber bundle 401.
  • a liquid feeding pump may be connected to the tube connector 409 provided in the chamber 408.
  • the type of the drug is not particularly limited, but is preferably a drug having a pharmacological action for suppressing or promoting a biological reaction.
  • examples of the drug include a drug that reduces damage to living tissue, a drug that promotes repair of living tissue, and a drug that grows living tissue.
  • glycerol sorbitol, mannitol, fructose, BDNF (Brain-derived neurotrophic factor), NGF (Nerve Growth Factor), NT3 (Neurotrophin-3), GSNO (S-Nitrosoglutathione), SKF96365, Cilostazol, TRIM
  • soluble drugs such as 1- (2-Trifluoromethylphenyl) imidazole), Gadolinium, magnesium, EGTA (ethylene glycol tetraacetic acid), and Ruthenium red.
  • a configuration in which a liquid in which one or more of these drugs are dissolved is stored in the reservoir 407 or the chamber 408 can be given.
  • the type of the water-resistant polymer 404 that covers the core is not particularly limited as long as it is a polymer that can form a coating layer around the core (form a water seal on the outer surface of the core).
  • a polymer (resin) used in the field of medical devices such as conventionally known catheters can be applied.
  • the water-resistant polymer 404 preferably has an insulating property in order to prevent the electrically conductive conjugate fiber 401 constituting the core portion from being electrically short-circuited with the surroundings.
  • the thickness of the coating layer constituted by the water resistant polymer 404 is not particularly limited. For example, 0.1 ⁇ m to 5 mm can be mentioned.
  • water-resistant polymer 404 examples include silicone, PTFE (polytetrafluoroethylene), PVC (polyvinyl chloride), ABS (acrylonitrile butadiene styrene), ANS (acrylonitrile styrene).
  • PTFE polytetrafluoroethylene
  • PVC polyvinyl chloride
  • ABS acrylonitrile butadiene styrene
  • ANS acrylonitrile styrene
  • styrene PEN
  • PBT polybutylene terephthalate
  • PET polyethylene terephthalate
  • polyamide polyamide
  • aromatic polyamide aromatic polyamide
  • polyester polyyester
  • polyether block amide copolymer poly Polymethylmethacrylate, polyurethane, EVA (ethylene vinyl acetate), ethylene vinyl alcohol, polyethylene, latex, PTFE, FEP , PFA, polypropylene, polysiloxane, ionomer, SAN (styrene acrylonitrile), nylon, thermoplastic elastomer and the like.
  • the drug may be previously impregnated or applied to the conductive composite fiber constituting the implantable electrode of the present invention. Also in this case, the drug is gradually released from the conductive conjugate fiber placed in the living tissue, and the drug can be locally administered around the conductive conjugate fiber.
  • the one end 1a and the reservoir 407 or the chamber 408 may be embedded in the living tissue or may be installed outside the living tissue.
  • the one end 1a is embedded in the living tissue, it is desirable that the volume of the reservoir 407 or the chamber 408 connected to the one end 1a is as small as possible.
  • a capsule-like reservoir 407 can be mentioned.
  • the chamber 408 when the chamber 408 is installed in the living tissue, the chamber 408 may be connected to the outside of the living tissue via a tube connector 409 provided in the chamber 408.
  • the one end 1a of the core and the reservoir 7 or the chamber 408 are preferably installed outside the living tissue.
  • the core covered with the water-resistant polymer 4 can be produced with a desired length (for example, 100 ⁇ m to 10 cm) and thickness (for example, 10 ⁇ m to 5 mm) depending on the application.
  • the size and constituent materials of the reservoir 407 and the chamber 408 are not particularly limited, and can be appropriately changed according to the purpose of use and the mode of use.
  • a plastic bag (bag) or a box (case) such as silicone resin can be used as the reservoir 407 or the chamber 408.
  • the water-resistant polymer 404 covers from the vicinity of the other end 1b to the reservoir 407 or the chamber 408 provided with the one end 1a therein.
  • connection method between the reservoir 407 and the chamber 408 and the one end 1a is not particularly limited.
  • a water-resistant polymer 404 that covers the central side of the reservoir 407 or the chamber 408 is installed on the outer wall of the reservoir 407 or the chamber 408 with a water-resistant polymer 404 that is installed in the liquid reservoir of the reservoir 407 or the chamber 408 with the end 1a exposed
  • attaches can be illustrated.
  • the drug transport function (drug delivery function) possessed by the implantable electrode 440 according to the fourth embodiment of the present invention can be applied to administration of a drug for reducing damage caused by implantation of the electrode, and is particularly implanted in nerve tissue. It exerts a remarkable effect in reducing the damage caused by.
  • a drug having an effect of reducing damage to the central nervous tissue for example, GSNO (S-Nitrosoglutathione) from the other end 1b of the core
  • the implantable electrode 440 significantly damages the central nervous tissue. Can be reduced.
  • signal transmission / reception between the electrode and the nerve tissue can be performed stably and with high accuracy over a longer period of time than before. This will be described in detail with reference to data in Example 4-4 (FIGS. 34A to 34D) described later.
  • a tube for drug transport (for example, an ultrafine hollow needle such as a microcapillary) is separately installed on the bioelectrode installation site.
  • a tube for drug transport for example, an ultrafine hollow needle such as a microcapillary
  • a bundle structure bundle structure stored (bundled) in a single sheath (tube) in a state in which an ultrafine hollow needle is placed along the biological electrode.
  • the structure of the structure embedded in the living tissue is complicated because the drug release hole (release port) of the drug transport path and the electrode are placed apart (built in the sheath).
  • the fourth embodiment of the present invention has a simple structure because the conductive composite fiber bundle 401 itself serving as an electrode also serves as a drug transport path. Further, since the drug oozes out from the surface of the electrode, it is possible to uniformly administer the drug to the boundary surface where the electrode and the cell tissue are in contact, that is, the region where the damage is most generated. Further, by adding the above-described additive such as glycerol to the conductive composite fiber bundle 401, the drug release rate can be adjusted.
  • the drug transport function (drug delivery function) possessed by the implantable electrode 440 according to the fourth embodiment of the fourth aspect of the present invention is not limited to the use of drug administration for alleviating damage to biological tissues. Stimulate or utilize physiological functions of living cells and tissues, such as selective binding of nerve fibers by neurotrophic factors (formation of selective nerve wiring) and recording of electrical signals associated with selective stimulation of nerve fibers It can be used for various applications. Further, the liquid flowing through the flow path of the implantable electrode 440 is not limited to the drug solution, and the composition and function thereof are not limited as long as the liquid can permeate and move through the conductive composite fiber bundle 401.
  • a bioelectrode composed of a flexible conductive composite fiber can be placed in a living tissue.
  • the connection between the conductive conjugate fiber and the electric wire (signal cable) can be stably maintained in the living body.
  • the drug can be transported at a constant speed to the site where the electrode and the living tissue are in contact. 4). It is possible to reduce damage to living tissue (particularly cranial nerve tissue) due to electrode placement (implantation). 5). Long-term stable recording of biological signals is possible. 6).
  • the electrodes can be three-dimensionally installed according to the three-dimensional structure of the nerve tissue.
  • Example 1-1 Silk yarn as raw material in dry and wet state (in a state where pure water is absorbed until saturation) (No. 9 silk yarn; manufactured by Fujix Co., Ltd., 18 strands of 21D denier silk fiber, yarn diameter of about 280 ⁇ m, length 20cm)
  • FIG. 9B The result of examining the tensile strength of () is shown in FIG. 9B.
  • electrochemical fixation was performed by energization at 3 mC per cm, and ethanol was used as the organic solvent and contained in the solution.
  • PEDOT-PSS silk fiber bundle 1 a conductive polymer fiber bundle having a diameter of about 280 ⁇ m in a dry state and a wet state (a state in which pure water is absorbed until saturation).
  • FIG. 9B The vertical axis of the graph represents the maximum tonicity (CN: centinewton), and the error bar represents the standard deviation of 10 samples.
  • the conductive polymer fiber according to the present invention has excellent strength equivalent to that of the raw silk thread in both the dry state and the wet state, and it is difficult for breakage and cracks to occur. It is clear that the conductivity is difficult to decrease.
  • the PEDOT-PSS silk fiber bundle 1 (decreased 17% (207CN) based on the strength at the time of drying) is more effective for the raw silk thread (the strength at the time of drying). Since the difference in strength is smaller than 20% (268CN reduction), the PEDOT-PSS silk fiber bundle 1 has less strength change due to wetness and has stable strength characteristics. I understand. Further, from the results of Example 1-1 and Comparative Example 1-1, the tensile strength of the conductive polymer fiber (dry state) according to the present invention is higher than that of the conductive fiber (dry state) made only of PEDOT-PSS. Is clearly improved by about 10 times.
  • Example 1-2 A sample A impregnated with glycerol and a sample B not impregnated with glycerol were prepared for the conductive polymer fiber (PEDOT-PSS silk fiber bundle 1) produced by the same method as in Example 1. With each sample A and B immersed in pure water, shaking was performed under the conditions of horizontal amplitude 5 cm, 3 Hz, 10 times, and then air-dried three sets repeatedly, and the resistance value of each sample A and B was changed. Was recorded.
  • PEDOT-PSS silk fiber bundle 1 the conductive polymer fiber
  • the resistance value was calculated from the amount of current at the time of DC5V load using a DC stabilized power supply (PAB18-5.5; manufactured by Kikusui Electronics Co., Ltd.) and a digital multimeter (VOAC7511; manufactured by Iwasaki Tsushinki Co., Ltd.). The resistance value was measured on a sample in a dry state (a state containing no moisture). The result is shown in FIG.
  • the vertical axis of the graph represents the resistance value (M ⁇ / mm) per 1 mm length of the PEDOT-PSS silk fiber bundle 1 (dried state) having a fiber diameter of about 280 microns.
  • Example 1-3 Conductive polymer fiber (hereinafter referred to as PEDOT-PSS silk fiber bundle 2) having a diameter of about 280 ⁇ m and a length of 300 mm made of PEDOT-PSS obtained by the above-mentioned production method 2b and the silk thread (No. 9 silk thread).
  • PEDOT-PSS silk fiber bundle 2 having a diameter of about 280 ⁇ m and a length of 300 mm made of PEDOT-PSS obtained by the above-mentioned production method 2b and the silk thread (No. 9 silk thread).
  • the rubber band 4 and the metal conductor 5 are provided on the fixed string 3
  • the PEDOT-PSS silk fiber bundle 2 is wound as a coil in the shape of a coil as shown in FIG.
  • a body surface type bioelectrode was prepared. This bioelectrode was placed on the human body surface 6.
  • the PEDOT-PSS silk fiber bundle 2 which is an electrode constituting a biological electrode could be contacted with the skin without using a paste (jelly) containing an electrolyte or the like. That is, it is clear that the bioelectrode provided with the PEDOT-PSS silk fiber bundle 2 according to the present invention is excellent in strength, flexibility and conductivity, and can be attached to the body surface in close contact.
  • the bioelectrode is installed on the skin of the upper right limb, left upper limb, and left lower limb (body surface).
  • a resting human electrocardiogram was recorded by the method of induction (setting sensitivity 2000 ⁇ V / mm, time scale 1 sec I, II, III induction).
  • Example 1-4 A conductive polymer fiber having a diameter of about 280 ⁇ m and a length of 1.5 mm made of PEDOT-PSS obtained by the above-described production method 1a and the silk thread (No. 9 silk thread) is covered with a silicone resin, and partly It was insulation. Specifically, the length of the exposed portion (non-insulating portion) was about 500 ⁇ m, and the length of the insulating coating portion was about 1000 ⁇ m.
  • the obtained conductive polymer fiber (hereinafter sometimes referred to as PEDOT-PSS silk fiber bundle 3) has an electrode resistance of about 500 k ⁇ , which is connected to a thin metal wire (Xwire, manufactured by Tanaka Kikinzoku Kogyo Co., Ltd.). Thus, a thread-like embedded bioelectrode was obtained. The photograph which observed it with the stereomicroscope is shown to the left of FIG. 12A.
  • the prepared bioelectrode was inserted into the rat sciatic nerve directly under the outer neuroneurium under a microscope, and ligated and fixed using a surgical thread for microsurgery (S & T 10-0) (right figure in FIG. 12A).
  • the metal lead was connected to a preamplifier, and the action potential (collective action potential) of the sciatic nerve was recorded using a biological signal recording device (AP1024, manufactured by TEAC).
  • FIG. 12B An example of the measurement result is shown in FIG. 12B.
  • the measurement conditions are set sensitivity 2000 ⁇ V / mm, time scale 1 second, and in order from the top, at rest, at muscle contraction, at muscle relaxation.
  • the implantable bioelectrode including the PEDOT-PSS silk fiber bundle 3 according to the present invention is in the form of a thread, it can be sewn into the tissue by surgery. For this reason, compared with the conventional large and inflexible metal electrode, there is a high degree of freedom in the installation location of the bioelectrode according to the present invention, and the electrode can be fixed in a stable state. Since only this is exposed and the others are coated, the durability is high and long-term recording becomes possible.
  • conductive polymer fibers in which PEDOT-PSS was arranged on the inside and the outer periphery of the silk thread were prepared by the above-described production method 2b. Specifically, the outer periphery is coated with PEDOT-PSS once electrochemically, sample C, sample C further impregnated with glycerol, sample D, and sample C again with PEDOT-PSS. Sample E chemically coated (two coats in total) and Sample F in which Sample E was further impregnated with glycerol were prepared.
  • Example 1-2 The electrical conductivity of each sample C, D, E, F in a dry state (containing no moisture) was measured by the resistance value measurement method described in Example 1-2, and the respective resistance values were measured with Example 1-2. Table 1 shows the results measured by the same method. From the results obtained, in order to improve the conductivity and resistance value, it is preferable that the thickness of the conductor is thicker (the number of coatings is preferably twice than one), and glycerol is preferably added. It is clearly preferred.
  • Example 2-1 a silk fiber (No. 9 silk thread: about 280 ⁇ m in diameter) is prepared as a material fiber, and a manufacturing apparatus equipped with the rotor electrode of the present invention as shown in FIGS. 13 and 15A-B is used.
  • a conductive polymer fiber was produced in which a conductor containing PEDOT-PSS was polymerized and fixed in the outer periphery of the silk fiber and in the fiber bundle made of the silk fiber.
  • two kinds of conductor solutions were prepared, one using no additives and the other containing glycerol, and electrochemical polymerization fixation was performed for each.
  • a pulley-like rotor electrode 222 and a roller-like rotor electrode 232 as shown in FIGS. 13A to 13B are used, and each of these rotor electrodes 222 and 232 uses silk fiber as the silk electrode.
  • the fibers were alternately arranged so as to be sandwiched from both sides in the radial direction of the fiber.
  • a pulley-like rotor electrode 222 a pulley 222a having a diameter of 8 mm and a width of 4 mm was used.
  • a roller-like rotor electrode 232 a roller 232a having a diameter of 6 mm and a width of 3 mm was used.
  • silk fibers are immersed in a conductor solution containing PEDOT-PSS accommodated in an immersion container, and this is pulled up vertically at the winding portion. It was. At this time, using a comb-like electrode as shown in FIG. 14, the silk fibers were alternately sandwiched from both sides by a plurality of comb teeth, and energization was performed while pulling up the silk fibers.
  • a DC power supply of 20 ⁇ A and 18 V was supplied to the comb-like electrode using a DC stabilized power supply (manufactured by Kikusui Electronics Co., Ltd .: PAB18-5.5), and polymerization fixation was performed in the longitudinal direction of the silk fiber at 10 mm.
  • a DC stabilized power supply manufactured by Kikusui Electronics Co., Ltd .: PAB18-5.5
  • polymerization fixation was performed in the longitudinal direction of the silk fiber at 10 mm.
  • an electric quantity of 3 to 6 mC electric flux density: 5.85 to 9.95 ⁇ 10 4 C / .
  • a “digital multimeter manufactured by Iwasaki Tsushinki Co., Ltd .: VOAC 7511
  • the fiber resistance and electrical conductivity are measured with a resistance meter “DM2561 (manufactured by NF Circuit Design Block)” at a direct current of 350 mA and a fiber length of 10 mm. did.
  • a nano clip manufactured by Stack Electronics Co., Ltd. was used as a fiber gripping and gripping jig.
  • the measurement at this time was performed in a dry state (a state not containing water), and the results are shown in Table 2 below.
  • Example 1 shows Example 2-1 and Comparative Example 1 shows Comparative Example 1-1.
  • the obtained conductive polymer fiber was observed with a stereomicroscope to visually check the covering state of the conductor containing PEDOT-PSS, and the photograph at that time is shown in FIG. 17A.
  • the state of the obtained conductive polymer fiber after being immersed in physiological saline (0.9% NaCl solution: 20 ° C.) for one month was photographed with a stereoscopic microscope image (using Leica SZ). The water resistance was evaluated, and the photograph is shown in FIG. 18A.
  • Example 2-2 In the present example, the manufacturing apparatus shown in FIG. 13 was operated under the same conditions and procedures as in Example 2-1 except that energization was performed using comb-like electrodes 221 and 231 as shown in FIG. Conductive polymer fibers were prepared. At this time, the comb-like electrodes 221 and 231 used had a comb-teeth distance (inter-electrode distance) of the plurality of comb teeth 221a and 231a of 10 mm.
  • the obtained conductive polymer fiber was observed with a stereomicroscope to visually check the covering state of the conductor containing PEDOT-PSS, and the photograph at that time is shown in FIG. 17B.
  • Example 2-1 In the comparative example, the outer peripheral portion of the silk fiber was subjected to the same conditions and procedures as in Example 2-1 except that the conductor was fixed to the silk fiber (base fiber) by a conventional chemical fixing method. And the conductive polymer fiber by which the conductor containing PEDOT-PSS was fixed inside the fiber bundle which consists of the said silk fiber was produced. And by the method similar to the above, about the obtained conductive polymer fiber, the fiber resistance and electrical conductivity were measured, and the result was shown in Table 2.
  • Example 2-1 water resistance was evaluated in the same manner as in Example 2-1, and a photograph taken as a stereoscopic microscope image is shown in FIG. 18B.
  • Example 2 [Evaluation results] As shown in Table 2, using the production apparatus according to the present invention, a conductor containing PEDOT-PSS was electrochemically polymerized and fixed on silk fibers (base fiber) by the production method defined in the present invention.
  • the conductive polymer fiber of Example 1 has a low fiber resistance, regardless of the presence or absence of additives, compared to the conductive polymer fiber of the comparative example produced by a chemical fixing method using a conventional production apparatus, It was revealed that excellent conductivity can be obtained. Further, as shown in the photograph of FIG. 17A, the conductive polymer fiber obtained in Example 2-1 is a conductive polymer that produces PEDOT-PSS up to the surface of the silk fiber and the inside of the fiber bundle.
  • the body is uniformly coated and the conductor is fixed without exposing the silk fibers.
  • the conductive polymer fiber obtained in Example 2-1 is a surface of the silk fiber and the fiber bundle after the water resistance test for one month. It was confirmed that the state in which the conductor was covered to the inside (black color on the surface of the silk fiber) was maintained.
  • the conductive polymer fiber produced using the conventional chemical fixing method has higher fiber resistance than the conductive polymer fiber of Example 2-1, and the conductivity is also high. It became clear that it was low.
  • the conductive polymer fiber obtained in Comparative Example 2-1 had a silk fiber exposed state (white color on the surface of the silk fiber) after a water resistance test for one month. It was confirmed that most of the conductor was peeled off and lost.
  • the conductive polymer fiber obtained using the comb-like electrode in Example 2-2 is the conductive high fiber of Example 1 manufactured using the rotor electrode. It was confirmed that part of the surface of the silk fiber was exposed as compared with the molecular fiber. This is because the conductor peels off due to contact with some of the comb teeth (metal bar electrodes) when energized while pulling up vertically using the comb-like electrodes. Since the coverage of the silk fiber surface is higher than that of molecular fibers, it is considered to be superior in both fiber resistance and electrical conductivity as compared with conventional products.
  • Example 3-1 Comb Electrode for EEG Silk fiber bundle (Fujix Co., Ltd., tire No. 9, fiber diameter of about 280 ⁇ m) before converting to composite fiber is used. It was immersed in a 1% added solution. Subsequently, the silk fiber bundle was energized, and PEDOT-PSS was electrochemically fixed on the surface and inside of the silk fiber bundle to produce a conductive composite fiber of the silk fiber bundle and PEDOT-PSS.
  • FIGS. 19A to 19D Four conductive composite fiber bundles were bundled and fixed to a comb-shaped polystyrene arch-shaped frame (four locations, 16 in total) to obtain a comb-shaped bioelectrode 10 shown in FIGS. 19A to 19D.
  • a signal cable for an electroencephalogram measuring apparatus manufactured by Nihon Koden Kogyo Co., Ltd. was used as the signal cable 314 to be joined to the contact 311 made of a conductive conjugate fiber.
  • the signal cable coating was peeled 1 cm to expose the copper wire, and a conductive composite fiber was wound around and ligated.
  • the joint between the conductive conjugate fiber and the signal cable was insulated with an ethylene vinyl alcohol adhesive.
  • the joint portion was fixed to the frame end together with the signal cable.
  • glycerol Prior to the use of the bioelectrode in the electroencephalogram measurement, glycerol was impregnated into the contact 311 (conductive composite fiber). By impregnating with glycerol, the conductivity and water resistance of the conductive composite fiber are improved, the flexibility of the fiber is improved, a good contact between the contact 311 and the scalp is obtained, and the stable measurement of the electroencephalogram is possible. It becomes possible.
  • the bioelectrode 310 produced in this example has a width of 12 mm, a length of 35 mm, a thickness of 6 mm, a comb tip portion thickness of 2 mm, and a weight of 1.1 g (only the electrode portion does not include the cable weight), and is thin and lightweight. Has been. Furthermore, since it has a comb shape, the biological electrode 310 can be hidden and attached under the hair.
  • Example 3-2 Hairpin Electroencephalogram Electrode
  • a 3.5cm long hairpin hair stopper was used as the frame.
  • the hairpin is made of steel, and the surface thereof is painted with urethane resin.
  • An EEG measurement signal cable (manufactured by Nihon Kohden Co., Ltd.) was stripped 3 cm, and a conductive composite fiber was wound twice on the exposed copper wire to form a contactor having a thickness of about 1 mm (FIG. 21C).
  • Two contactors were fixed to both ends of the U-shaped frame of the hairpin through an ethylene vinyl support to obtain a hairpin-shaped bioelectrode 320 shown in FIGS. 20A to 20D.
  • Bioelectrode 320 manufactured in this embodiment is the length 35mm width 2-5mm height 3mm size and weight 0.5 g (not including cable weight only electrode portions).
  • the electrode itself can hold the hair, so that it can be fixed independently, and a holder such as a stretchable net may or may not be used. .
  • FIG. 23A shows the human brain wave measured using the hairpin-shaped electrode for electroencephalogram of Example 3-2.
  • the hairpin-shaped electrodes of Example 3-2 were placed on C3 and C4 as the related electrodes.
  • a silver-silver chloride dish electrode (for NE134A Nihon Kohden Co., Ltd.'s collodion electrode) is fixed to the auricles on both sides (tape) with tape using absorbent cotton soaked in physiological saline. Installed. No pretreatment such as degreasing and exfoliation was performed on the skin on which the electrode was placed.
  • 23A shows a waveform obtained by measuring an electroencephalogram during awakening of an adult male in a normal laboratory under the conditions of a low-frequency cutoff filter 1 Hz and a high-frequency cutoff filter 20 Hz using a MEB5504 manufactured by Nihon Kohden Corporation.
  • the horizontal axis of the figure is 400 ms / div, and the vertical axis is 50 ⁇ V / div.
  • FIG. 23B shows the auditory brainstem response (evoked potential) of an adult male measured using the hairpin-shaped electroencephalogram electrode of Example 3-2.
  • the measurement equipment used (MEB5504 manufactured by Nihon Kohden Co., Ltd.) and the installation of the electrodes are the same as the electroencephalogram measurement in FIG. 23A.
  • a 90 db click sound was input from both headphones to the ears, and an average of 1000 times was performed according to the standard setting of the auditory evoked potential.
  • the horizontal axis of the figure is 1 ms / div
  • the vertical axis is 0.2 ⁇ V / div. From the evoked potential waveform measured under the conditions of the low-frequency cutoff filter 1 Hz and the high-frequency cutoff filter 200 Hz, it is shown that the bioelectrode of the embodiment of the present invention can be used for evoked potential measurement.
  • Example 3-3 Electrocardiogram electrode
  • the following three types of electrodes 1 to 3 are placed on the body surface of the same experimental animal (rat), and an electrocardiogram is measured simultaneously. Waveform comparison was performed.
  • -Electrode 1 electrode according to the second embodiment of the present invention
  • a contactor in which 30 fibers (12 mm in length) impregnated with glycerol in conductive composite fibers produced in the same manner as in Example 3-1 were arranged. It was placed on the surface of the rat body and fixed by the following two methods.
  • Electrode 2 (conventional type): An electrode (F120S, manufactured by Nihon Koden Kogyo Co., Ltd.) obtained by applying a conductive gel to a silver-silver chloride electrode was placed on the surface of the rat body, and fixed by the following two methods.
  • Electrode 3 (conventional textile electrode); a commercially available sports heart rate meter electrode (trade name: Smart Fabric Sensor, WearLink + strap electrode), manufactured by Polar Co. It was installed on the body surface and fixed by the following two methods.
  • the skin on the back of the chest of the rat was shaved and the skin was washed with disinfecting ethanol, and then the above three types of bioelectrodes (electrodes 1 to 3) were placed on the left chest back and the right chest back, respectively. In each part, the installation sites of the electrodes 1 to 3 were as close as possible.
  • an indifferent electrode body earth
  • a medical bioelectrode F-150S, manufactured by Nihon Kohden Co., Ltd.
  • Signals obtained from each bioelectrode were analyzed by a measuring instrument (Polymate AP1124, manufactured by TEAC Corporation).
  • each electrode was fixed by two kinds of fixing methods (stretchable band or tape) and measured.
  • the measurement results are shown in FIG. First, when an electrode pad configured by placing a PVC sheet substrate on each electrode is pressed and fixed with an elastic band, the signals obtained from the three types of electrodes are almost the same, and signals can be recorded stably. It was.
  • a medical adhesive tape Siliconky Pore (registered trademark)
  • a stable signal is output from the electrode 1 and the electrode 2 in both the resting state and the body movement state of the rat. Recorded.
  • the base line was shaken by body movement, and hum noise was mixed. From the above results, it is apparent that the stability of the signal measured by the electrode 1 according to the second embodiment of the present invention is similar to the medical electrode 2 and is superior to the textile electrode 3.
  • Example 3-4 Adjustment of skin humidity
  • a change in skin moisture amount due to the stuffiness of the skin to which the bioelectrode was applied was measured with a skin moisture measuring device (Corneometer), and the conventional bioelectrode and the bioelectrode according to the second embodiment of the present invention were applied for 6 hours. Later skin moisture was compared. Human adult male forearm skin was used as the measurement site. The subject performed desk work such as a personal computer in an environment of room temperature 26 degrees and humidity 40%. The skin moisture content at each electrode application site before and 6 hours after application of each electrode was measured with a skin moisture measurement device (TK59823, manufactured by Courage + Khazaka electronic, Germany). The measurement results are shown in FIG.
  • TK59823 manufactured by Courage + Khazaka electronic, Germany
  • the result B (+ 13.7%) is a result of using the bioelectrode according to the second embodiment of the present invention provided with an opening for ventilation on the sheet substrate, and the result C (+ 15%) is provided with an opening.
  • the result is the result using the same bioelectrode as the result B except that there is no result, the result D (+ 32.3%) is the result using the conventional bioelectrode coated with adhesive gel, and the result E (+ 54.4%) is It is the result of using a conventional bioelectrode using a highly adhesive pad as a sheet substrate.
  • the results in the parentheses indicate the rate of increase in the amount of moisture at the site where each electrode is applied, assuming that the amount of moisture before mounting the electrodes is 100%.
  • Electrodes B to E corresponding to each result are as follows.
  • a conductive composite fiber produced in the same manner as in Example 3-1 was impregnated with glycerol, and 30 pieces of 20 ⁇ 30 mm PVC sheet-like substrates were juxtaposed to constitute a 7 ⁇ 12 mm contact, as shown in FIG. 25A It is a bioelectrode.
  • the sheet-like substrate provided two openings of the area of 20 mm 2, and fixed to the skin surface by the adhesive agent applied on PVC sheet made surfaces.
  • the electrode C has the same configuration as the electrode B except that a sheet-like substrate having no opening is used.
  • the electrode D is a silver-silver chloride medical bioelectrode (F120S, 18 ⁇ 35 mm, manufactured by Nihon Kohden Co., Ltd.) using a conductive adhesive gel.
  • Electrode E is a silver-silver chloride medical bioelectrode (M150, Nihon Kohden Co., Ltd., diameter 40 mm) using a highly adhesive foam pad.
  • the bioelectrodes B to D were used in a state of being autonomously fixed to the subject's forearm.
  • the skin moisture content of the conventional electrode D using the adhesive gel increased to + 32.3%
  • the skin moisture content of the conventional electrode E using the highly adhesive foam pad increased to + 54.4%.
  • the skin moisture content of electrode B (with openings) using conductive composite fibers increased by + 13.7%
  • the skin moisture content of electrode C (without openings) increased by + 15.0%. I stayed at.
  • the electrode according to the second embodiment of the present invention is less stuffy than the conventional electrode. Furthermore, the increase (increase) in the amount of skin moisture was suppressed lower in the electrode B provided with the opening in the sheet-like substrate than in the electrode C without the opening, and the humidity reduction effect due to the opening was recognized.
  • Example 3-5 Comparison of electrical characteristics of bioelectrode
  • Comparison of bioresistor and skin synthetic resistance The following three types of bioelectrodes 4 to 6 were placed on the human forearm skin with an electrode spacing of 5 cm. Measured under the conditions of 10 Hz and sine wave. The measurement results are shown in the table below the resistance ratio normalized by the electrode area, with the result of the following electrode 4 being “1”. The contact area and impedance of each electrode are also shown. From the above results, it was shown that the impedance per area of the bioelectrode 4 according to the second embodiment of the present invention is the lowest. It should be noted that the impedance of the sports bioelectrode 6 when the contact surface is in a dry state is very high and cannot be measured by the measuring instrument used.
  • the electrode 4 (main electrode) was prepared in the same manner as in Example 1, and a 12 mm ⁇ 7 mm contact element in which 15 conductive composite fibers impregnated with glycerol were juxtaposed on a PVC sheet-like substrate by the method of the second embodiment. It is a fixed bioelectrode. Electrode 4 was placed on the surface of human forearm skin and fixed with an elastic band. At this time, the contact area between the surface of the human forearm skin and the contact portion constituted by the contactor was 84 mm 2 (7 ⁇ 12 mm).
  • Electrode 6 (conventional type): An electrode (Vitrode F 150S, manufactured by Nihon Kohden Kogyo Co., Ltd.) coated with a conductive gel on a silver-silver chloride electrode is placed on the skin surface, and the sheet-like substrate used for electrode 4 is And fixed with an elastic band. At this time, the contact area between the surface of the human forearm skin and the electrode 5 was 630 mm 2 .
  • Electrode 6 (conventional sports bioelectrode); a commercially available sports heart rate meter with a silver-coated nylon fiber woven fabric (Smart Fabric Sensor, WearLink + strap electrode), manufactured by Polar was placed on the skin surface and fixed with an elastic band. At this time, the contact area between the surface of the human forearm skin and the electrode 6 was 600 mm 2 . Below, the result of having measured the synthetic resistance of each bioelectrode and skin is shown.
  • the electrode 7 (main electrode) is a contact made of a conductive composite fiber having a length of 2 cm, which was produced in the same manner as in Example 3-1, and impregnated with glycerol.
  • the electrode 8 is an electrode (2 cm in length) obtained by impregnating a silk fiber (fiber diameter 280 microns) constituting the electrode 7 with a 0.9% sodium chloride electrolyte solution. Below, the result of having measured the frequency characteristic of each electrode is shown.
  • Example 4-1 (Production of implantable electrodes using conductive composite fibers)
  • Silk fiber bundle (Fujix Co., Ltd., tire No. 9, fiber diameter of about 280 ⁇ m) before converting to composite fiber is PEDOT-PSS (Clevios P, made by Heraeus, Germany) and EDOT (made by Heraeus, Germany) is 0. It was immersed in a 1% added solution. Subsequently, a conductive composite fiber of the silk fiber bundle and PEDOT-PSS is obtained by energizing the silk fiber bundle using a comb-shaped electrode and electrochemically fixing PEDOT-PSS on the surface and inside of the silk fiber bundle. Got a bunch.
  • the coating of 500 to 2000 microns on the tip of the conductive conjugate fiber bundle was peeled off to expose the tip of the conductive conjugate fiber bundle.
  • a mold electrode was produced.
  • a silver-silver chloride wire was placed on the cortex as a reference electrode, and a silver-silver chloride wire was placed under the skull as a body ground.
  • the measured signal was recorded and analyzed by dedicated software (Open EX, open explorer TDT).
  • the water absorption of the composite material composed of PEDOT-PSS and silk fibers is moderate.
  • the expansion of the fiber is clearly recognized after about 30 seconds after the start of the immersion. If the conductive composite fiber bundle is inserted into a living tissue at a high speed (for a short time (for example, within 1 second), the PEDOT-PSS expands due to water absorption before the strength is further reduced.
  • the implantable electrode having a fiber bundle can be placed in the body.
  • the conductive composite fiber containing PEDOT-PSS placed in the tissue gradually absorbs the body fluid (extracellular fluid or cerebrospinal fluid) and expands. In close contact with the surrounding tissue. Further, when water was absorbed, the bonded portion of the conductive conjugate fiber and the guide needle was peeled off, and the electrode of the conductive conjugate fiber was separated from the guide needle. Thereafter, the guide needle was removed by a micromanipulator, and the conductive composite fiber bundle as the main body of the electrode was placed in the tissue.
  • body fluid extracellular fluid or cerebrospinal fluid
  • the implantable electrode having a fiber diameter of 200 microns and a fiber length of 1 mm was installed at a position of 2 mm in depth at two locations of the left barrel cortex in the rat brain. At this time, the distance between the electrodes was 2 mm.
  • the action potential of the rat cerebral cortex (barrel cortex) recorded by the electrode is shown in FIG. 35A.
  • the upper graph and the lower graph are signals detected by two installed electrodes, respectively. Burst collective action potentials were recorded from two placed electrodes by mechanical stimulation of the rat's right heel.
  • a synchronized collective potential ( ⁇ : arrow) and an asynchronous collective potential ( ⁇ mark) were recognized in the waveforms of the two electrodes.
  • Example 4-2 (Production of implantable electrodes) A conductive composite fiber bundle (length 3 mm, wire diameter 50 microns) produced in the same manner as in Example 4-1, was immersed in glycerol, and the fibers were impregnated with glycerol. An insertion guide thread was bonded to one end of the obtained conductive composite fiber bundle. A nylon monofilament suture thread with a bending needle for microsurgery (thickness: 10-0, manufactured by S & T) was used as an insertion guide thread.
  • the other end of the conductive composite fiber bundle is fixed by winding a bare wire excluding the insulation coating of gold wire (X wire, manufactured by Tanaka Kikinzoku Kogyo Co., Ltd.), and the fixing part is PDMS (trade name: Sylgard 184) And manufactured by Toray Dow Corning).
  • Example 4-3 (Record of ECG of rat) An electrocardiogram of a rat was recorded using a conductive composite fiber bundle (length 20 mm, wire diameter 280 microns) produced in the same manner as in Example 4-1. Under isoflurane anesthesia, the implantable electrode was placed in the subcutaneous tissue by ligating the conductive composite fiber bundle to three subdermal tissue layers of the rat right front chest, left front chest, and season. A conductive composite fiber bundle constituting the electrode was connected to a signal cable of a preamplifier of a polygraph (AP1124, manufactured by TEAC Corporation) via a metal wire covered with an insulating and water-resistant polymer. An electrocardiogram (bipolar induction) (Scale bar 1 second 50 mV) of a rat recorded at a sampling frequency of 1 kHz is shown in FIG. 35C.
  • Example 4-4 Drug delivery using implantable bioelectrode
  • a silicone bag storing a drug solution was connected as a reservoir to one end of a conductive composite fiber bundle produced in the same manner as in Example 1, but made relatively long.
  • PDMS trade name: Sylgard 184, manufactured by Toray Dow Corning Co., Ltd.
  • a PDMS tube constituted the outer shell of the transport path.
  • a test conductive composite fiber bundle was prepared and a drug transport test was performed.
  • a conductive composite fiber bundle (length 20 mm, wire diameter 280 microns) produced by the same method as in Example 4-1, was coated with PDMS over a length of 5 mm, and the conductive composite fiber bundle One end is immersed in a chamber containing 1 mL of physiological saline containing 100 ⁇ M of Lucifer Yellow, a fluorescent substance, and the other end is put into a dish containing 0.5 mL of normal physiological saline (without fluorescent substance) did.
  • the liquid level in the chamber containing Lucifer Yellow was set to be 5 mm higher than that in the dish containing normal physiological saline. These were allowed to stand in a 37 ° C. constant temperature, and the concentration of lucifer yellow contained in the physiological saline in the dish was measured on the 0th, 1st, 2nd, 3rd, 4th, and 7th days after installation.
  • a fluorescence intensity measuring device multi-label counter, ALVO SX1420, manufactured by Perkin Elmer
  • Lucifer Yellow was transported from the chamber to the dish through the conductive composite fiber bundle, the concentration of Lucifer Yellow in the dish increased at a rate of 0.17 ⁇ M / day. This result shows that Lucifer Yellow permeates (permeates and moves) the conductive conjugate fiber at a constant speed (FIG. 36, plot of ⁇ and dotted line).
  • Example 4-5 In the same manner as in Example 4-4, a conductive composite fiber bundle having a central portion coated with PDMS was prepared. However, before coating with PDMS, the conductive composite fiber bundle was impregnated with glycerol. Using this conductive conjugate fiber bundle, the drug transport rate was measured in the same manner as in Example 4-4. As a result, the concentration of lucifer yellow in the dish increased at a rate of 6.7 ⁇ M / day (see plots in FIG. 36 and ⁇ ). And solid line). From this result, it was shown that the drug transport rate is increased by adding glycerol to the conductive composite fiber.
  • PDMS penetrates into the inside of the conductive composite fiber bundle when the conductive composite fiber bundle is coated with PDMS. It is conceivable that glycerol prevents (soaks in) and the state of the flow path constituted by the conductive conjugate fiber bundle is maintained in a state suitable for drug transport.
  • Example 4-6 Evaluation of invasiveness to the central nervous system by electrodes Due to the implantation of bioelectrodes in the central nervous system tissue, permanent damage to the area of the central nervous system tissue that is larger than the size of the electrode has become a problem in the past. There is a need for a solution.
  • the effect of reducing damage to the central nervous tissue through the flow path (drug transport path) of the electrode after the implantation of the in-vivo implantable electrode produced in Example 4-4 according to the present invention into the brain It was examined by animal experiments whether or not the drug (GSNO: S-Nitrosoglutathione) can reduce the damage (invasion) given to the central nervous tissue by the implantation of the electrode (FIGS. 34B to 34D).
  • GSNO S-Nitrosoglutathione
  • the degree of damage to the nerve tissue due to the insertion (insertion) of the electrode into the rat brain was evaluated by immunohistological staining of glial cells (astrocytes) in the rat cerebral cortex and the degree of nerve tissue deficiency. Immunohistochemical staining was performed as follows. A 25-micron frozen section was prepared from cerebral cortex fixed by refluxing with 4% paraformaldehyde, anti-GFAP antibody (MAB360 Chemicon) was bound at 1: 1000 dilution, 4 °C, overnight conditions, and secondary antibody (Alexa 568) and observed with a fluorescence microscope (BX51, manufactured by Olympus Corporation).
  • a conventional metal needle electrode was implanted in the rat brain, and the cerebral cortex after one week was observed with a fluorescence microscope. As shown in FIG. 34D, it exceeded the implanted portion (dotted line region) of the metal needle electrode. A noticeable tissue defect (black area) occurred. GFAP-positive glial cells (astrocytes) proliferated in the nerve tissue ( ⁇ in FIG. 34D). In particular, glial cells grew densely in the area in contact with the electrode, forming a glial scar (arrow in FIG. 34D). Thus, on the 7th day after electrode implantation, significant tissue defects, formation of glial scars (arrows), and glial cell populations ( ⁇ ) were observed.
  • the collective action potential of the rat cerebral cortex was measured using a conventional metal needle electrode placed in this manner. Measurements were made on the 1st and 7th days after electrode implantation. The result is shown in the lower part (Conventional) of FIG. 34A (Scale bar 250ms 40mV). The measurement signal on the first day was good, but on the seventh day, the measurement waveform was reduced and spikes were missing (arrows).
  • Day 1 is a measurement record on the first day after electrode implantation
  • Day 7 is a measurement record on the seventh day after electrode implantation. Arrows indicate missing spikes.
  • an anti-inflammatory agent (GSNO) was added at 15 ⁇ g / day per 250 g body weight via the drug transport route of the electrode. Administered. The speed of drug transport was adjusted by a small osmotic pump (manufactured by Alzette, USA) connected to the drug transport path.
  • the tissue defect was smaller than that of the conventional electrode, and the tissue defect was limited to the electrode installation portion (dotted line region) (FIG. 34C).
  • the proliferation of glial cells in the nerve tissue was mild, and no clear glial scar was observed at the contact portion with the electrode (FIG.
  • FIG. 34C shows a fluorescent immunostained image of glial cells of normal cerebral cortex in which no electrode is embedded.
  • the collective action potential of the cerebral cortex of the rat was measured using the electrode of Example 4 according to the present invention installed as described above. Measurements were made on the 1st and 7th days after electrode implantation. The results are shown in the upper part (PEDOT-PSS) of FIG. 34A (Scale bar 250 ms 40 mV). Good waveforms were observed for both the first and seventh day measurement signals.
  • the present invention can provide a conductive polymer fiber excellent in conductivity, strength in a dry state and wet state, and flexibility, and a bioelectrode provided with the same.
  • Conductive polymer fibers excellent in conductivity and durability can be produced with high productivity by impregnating or adhering a conductor containing PEDOT-PSS onto the base fiber and electrochemically polymerizing and fixing it continuously.
  • a conductive polymer fiber manufacturing method and manufacturing apparatus capable of performing the above.
  • the bioelectrode according to the present invention can be widely used as a body surface-mounted bioelectrode that can be used continuously for a long time in a wide range of fields such as medical treatment, health promotion, information technology, and wearable computers.
  • the implantable electrode according to the present invention can be widely used as an implantable bioelectrode in a wide range of fields such as medical treatment, health promotion, information technology, and wearable computers. More specifically, it can be used for, for example, electrical stimulation treatment such as deep brain stimulation, implantable nerve activity recording electrodes, brain machine interfaces, and the like. A weak electrical signal in a living body can be detected, and an implantable electrode that has excellent biocompatibility and low invasiveness to living tissue can be provided.
  • Electrode pad 339 ... Amplifier (external device) B ... Body (trunk) T ... Underwear (Shirt) 401 ... Conductive composite fiber bundle 402 ... Electric wire (metal conductor) 403 ... Connection section 404 ... Polymer 405 ... Needle (guide needle) 406 ... Thread 407 ... Reservoir 408 ... Chamber 409 ... Tube connectors 410, 420, 430, 440 ... Implantable electrodes N '... Nerve cord

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Abstract

　基材繊維１１に、導電性高分子を含む導電体１２が含浸及び／又は付着されてなり、前記導電性高分子がＰＥＤＯＴ-ＰＳＳであることを特徴とする導電性高分子繊維１０。

Description

導電性高分子繊維、導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置、生体電極、生体信号測定装置、体内埋め込み型電極、および生体信号測定装置
　本発明は、導電性高分子繊維、導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置、生体電極、生体信号測定装置、体内埋め込み型電極、および生体信号測定装置に関する。
　本願は、２０１１年１１月１７日に日本に出願された特願２０１１－２５１５２４号、２０１２年８月２４日に日本に出願された特願２０１２－１８５３４３号、２０１２年８月２９日に日本に出願された特願２０１２－１８９１０２号、及び、２０１２年９月２６日に日本に出願された特願２０１２－２１２９９８号、に基づき優先権を主張し、その内容をここに援用する。
　従来、導電性繊維として、銅などの金属を繊維表面にコーティングしたものや、カーボンや金属細線を織り込んだ繊維、及び導電性高分子を紐状に成形した導電性繊維などが知られている。これらの導電性繊維は、生体電極、バイオインターフェース、静電気防止衣料などに幅広く利用されている。しかし、従来の金属やカーボンなどの導電性素材は疎水性で硬い。このため、水分が豊富で柔軟である生体の体表面や体内組織と接触する用途には適合性が低いという問題があった。例えば、体表面に生体電極を設置する場合、硬くて疎水的な材料からなる生体電極であると、体表面に対して密着させて直接導通することが困難である。このため、生体電極と体表面とを電気的に繋ぐ導電性のペースト（ゼリー）を別途準備して、使用する必要がある。
　近年では、生体への適合性が良い材料として、導電性及び親水性が特に優れた導電性高分子であるＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ｛ポリ(3,4-エチレンジオキシチオフェン)-ポリ(スチレンスルホン酸)｝の水溶液を、アセトンの凝固浴槽へ、ノズルから押し出すことによって糸状に成形した導電性繊維の開発が進められている。そして、その実用化も検討されている（例えば、非特許文献１参照）。
　しかしながら、上述のＰＥＤＯＴ-ＰＳＳからなる導電性繊維は、高湿度の環境で使用すると、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳが水分を吸収して、強度（特に引張強度）が低下するという問題があった。また、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳからなる導電性繊維は、水分を吸収すると膨張し、逆に、乾燥すると収縮する。このため、前記繊維の内部に亀裂が発生したり、あるいは前記繊維が破断したりする結果、前記繊維の導電性が低下又は喪失し易いという問題があった。
　衣料品は使用時に雨や汗による水濡れが発生する可能性がある。生体電極やバイオインターフェースは、その使用環境が、本来、高湿度である。従って、これらの幅広い用途に導電性及び親水性に優れたＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを活用するために、上記問題の解決が求められていた。
　また、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳからなる導電性繊維は水分含有時の強度が著しく低くなるという上記問題に加えて、以下のような問題があった。すなわち、前記非特許文献１に記載されるWet-Spinning法で製造される前記繊維は、その直径が１０ミクロン前後という細い繊維であった。このため、扱いづらく、乾燥時においても強度が不充分であるという問題があった。さらに、前記繊維は剛直性が高く、ごわごわした感触であった。このため、衣料品等の用途に求められる柔軟性の付与が不足する点も課題となっていた。
　一方、脳波、事象関連電位、誘発電位、筋電図、心電図等の生体電気信号の記録、及び生体に対する電気刺激のために、体表面装着型の生体電極が広く使用されている。（以下、体表面装着型の生体電極を単に生体電極と呼ぶことがある。）
　従来広く使用されている生体電極は、金属製の電極板と電解質溶液を含むゲルまたはペーストとから構成される。これらの生体電極の基本構造は、金属製の電極板と皮膚表面との間にゲル又はペーストを使用（塗布）することにより、電極板と皮膚表面とを固定する基本構造を有する。生体電極の装着によって、常時皮膚の表面の所定の位置が密閉される。このため、特に長期間の連続使用においては、発汗の蒸れによる不快感又は掻痒感が生じるとともに、さらに接触性皮膚炎又は細菌の感染等が生じる場合もある。従来技術におけるこのような問題の解決が求められている。
　また高齢化が進む各国では、医療機関又は在宅において、心電図等の生体信号のモニタリングを長期間行うケースが増えている。高齢者は皮膚の種々の機能が低下しているため、従来型の粘着テープ等を用いた粘着性の高い貼り付け電極は、皮膚炎の発生や掻痒感等の違和感を生じやすい。さらに認知症や夜間譫妄等を呈する装着者自身が、生体電極を外すトラブルも多く発生しており、このような問題の解決策が求められている。
　上記のような問題が発生しやすい従来の生体電極では、皮膚と金属製の電極板との間に電解質溶液を含むゲルまたはペーストを使用している。ゲル又はペーストを介して生体電極を皮膚表面に設置する場合、電極の接触面積を増大させる必要が生じる。なぜならば、ゲル又はペーストの導電性は高くないため、皮膚との接触面積を拡大することによって、電極抵抗を低下させる必要があるからである。しかし、電極の接触面積の拡大は、上記の問題を生じさせる主因ともなっている。
　このように、電解質ゲル又はペーストに頼った既存の生体電極の構成は、装着感が不良であり、電極のさらなる小型化や高密度化を困難にしている。
　一方、生体内の電気信号を、外部装置で正確に効率良く受信し、また逆に外部装置から生体内へ電気信号を送信するためには、体内埋め込み型の生体電極が必要である。特に神経細胞の活動電位やシナプス電位などの信号は微弱である。よって、細胞のごく近傍に電極を設置しなければ、その測定や入力が困難な信号が少なくない。神経系以外においても、心臓ペースメーカーや人工内耳などに体内埋め込み型の生体電極が広く使用されている。また将来のヒューマンインターフェースとして、ブレインマシンインターフェースなどの埋め込み型の生体電極の開発が進められている。
　生体は、水と電解質に富み、柔軟な組織である。これに対して、従来の体内埋め込み用の生体電極は、金属またはカーボン等の硬く疎水性の導電性材料を用いて製作されている。このため、従来の生体電極と生体組織との間での、機械的および電気化学的な適合性に問題があることがあった。
　特に生体電極と生体組織の境界部に生じる機械的なストレスによって炎症が生じ、組織が障害（侵襲）されることが問題となっている。
　生体組織の中でも、特に脳脊髄の神経組織への電極の埋め込みの際には、以下の問題が発生する場合がある。すなわち、神経組織に与える微細な損傷により惹起される炎症が徐々に拡大し、結果として電極周囲の神経細胞の変性や脱落が生じて測定や刺激（信号入力）が困難となる場合がある。特に神経組織への恒久的な電極の埋め込みにおいては、神経細胞の欠損とグリア瘢痕が形成され、電気刺激の効率の低下や、測定波形の劣化や喪失が生じることがある。さらに神経細胞の欠損によって神経の機能障害をきたす恐れもある。これらのことから、その解決策が求められている。
"Spinning and Characterization of Conducting Microfibers"Macromol. Rapid Commun. (2003) 24, pp261-264
　本発明では、上記ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳからなる導電性繊維の問題を克服するために、導電性高分子であるＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを、シルクなどの繊維や繊維束（糸）の内外に固定させた複合素材が提案される。このようなＰＥＤＯＴ－ＰＳＳの複合素材からなる導電性繊維は、導電性、親水性、引っ張り強度、耐水強度を有することから、特に、生体電極の材料として期待される。
　これまで、市販品のＰＥＤＯＴ－ＰＳＳ材料（例えば、Ｃｌｅｖｉｏｓ　Ｐ　Ｈｅａｒｅｕｓ社製等） は、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳの溶液として供給されており、一般に、基材の上に固定化して使用される。このように、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを固定する方法としては、大別して、化学法と電気化学法の２種類が考えられる。化学法は、比較的簡便な固定方法であり、さまざまな基材にＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを固定することができるが、導電性や強度については、後述する電気化学法ほど高くない。また、電気化学法は、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを電気的に電極表面に重合、固定する方法であり、化学法に比べて導電性と強度に優れるが、基材と溶液の間を通電する必要があるため、基材に導電性材料を用いることが必要となる。
　ここで、上述のようなＰＥＤＯＴ－ＰＳＳと繊維束との複合繊維を製造する場合には、基材となる繊維束が絶縁体（非導電性）であることから、通常、電気化学法を使用することはできず、化学固定法を用いる必要がある。具体的には、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含浸させた繊維束を、アセトン、エタノール、メタノール等の有機溶媒、もしくは酸化マグネシウム溶液等の電解質溶液の吹き付け、又は、液中に浸漬する方法によって製造できる。
　しかしながら、化学的固定法で製造したＰＥＤＯＴ－ＰＳＳの繊維束からなる導電性高分子繊維は、例えば、９号シルク糸（繊維束径約２８０ミクロン）で４０～５０ＭΩ／ｃｍ程度の導電性にとどまり、さらに、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳと繊維束との接着強度が低い。このためにＰＥＤＯＴ－ＰＳＳの剥離が生じやすく、導電性が低下しやすい欠点があることから、さらなる改良が必要であった。
　また、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを繊維化する技術としては、上記の他に、スピニング法（ウエットスピニングやエレクトロスピニング）が挙げられる。しかし、長尺である繊維束（糸）とブレンドしたＰＥＤＯＴ－ＰＳＳをスピニングにより製造することは、技術的には困難である。
　また、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳと繊維束との複合繊維を製造する方法として、予め、繊維束に金属コーティングを施すことで導電性を付与しておくか、あるいは、化学固定法によってＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを線維束に固定して導電性を付与し、この導電性を電極として活用することでＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを電気化学的に固定するという方法も考えられる。しかしながら、この方法では２段階で固定を行う工程となることから、生産性に劣り、コスト高となるおそれがある。
　上述したようなＰＥＤＯＴ－ＰＳＳとシルク等の繊維束との複合繊維は、生体適合性に優れ、生体電極への応用も期待される導電性素材である。このような複合繊維は、上述した化学的固定法によって製作できるものの、さらなる導電性と耐久性の向上と、製造の効率化が求められる。
　また、医療をはじめ、ヘルスプロモーションやインフォメーションテクノロジー、ウエアラブルコンピューターなどの幅広い分野から、長時間の連続使用が可能な体表面装着型の生体電極が求められている。生体電気信号の測定の安定性、信頼性の高さだけでなく、装着感の快適性も要求されている。また、生体組織への侵襲性が低い体内埋め込み型電極が求められている。
　本発明の発明者らは、近年開発されたＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを代表とする導電性高分子が高い親水性及び柔軟性を有することに着目し、導電性高分子を電極として体内に埋め込んだ場合の生体組織に与えるストレスを軽減できると考え、鋭意研究を重ねた結果、本発明を完成させた。
　本発明の第一から四の態様は、上記従来の問題点に鑑みて、また本発明者の様々な検討によりなされたものである。本発明において、第一の態様の導電性高分子繊維は、第二の態様の装置や製法で好ましく製造されることができる。また第三や四の態様の電極や装置は、第一の態様の導電性高分子繊維を好ましく使用することができる。
　本発明の第一の態様は、導電性、乾燥状態及び湿潤状態における強度、並びに柔軟性に優れた導電性高分子繊維と、それを備えた生体電極を提供することを目的としている。
　本発明の第二の態様は、導電性高分子としてＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体を絶縁性の繊維（繊維束）に含浸あるいは付着させ、電気化学的に連続的に重合固定することができ、生体適合性が高く良好な均質性を備え、導電性と耐久性に優れた導電性高分子繊維を、生産性良く製造することが可能な、導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置を提供することを目的とする。
　本発明の第三の態様は、生体電気信号の測定時における安定性及び信頼性を有し、従来よりも装着感が向上した生体電極及びその生体電極が備えられた生体信号測定装置を提供することを目的とする。
　本発明の第四の態様は、生体内の微弱な電気信号を検出することが可能であり、生体親和性に優れ、生体組織への侵襲性が低い体内埋め込み型電極、及びその体内埋め込み型電極が備えられた生体信号測定装置を提供することを目的とする。
　本発明は、以下の第一の態様から第四の態様に述べられる、非常に優れた、導電性高分子繊維、導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置、生体電極、生体信号測定装置、体内埋め込み型電極、および生体信号測定装置を提供する。
　（第一の態様）
　本発明の第一の態様は、以下の導電性高分子繊維を提供する。
　Ｉ－（１）：　本発明の第一の態様の導電性高分子繊維は、基材繊維に、導電性高分子を含む導電体が含浸及び／又は付着されてなり、前記導電性高分子がＰＥＤＯＴ-ＰＳＳであることを特徴とする。
　本発明の第一の態様の導電性高分子繊維は、以下の特徴を有することも好ましい。
　Ｉ－（２）：　上記の導電性高分子繊維は、前記導電体は、添加剤としてグリセロール、ポリエチレングリコール‐ポリプロピレングリコールコポリマー、エチレングリコール、ソルビトール、スフィンゴシン又はホスファチジルコリンを含有する。
　Ｉ－（３）：　前記Ｉ－（１）または（２）の、上記導電性高分子繊維は、前記導電体が、前記基材繊維の周囲に被覆されている。
　Ｉ－（４）：　前記Ｉ－（１）から（３）のいずれかの、上記導電性高分子繊維は、前記基材繊維内に前記導電体が含浸されている。
　Ｉ－（５）：　前記Ｉ－（１）～（４）のいずれかの、上記導電性高分子繊維は、前記基材繊維内に前記導電体が含浸され、前記基材繊維の周囲に金属又はカーボンが被覆され、さらに前記被覆された金属又はカーボンの周囲に前記導電体が被覆されている。
　Ｉ－（６）：　前記Ｉ－（１）～（５）のいずれかの、上記導電性高分子繊維は、複数の前記基材繊維の間に、前記導電体が前記基材繊維に密着して配されている。
　Ｉ－（７）：　前記Ｉ－（１）～（５）のいずれかにおいて、上記導電性高分子繊維は、この導電性高分子繊維の周囲に、さらに絶縁層が被覆されている。
　Ｉ－（８）：　本発明の生体電極は、前記Ｉ－（１）～（７）のいずれかに記載の導電性高分子繊維を電極として備えたことを特徴とする。
　（第二の態様）
　本発明の第二の態様は、以下の導電性高分子繊維の製造方法及び装置を提供する。
　ＩＩ－（１）：　本発明の導電性高分子繊維の製造方法は、糸状、紐状、布状又はリボン状の繊維束からなる絶縁性の基材繊維を、導電性高分子としてＰＥＤＯＴ－ＰＳＳ｛ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）－ポリ（スチレンスルホン酸）｝を含む導電体の溶液に浸漬することにより、前記基材繊維に前記導電体を含浸及び／又は付着させる浸漬工程と、前記基材繊維を前記導電体の溶液から垂直に引き上げながら電極間で走行させて通電することにより、前記基材繊維に含浸及び／又は付着した前記導電体を電気化学的に重合固定する固定工程と、前記導電体が重合固定された前記基材繊維を送風乾燥する乾燥工程と、を順次備えてなり、さらに、前記浸漬工程、前記固定工程及び前記乾燥工程の各々を、雰囲気湿度を調湿しながら行うことを特徴とする。
　なお、ここで言う電極とは、単数（単極）の電極の他、複数の電極の構成も含む。
　上記第二の態様のＩＩ－（１）は、以下の特徴を有することも好ましい。
　ＩＩ－（２）：　本発明の第二の態様の導電性高分子繊維の製造方法においては、前記固定工程に関して、単数の電極を用いることのみならず、複数の電極を配列させて用いることができる。
　具体的には、前記固定工程に関して、前記電極として複数の電極を用い、且つ、前記複数の電極が、前記基材繊維の長手方向で複数備えられた櫛歯を有する櫛歯状電極とされており、前記櫛歯状電極は、前記基材繊維の径方向両側から前記基材繊維を挟み込むように配置されているとともに、前記複数の櫛歯が、前記基材繊維の径方向両側から、前記基材繊維の長手方向で各々交互に組み合わせられるように配置されており、前記基材繊維に対して、径方向両側から前記櫛歯状電極に備えられる前記複数の櫛歯を押し当てつつガイドしながら、前記基材繊維を走行させて通電する方法としても良い。
　ＩＩ－（３）：　本発明の第二の態様の導電性高分子繊維の製造方法においては、前記固定工程に関して、前記電極として複数の電極を用い、且つ、前記複数の電極が、前記基材繊維の長手方向で複数配置されるとともに、前記基材繊維の径方向両側から前記基材繊維を挟み込むように配置された回転子電極とされており、前記基材繊維の径方向における一方の側に配置された回転子電極がローラー状とされるとともに、他方の側に配置された回転子電極がプーリー状とされており、前記基材繊維の両側に配置された前記回転子電極が、前記基材繊維の長手方向で各々交互に配置されており、前記基材繊維に前記ローラー状の回転子電極を押し当てつつ、前記プーリー状の回転子電極に形成された溝部でガイドしながら、前記基材繊維を複数の各電極間で走行させて通電することが好ましい。
　ＩＩ－（４）：　本発明の第二の態様の導電性高分子繊維の製造方法においては、前記固定工程に関して、前記基材繊維を、前記ローラー状の回転子電極で押し当てつつ、前記プーリー状の回転子電極の溝部でガイドすることで繊維束の配列形状を整えることにより、前記基材繊維に含浸及び／又は付着する前記導電体の量を調整しながら通電を行うことがより好ましい。
　本発明の第二の態様は、以下の導電性高分子繊維の製造装置も提供する。
　ＩＩ－（５）：　本発明の第二の態様の導電性高分子繊維の製造装置は、導電性高分子としてＰＥＤＯＴ－ＰＳＳ｛ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）－ポリ（スチレンスルホン酸）｝を含む導電体の溶液が内部に収容され、糸状、紐状、布状又はリボン状の繊維束からなる絶縁性の基材繊維を前記導電体の溶液に浸漬させることで、前記基材繊維に前記導電体を含浸及び／又は付着させるための浸漬容器と、前記基材繊維を前記浸漬容器に収容された前記導電体の溶液から垂直に引き上げるための巻き取り部と、前記垂直に引き上げられる基材繊維を走行させながら通電することで、前記基材繊維に含浸及び／又は付着した前記導電体を電気化学的に重合固定する電極と、前記導電体が重合固定された前記基材繊維に向けて送風することで乾燥させるための乾燥部と、前記基材繊維の近傍における雰囲気湿度を調整するための調湿部と、を具備してなることを特徴とする。
　本発明の装置は、以下の特徴を有することも好ましい。
　ＩＩ－（６）：　前記電極が複数の電極からなり、且つ、前記複数の電極が、前記基材繊維の長手方向で複数備えられた櫛歯を有する櫛歯状電極であり、前記櫛歯状電極は、前記基材繊維の径方向両側から前記基材繊維を挟み込むように配置されるとともに、前記複数の櫛歯が、前記基材繊維の径方向両側から、前記基材繊維の長手方向で各々交互に組み合わせられるように配置されており、前記櫛歯状電極に備えられる前記複数の櫛歯を、前記基材繊維の径方向両側から押し当てつつガイドしながら、前記基材繊維を走行させて通電する構成を採用することも好ましい。
　ＩＩ－（７）：　本発明の第二の態様の導電性高分子繊維の製造装置においては、前記電極が複数の電極からなり、且つ、前記複数の電極が、前記基材繊維の長手方向で複数配置されるとともに、前記基材繊維の径方向両側から前記基材繊維を挟み込むように配置された回転子電極であり、前記基材繊維の径方向における一方の側に配置される回転子電極がローラー状であるとともに、他方の側に配置された回転子電極がプーリー状であり、前記基材繊維の両側に配置される前記回転子電極が、前記基材繊維の長手方向で各々交互に配置されており、前記基材繊維に前記ローラー状の回転子電極を押し当てつつ、前記プーリー状の回転子電極に形成された溝部でガイドしながら、前記基材繊維を複数の各電極間で走行させて通電する構成であることが好ましい。
　ＩＩ－（８）：　本発明の第二の態様の導電性高分子繊維の製造装置においては、前記複数の電極に関し、前記ローラー状の回転子電極を前記基材繊維に押し当てつつ、前記プーリー状の回転子電極の溝部でガイドすることで繊維束の配列形状を整えることにより、前記基材繊維に含浸及び／又は付着する前記導電体の量を調整しながら通電を行う構成であることがより好ましい。
　（第三の態様）
　本発明の第三の態様は、以下の生体電極を提供する。
　ＩＩＩ－（１）：　導電性高分子を含有する導電性複合繊維を用いたことを特徴とする生体電極である。
　上記生体電極は以下の特徴を有することも好ましい。
　ＩＩＩ－（２）：　前記導電性複合繊維により構成された、紐状、帯状又は布状の接触子が備えられていることを特徴とする前記ＩＩＩ－（１）に記載の生体電極である。
　ＩＩＩ－（３）：　前記接触子は、前記導電性複合繊維が複数束ねられて形成されている又は前記導電性複合繊維が金属製線材に巻き付けられて形成されていることを特徴とする前記ＩＩＩ－（２）に記載の生体電極である。
　ＩＩＩ－（４）：　前記導電性複合繊維が、皮膚に対する吸着性又は親水性を有することを特徴とする前記ＩＩＩ－（１）～（３）のいずれか一に記載の生体電極である。
　ＩＩＩ－（５）：　前記接触子が弓形又はヘアーピン形のフレームによって支持されていることを特徴とする前記ＩＩＩ－（２）～（４）のいずれか一に記載の生体電極である。
　ＩＩＩ－（６）　前記接触子がシート状基材の表面に配置されていることを特徴とする前記ＩＩＩ－（２）～（４）のいずれか一に記載の生体電極である。
　ＩＩＩ－（７）：　前記シート状基材の裏面に伸縮性のホルダーが備えられ、前記裏面に沿って前記ホルダーが摺動可能に配置されていることを特徴とする前記ＩＩＩ－（６）に記載の生体電極である。
　本発明の第三の態様は、以下の生体信号測定装置も提供する。
　ＩＩＩ－（８）：　前記ＩＩＩ－（１）～（７）のいずれか一に記載の生体電極が備えられたことを特徴とする生体信号測定装置である。
　（第四の態様）
　本発明の第四の態様は以下の電極を提供する。
　ＩＶ－（１）：　導電性高分子を含有する導電性複合繊維を備えたことを特徴とする体内埋め込み型電極。
　本発明の体内埋め込み型電極は以下の特徴を有することも好ましい。
　ＩＶ－（２）　前記導電性複合繊維が、棒状又はコイル状に成形されていることを特徴とする前記ＩＶ－（１）に記載の体内埋め込み型電極である。
　ＩＶ－（３）：　前記導電性複合繊維が、針の先端部に接着されていることを特徴とする前記ＩＶ－（１）又は（２）に記載の体内埋め込み型電極である。
　ＩＶ－（４）：　前記導電性複合繊維が、水溶性の接着性材料を介して、前記針に接着されていることを特徴とする前記ＩＶ－（３）に記載の体内埋め込み型電極である。
　ＩＶ－（５）：　前記導電性複合繊維が乾燥収縮状態であることを特徴とする前記ＩＶ－（１）～（４）のいずれか一に記載の体内埋め込み型電極である。
　ＩＶ－（６）：　前記導電性複合繊維に金属製、シリコン製又はカーボン製の電線が接続されていることを特徴とする前記ＩＶ－（１）～（５）のいずれか一に記載の体内埋め込み型電極である。
　ＩＶ－（７）：　棒状又は紐状に成形された前記導電性複合繊維を芯部とし、その少なくとも一部の周囲が耐水性ポリマーによって被覆されていることにより、前記被覆された芯部の一端部から他端部へ液体が浸透するための流路が形成されていることを特徴とする前記ＩＶ－（１）～（６）に記載の体内埋め込み型電極である。
　ＩＶ－（８）：　前記流路に、薬物を含有する溶液が含まれていることを特徴とする前記ＩＶ－（７）に記載の体内埋め込み型電極である。
　ＩＶ－（９）：　前記ＩＶ－（１）～（８）のいずれか一に記載の体内埋め込み型電極が備えられたことを特徴とする生体信号測定装置である。
　前記　ＩＶ－（１）～（８）に記載の導電性複合繊維にはグリセロール、ソルビトール、エチレングリコール、スクワラン、シリコーン、ミネラルオイル又はMPC(2-メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン)のいずれか１種以上を含有させてもよい。これらを含有させることにより、前記導電性複合繊維が生体組織内で水分を吸収する速度を遅くし、前記導電性複合繊維の膨潤速度を遅くすることができる。この結果、導電性複合繊維を生体組織中に埋め込む作業中に、前記導電性複合繊維が膨潤して、その機械的強度が低下することを抑制することができる。
　前記　ＩＶ－（７）に記載の導電性複合繊維には、前記一端部に、薬剤溶液を入れることが可能なリザーバー又はチャンバーを接続してもよい。前記リザーバー又はチャンバーに、例えば、グリセロール、ソルビトール、マンニトール、フルクトース、NGF (Nerve Growth Factor)、
BDNF (Brain-derived neurotrophic factor)、SKF96365、Cilostazol、Gadolinium、NT3 (Neurotrophin-3), GSNO (S-Nitrosoglutathione)、マグネシウム（Magnesium）、TRIM (1-(2-Trifluoromethylphenyl)imidazole)、 EGTA(ethylene glycol tetraacetic acid)、又はRuthenium Redのいずれか１種以上の薬物を含む溶液を入れることにより、前記被覆が施された前記導電性複合繊維の前記一端部から前記他端部へ前記溶液を浸透させることができる。すなわち、生体組織内において前記他端部から前記溶液を放出し、前記導電性複合繊維の周囲に局所的に前記溶液に含まれる薬物等を投与することができる。
　前記薬物の１種以上が、前記ＩＶ－（１）～（８）のいずれかに記載の導電性複合繊維に含浸又は塗布されていてもよい。この場合にも、生体組織内に設置された前記導電性複合繊維から前記薬物が徐々に放出され、前記導電性複合繊維の周囲に局所的に前記薬物を投与することができる。
　前記ＩＶ－（１）、（２）、（５）、（６）又は（７）に記載の導電性複合繊維に糸が連結されていてもよい。さらに前記糸には手術用の針が結び付けられていてもよい。前記糸を先行して生体内に導入し、前記糸を引っ張ることにより、前記糸に連結された糸を生体組織内にスムーズに導入することができる。
　本発明では、以下の優れた効果を得ることができる。
　（第一の態様の効果）
　本発明の第一の態様によれば、導電性、乾燥状態及び湿潤状態における強度、並びに柔軟性に優れた導電性高分子繊維と、それを備えた生体電極を提供することができる。
　本発明のＩ－（１）に記載の導電性高分子繊維によれば、基材繊維が有する高い強度及び柔軟性と、導電性高分子であるＰＥＤＯＴ-ＰＳＳが有する導電性及び親水性とを併せ持つ繊維が得られる。
　Ｉ－（２）の構成によれば、添加剤がＰＥＤＯＴ-ＰＳＳの吸水を抑制し、湿潤状態になることによる強度の低下を防ぐことができるので、導電性高分子繊維がより高強度の繊維となる。
　Ｉ－（３）の構成によれば、導電体が基材繊維の周囲を被覆することにより、導電性高分子繊維の導電性がより高まるとともに、複数の導電性高分子繊維を接触させて導通させることがより容易となる。
　Ｉ－（４）の構成によれば、基材繊維内に導電体が含浸されているため、導電体と基材繊維とが分離する恐れが無く、優れた長期信頼性を有する繊維となる。
　Ｉ－（５）の構成によれば、導電性高分子繊維の内部及び周囲の導電体に挟まれて金属又はカーボンが配されているので、より一層高い導電性を有する繊維となる。また、金属又はカーボンが繊維表面に露出していないため、金属又はカーボンの腐食や劣化が防止される。
　Ｉ－（６）の構成によれば、導電体が基材繊維の周囲を被覆することにより、導電性高分子繊維の導電性がより高まるとともに、複数の導電性高分子繊維を接触させて導通させることがより容易となる。
　Ｉ－（７）の構成によれば、絶縁層によって導電性高分子繊維が保護されるので、耐久性に優れた繊維となる。
　本発明のＩ－（８）の生体電極によれば、導電性、乾燥状態及び湿潤状態における強度に優れ、さらに柔軟性にも優れる導電性高分子繊維を備えているため、生体の体表面や体内に設置する箇所の自由度が高く、設置作業時の作業性に優れ、電気的な測定を充分に行うことが可能であり、さらに比較的長期間の測定が可能となる。
　（第二の態様の効果）
　本発明の第二の態様によれば、以下の効果を得ることができる。
　本発明の第二の態様によれば、本発明の導電性高分子繊維の製造方法によれば、上述のように、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体が含浸及び／又は付着した基材繊維を、導電体溶液から垂直に引き上げながら、単数又は複数の電極間で走行させて通電する方法を採用している。これにより、基材繊維に導電体を電気化学的に重合固定する工程を、一段階の工程で連続的に行うことができるので、生産性が向上する。さらに、基材繊維を垂直に引き上げながら電極間で走行させることで、基材繊維に重合固定する導電体を均等に分散させ、偏在を防止できる。従って、生体適合性が高く良好な均質性を備え、導電性と耐久性に優れた導電性高分子繊維を、生産性良く製造することが可能となる。
　また、本発明の第二の態様の導電性高分子繊維の製造装置によれば、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体が含浸及び／又は付着した基材繊維を、浸漬容器中の導電体溶液から垂直に引き上げる巻き取り部と、基材繊維を走行させながら通電する単数又は複数の電極を備えた構成を採用している。これにより、上記同様、基材繊維に導電体を電気化学的に重合固定する工程を、一段階の工程で連続的に行うことが可能となり、生産性を向上させることが可能となる。さらに、基材繊維を垂直に引き上げながら通電する電極を備えることで、基材繊維に重合固定する導電体を均等に分散させ、偏在を防止できる。従って、生体適合性が高く良好な均質性を備え、導電性と耐久性に優れた導電性高分子繊維が、高い生産性で得られる。
　より具体的に説明すれば以下の効果を得ることができる。
　第二の態様のＩＩ－（１）から（８）によれば、以下の効果を得ることができる。
　ＩＩ－（１）の構成の導電性高分子繊維の製造方法によれば、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体が含浸及び／又は付着した基材繊維を、導電体溶液から垂直に引き上げながら電極間を走行させて通電する方法を採用することで、基材繊維に導電体を電気化学的に重合固定する。
　さらに、この構成によれば、基材繊維を垂直に引き上げながら電極間を走行させることで、基材繊維に重合固定する導電体を均等に分散させ、偏在を防止できるので、導電性と耐久性に優れた導電性高分子繊維が得られる。
　ＩＩ－（２）の場合、基材繊維に導電体を電気化学的に重合固定する工程を、一段階の工程で連続的に行うことができるので、生産性が向上する。
　またこのる構成によれば、基材繊維の長手方向で複数備えられた櫛歯を有する櫛歯状電極を用い、複数の櫛歯が、基材繊維の径方向両側から、基材繊維の長手方向で各々交互に組み合わせられるように配置されているので、基材繊維が複数の櫛歯に対して繰り返し接触して通電されることにより、基材繊維への導電体の重合固定効率を高めることができる。
　ＩＩ－（４）の構成によれば、基材繊維に前記ローラー状の回転子電極を押し当てつつ、プーリー状の回転子電極に形成された溝部でガイドしながら、基材繊維を複数の各電極間で走行させて通電する方法を採用することで、基材繊維と電極との接触に伴う摩擦が軽減され、基材繊維に固定された導電体が剥離するのを防止できる。また、繊維束の配列形状を整えることで、基材繊維に含浸及び／又は付着する導電体の量を調整しながら通電を行うことにより、任意の量のＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを保持して重合固定することができる。
　ＩＩ－（５）の導電性高分子繊維の製造装置によれば、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体が含浸及び／又は付着した基材繊維を、浸漬容器中の導電体溶液から垂直に引き上げる巻き取り部と、基材繊維を走行させながら通電する電極を備えた構成なので、基材繊維に導電体を電気化学的に重合固定する。さらに、この構成によれば、基材繊維を垂直に引き上げながら通電する電極を備えることで、基材繊維に重合固定する導電体を均等に分散させ、偏在を防止できるので、導電性と耐久性に優れた導電性高分子繊維を製造することが可能となる。　本発明の導電性高分子繊維の製造装置においては、前記電極に関して、単数の電極を用いる構成のみならず、複数の電極を配列させる構成を採用することができる。この場合、基材繊維への導電体の電気化学的な重合固定を、一段階で連続的に行うことができるので、生産性が向上する。
　ＩＩ－（６）の構成によれば、複数の電極として櫛歯状電極を備え、複数の櫛歯が、基材繊維の径方向両側から、基材繊維の長手方向で各々交互に組み合わせられるように配置された構成なので、基材繊維を複数の櫛歯に対して繰り返し接触させて通電することにより、基材繊維への導電体の重合固定効率を高めることが可能となる。
　ＩＩ－（８）の構成によれば、複数の電極が、基材繊維の径方向における一方の側に配置されるローラー状の回転子電極と、他方の側に配置されるプーリー状の回転子電極とから構成されているので、基材繊維にローラー状の回転子電極を押し当てつつ、プーリー状の回転子電極に形成された溝部でガイドしながら、基材繊維を複数の各電極間で走行させて通電することで、基材繊維と電極との接触に伴う摩擦が軽減され、基材繊維に固定された導電体が剥離するのを防止することが可能となる。また、上記の回転子電極で糸状の繊維束の配列形状を整えることで、基材繊維に含浸及び／又は付着する導電体の量を調整しながら通電を行うことにより、任意の量のＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを保持して重合固定することが可能となる。
　（第三の態様の効果）
　本発明の第三の態様によれば、以下の効果を得ることができる。
　本発明の上記第三の態様の体表面装着型の生体電極は、導電性高分子と柔軟な繊維素材を複合させた複合繊維を備えている。このため、生体表面に対する設置性が従来よりも向上し、電極の小型化、皮膚との接触面積の縮小化が可能である。また、本発明の生体電極は柔軟な繊維素材によって構成されているため、装着時に皮膚へ与える刺激が少なく、装着中の違和感を生じにくい。さらに、本発明の生体電極を構成する複合繊維は皮膚に対して適度な吸着性を有するため、従来の生体電極のように高粘着性のゲル又はテープ等によって皮膚及び電極を密閉する必要がない。すなわち、本発明の生体電極によれば、被験者（装着者）の負担を低減し、快適な装着感を提供することができる。
　より具体的に説明すれば以下の効果を得ることができる。
　上記第三の態様の生体電極及び装置は以下の効果を提供できる。
　ＩＩＩ－（１）の生体電極は、導電性、柔軟性及び優れた引っ張り強度を有する導電性複合繊維を用いているため、従来の生体電極と比べて、装着した時の不快感や装着者へのダメージが少なく、単位面積あたりの電極抵抗が小さく、精密な生体信号の伝達が可能であり、さらに小型化、軽量化に適している。
　ＩＩＩ－（２）では、前記接触子の形状が皮膚又は生体表面への接触に適しているため、より精密な生体信号の伝達が可能である。また、装着者への不快感やダメージがより低減される。
　ＩＩＩ－（３）では、前記生体電極が上記構成を有する接触子を備えることにより、前記接触子及び生体電極の構造的強度が高められ、電極抵抗をより小さくできる。
　ＩＩＩ－（４）では、前記導電性複合繊維が皮膚に対する吸着性又は親水性を有することにより、前記生体電極を皮膚表面又は生体表面に自立的に設置することが可能であり、ノイズが低減された高精度の生体信号の伝達をより容易に行うことができる。また、前記生体電極によれば、従来の生体電極の皮膚表面への設置に必要であった粘着性及び導電性を有するペースト若しくはゲルを使用することなく設置することができる。
　ＩＩＩ－（５）の前記生体電極によれば、頭髪間に前記生体電極を挿入し、頭皮に電極面を接触させることをより容易に行うことができる。
　ＩＩＩ－（６）の前記生体電極によれば、広い面積の皮膚表面又は生体表面に前記接触子を安定した状態で接触させることができる。
　ＩＩＩ－（７）の前記生体電極によれば、ホルダーが有する伸縮性により、シート状基材の表面に配置された接触子を皮膚表面に押し付けることができるので、接触子を安定に設置することができる。さらに、この安定な状態を維持しつつ、ホルダーがシート状基材の裏面を摺動しながら、ホルダーがシート状基材と独立して移動し、ホルダーと皮膚表面との相対的位置が変更可能となる。このため、前記生体電極の装着者が体を動かした場合にも、安定に生体信号を伝達することができる。
　ＩＩＩ－（８）では、前記生体信号測定装置としては、例えば心電図測定装置、心拍計、脳波測定装置などが挙げられる。前記生体信号測定装置において、前記生体電極は生体表面から信号を受信する機能だけでなく、電気信号（電気刺激）を送信する機能を有していても構わない。
　前記ＩＩＩ－（６）、（７）に記載のシート状基材、及び前記ＩＩＩ－（８）の生体信号測定装置を構成する生体電極が有していてもよいシート状基材には、開口部が備えられていることが好ましい。開口部が備えられていることにより、シート状基材と皮膚との間の通気性が向上し、皮膚が蒸れることを低減できる。
　（第四の態様の効果）
　本発明の第四の態様によれば、以下の効果を得ることができる。
　上記第四の態様の本発明の体内埋め込み型電極によれば、電極を構成する導電性複合繊維が柔軟で生体親和性に優れるため、埋め込んだ生体組織に対する侵襲性を低減することができる。また、導電性複合繊維に含まれる導電性高分子が生体内の微弱な電気信号を検出することができるため、高精度の信号の送受信を外部装置と電極埋め込み部との間で行うことができる。
さらに、導電性複合繊維を構成する繊維材料により機械的強度が高められているため、体内埋め込み時の外力により電極が破損することがなく、体内埋め込み後における耐久性に優れる。
　本発明の生体信号測定装置に備えられた前記体内埋め込み型電極は生体組織に対する侵襲性が低いため、生体組織が本来有する機能を損なわずに、高精度の信号の送受信を外部に設置した測定装置と電極埋め込み部との間で行うことができる。
　より具体的に説明すれば以下の効果を得ることができる。
　上記第四の態様の電極や装置によれば、以下の効果を得ることができる。
　ＩＶ－（１）の体内埋め込み型電極によれば、電極を構成する導電性複合繊維が柔軟性及び生体親和性に優れるため、埋め込んだ生体組織に対する侵襲性を低減することができる。また、導電性複合繊維に含まれる導電性高分子が生体内の微弱な電気信号を伝達できるため、高精度の信号の送受信を外部装置と電極埋め込み部との間で行うことができる。さらに、導電性複合繊維を構成する繊維材料により機械的強度が高められているため、体内埋め込み時の外力により電極が破損することがなく、体内埋め込み後における耐久性に優れる。
　ＩＶ－（２）によれば、棒状に成形された導電性複合繊維は、体内埋め込み時に針の如く差し込むことができるため、生体組織に対する侵襲性をより低減することができる。コイル状（螺旋状）に成形された導電性複合繊維は、埋め込まれた生体組織内で位置ズレを起こすことが殆どなく、高精度の信号の送受信を外部装置と電極埋め込み部との間で行うことができる。
　ＩＶ－（３）によれば、前記導電性複合繊維が先端部に接着された前記針を、生体組織に刺入する（刺し入れる）という簡単な操作により、低い侵襲性で容易に、生体組織内に前記導電性複合繊維を設置することができる。また、設置した導電性複合繊維を生体内に留めたまま、前記針を抜去するという簡単な操作により、低い侵襲性で容易に、信号の送受信には不要な前記針を生体外に除いて、導電性複合繊維の設置を完了することができる。
　ＩＶ－（４）によれば、前記針を生体組織内に刺入すると、前記接着性材料が体液等の水分を吸収することにより溶解し、前記針と前記導電性複合繊維との接着を容易に解除することができる。接着の解除後、前記針を生体外へ抜去し、前記導電性複合繊維を生体組織中に留めることができる。
　ＩＶ－（５）によれば、乾燥収縮状態の導電性繊維は柔軟でありながらも、その機械的強度が比較的高いため、生体組織内に設置する（刺入する）際に導電性繊維が破損（破断）することを防止できる。また、乾燥収縮状態の導電性繊維の物理的な体積が比較的小さいため、生体組織内に設置する（刺入する）際の侵襲性を低減することができる。
　ＩＶ－（６）によれば、前記電線により、生体組織内に埋め込まれた前記導電性複合繊維と外部装置とを電気的に接続することができる。
　ＩＶ－（７）によれば、前記芯部の一端部を薬物溶液等が貯留されたリザーバー又はチューブコネクターが備えられたチャンバーに接続し、前記芯部の他端部を生体組織内の所定位置へ設置することにより、前記芯部を構成する導電性複合繊維を薬物溶液等が透過（浸透）して、他端部が位置する生体組織中へ薬物溶液を輸送することができる。
　ＩＶ－（８）によれば、前記流路を介して前記薬物（薬剤）を電極が埋め込まれた部位に投与することができる。前記薬物は生体反応を抑制する又は促進する薬理作用を有する薬物であることが好ましい。前記薬物としては、例えば生体組織の障害を低減させる薬物、生体組織の修復を促す薬物、生体組織を成長させる薬物等が挙げられる。
　ＩＶ－（９）によれば、前記体内埋め込み型電極は生体組織に対する侵襲性が低いため、生体組織が本来有する機能を損なわずに、外部に設置した測定装置と電極埋め込み部との間で、信号の送受信を高精度に行うことができる。
　なお、本発明において説明する基材繊維とは、単線糸状の繊維の他、例えば、複数の基材繊維を撚り合わせて所望の太さの撚り糸にしたもの等も含むものである。また、本発明における基材繊維の形状は、上記の糸状のみに限定されるものではなく、例えば、紐状、布状、リボン状等も含むものである。
本発明の導電性高分子繊維の一例における、長手方向の断面を示す模式図である。 本発明の導電性高分子繊維の一例における、長手方向の断面を示す模式図である。 本発明の導電性高分子繊維の一例における、長手方向に対して直交する方向の断面を示す模式図である。 本発明の導電性高分子繊維の一例における、長手方向に対して直交する方向の断面を示す模式図である。 本発明の導電性高分子繊維の一例における、長手方向に対して直交する方向の断面を示す模式図である。 本発明の導電性高分子繊維の一例における、長手方向に対して直交する方向の断面を示す模式図である。 本発明の導電性高分子繊維の一例における、長手方向に対して直交する方向の断面を示す模式図である。 本発明の導電性高分子繊維の一例における、長手方向に対して直交する方向の断面を示す模式図である。 比較例１－１の結果を示すグラフである。 実施例１－１の結果を示すグラフである。 実施例１－２の結果を示すグラフである。 生体電極を体表面に設置した様子を示す、本発明の一例を示す模式図である。 測定したヒト心電図（上から順にI, II, III誘導）である。 作製した糸状の埋め込み型生体電極の実体顕微鏡による観察の写真である。 測定したラット坐骨神経の活動電位（上から順に静止時、筋収縮時、筋弛緩時）である。
本発明の導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置の実施の形態を模式的に示す図であり、導電性高分子繊維の製造装置の構成の一例を説明する概略図である。 本発明の導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置の実施の形態の一例を模式的に示す要部拡大図であり、櫛歯状電極を基材繊維の両側に配置した状態を示す図である。 本発明の導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置の実施の形態の一例を模式的に示す要部拡大図であり、ローラー状の回転子電極の例を示す図である。 プーリー状の回転子電極の例を示す図である。 ローラー状の回転子電極とプーリー状の回転子電極とを基材繊維の長手方向で交互に組み合わせた状態の例を示す図である。 本発明の導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置の実施の形態の他の例を模式的に示す概略図であり、単数の電極を用いた場合について示す図である。 本発明の導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置の実施例について説明する図であり、実施例２－１において、本発明に係る回転子電極を用いて通電を行って得られた導電性高分子繊維を示す写真図である。 実施例２－２において、櫛歯状電極を用いて通電を行って得られた導電性高分子繊維を示す写真図である。 本発明の導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置の実施例について説明する図であり、実施例２－１において、本発明の方法及び装置を用いて電気化学的に重合固定することで得られた導電性高分子繊維の耐水性試験後の状態を示す写真図である。 比較例２－２において従来の化学固定で得られた導電性高分子繊維の耐水性試験後の状態を示す写真図である。
本発明の第三の態様の第一実施形態にかかる櫛形電極の模式図であり、接触子３１１が弓形の第一フレーム３１２に弦のように固定されている様子を示す櫛形の生体電極３１０の側面図である。 前記生体電極３１０の斜視図である。 前記生体電極３１０が頭髪Ｈの間隙に挿入され、頭皮Ｓと接した位置に固定された状態を示す斜視図である。 前記生体電極３１０が皮膚と接する領域を示す写真である。 本発明の第三の態様の第一実施形態にかかるヘアーピン形電極の模式図であり、接触子３２１が固定ポスト３２２を介してヘアーピン形髪止めに弦のように２本平行に固定されている様子を示す生体電極３２０の側面図である。 前記生体電極３２０の斜視図である。 前記ヘアーピン形の生体電極３２０が頭髪Ｈを頭皮Ｓに近い位置で挟み、接触子２１が頭皮Ｓに接した状態を示す斜視図である。 前記上段はヘアーピン形の生体電極３２０の上面を写した写真であり、下段は皮膚と接触する下面を写した写真である。
接触子の断面構造の一例を示す模式図であり、左部分は右部分のＸ－Ｘ線の断面を示す。 第三の態様の第二実施形態の接触子３２１の断面構造を示す模式図であり、左部分は右部分のＸ－Ｘ線の断面を示す。 図１９Ｂの構造を有する紐状の接触子３２１の写真である。 櫛形の生体電極３１０を頭髪間に挿入し、その上から伸縮性のネット状のホルダーＮを被せて、生体電極３１０を保持している様子を示す模式図である。 伸縮性ネットＮに生体電極３１０を、国際１０－２０法に合わせて設置した例を示す上面図である。 ヘアーピン形脳波用電極で測定したヒトの脳波（C3 C4 50μV 400msec/div）を示すグラフである。 ヘアーピン形脳波用電極で測定したヒトの聴性脳幹反応（0.2μV、1ms/div 90db、クリック音、1000回加算平均、IV-VII誘発電位のピークを示す）を示すグラフである。
心電図用電極３３０の皮膚との接触面を示す平面図である。 前記心電図用電極３３０を皮膚表面Ｓに設置した様子を示す側面図である。 電極パッドの側面図及び正面図（皮膚接触面、即ち表面）の一例を示す。 前記電極パッドの側面図及び正面図（皮膚接触面、即ち表面）の別の例を示す。 躯幹Ｂに対する電極パッド３３８とホルダー３３５の配置を示す断面図である。 前記躯幹Ｂの正面図である。 実施例３－３において、本発明にかかる生体電極１と、従来の生体電極２，３を用いて測定した心電図の記録波形を示すグラフであり、スケールバーは一秒、５０ｍＶを表す。 本発明にかかる生体電極Ｂ，Ｃ又は、従来の生体電極Ｄ，Ｅを設置した皮膚の水分量を測定し、各電極による皮膚の蒸れの程度を比較した結果を示すグラフである。
本発明の第四の態様の体内埋め込み型電極の第一実施形態の側面図である。 図２９Ａに示される導電性複合繊維束が吸水により膨潤する様子を示した側面図である。 前記膨潤させた導電性複合繊維束から針を離している様子を示した側面図である。 ガイド針に導電性複合繊維束を１個備えた、本発明の第四の態様の電極の例を示す側面図及び底面図である。 ガイド針に導電性複合繊維束を２個備えた、本発明の第四の態様の電極の例を示す側面図及び底面図である。 ガイド針に導電性複合繊維束を４個備えた、本発明の第四の態様の電極の例を示す側面図及び底面図である。 本発明の第四の態様の体内埋め込み型電極の第二実施形態の側面図である。 前記電極の導電性複合繊維束が吸水により膨潤する様子を示した側面図である。 前記電極の膨潤させた導電性複合繊維束から針を離している様子を示した側面図である。
本発明の第四の態様の体内埋め込み型電極の第三実施形態を神経索Ｎ’に導入する様子を示した模式図である。 体内埋め込み型電極の第三実施形態を神経索Ｎ’に導入する様子を示した模式図である。 体内埋め込み型電極の第三実施形態を神経索Ｎ’に導入する様子を示した模式図である。 体内埋め込み型電極の第三実施形態を神経索Ｎ’に導入する様子を示した模式図である。 流路を備えた体内埋め込み型電極の側面図及び底面図であり、リザーバーを備えた第四実施形態である。 チャンバー及びチューブコネクターを備えた第四実施形態である。
（Ａ）体内埋め込み型電極の第四実施形態(ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ)と従来の金属製電極とを各々使用して測定したラット脳の集合活動電位の波形(Scale bar 250ms 40mV)である。 ラット大脳皮質の抗GFAP抗体によるグリア細胞（アストロサイト）の免疫染色像を示し、かつ電極が埋め込まれていない状態を示す。 ラット大脳皮質の抗GFAP抗体によるグリア細胞（アストロサイト）の免疫染色像を示し、かつ本発明の第四実施形態の電極が埋め込まれた位置（点線）とその周囲の状態を示す。 ラット大脳皮質の抗GFAP抗体によるグリア細胞（アストロサイト）の免疫染色像を示し、かつ従来の金属製電極が埋め込まれた位置（点線）とその周囲の状態を示す。 本発明の第一実施形態の体内埋め込み型電極により記録したラットの大脳皮質（バレル皮質）の活動電位を示す波形である。 本発明の第三実施形態の体内埋め込み型電極により記録したラットの座骨神経の集合活動電位を示す波形である（Scale bar １秒　５０μＶ）。 本発明の第三実施形態の体内埋め込み型電極により記録したラットの心電図を示す波形である（Scale bar １秒　５０ｍＶ）。 ＰＤＭＳにより被覆された導電性複合繊維束における薬物輸送の速度を示すグラフである。
　　以下、本発明の第一から第四の態様について、本発明の好ましい例や実施形態を、図面を用いて説明する。ただし、本発明は以下の各例や実施形態のみに限定されるものではない。例えばこれら好ましい例や実施形態の構成要素や条件同士を適宜組み合わせてもよい。また各態様間で好ましい例を互いに使用しても良い。また問題の無い限りその他の構成要素と組み合わせたりしてもよい。本発明の趣旨を逸脱しない範囲において、位置、数、サイズ、量など、種々の変更を加えることが可能である。
　例えば図１の説明において好ましいとされた例は、特に断りの無い限り、本態様の他の例でも好ましく使用できる。
《第一の態様について》
　以下、本発明の第一の態様の第一の態様の実施形態について、図面を参照して説明するが、本発明はかかる実施形態に限定されない。
　本発明の第一の態様の第一の態様は、導電性高分子繊維、及び生体電極に関する。より詳しくは、基材繊維に導電性高分子が含浸又は付着された導電性高分子繊維、及び前記導電性高分子繊維を備えた生体電極に関する。
＜第一の態様の第一実施形態＞
　図１に示す本発明の導電性高分子繊維１０（第一実施形態）は、基材繊維１１に、導電性高分子としてＰＥＤＯＴ－ＰＳＳ｛ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）－ポリ（スチレンスルホン酸）｝を含む導電体１２が被覆された繊維である。図１は導電性高分子繊維１０の長手方向の断面図であり、図３はその長手方向に直交する方向の断面図である。　導電性高分子繊維１０は、基材繊維１１を芯として、その周囲に導電体１２が被覆されているので、両者の密着面積が大きくなっており、互いに充分に接着した複合繊維となっている。この構成であると、導電体１２が基材繊維１１によって補強されているので、導電体１２だけからなる繊維と比べて強度を強くすることができる。特に、乾燥状態及び湿潤状態における強度に優れたものとなる。また、芯である基材繊維１１の柔軟性が導電性高分子繊維１０に付与される。
　基材繊維１１の種類は、高分子（ポリマー）からなるものであれば特に制限されない。例えば、合成繊維、植物性の繊維、動物性の繊維などが用いられる。単一の材料からなってもよいが、混合物であっても良い。
　前記合成繊維としては、例えばナイロン、ポリエステル、アクリル、アラミド、ポリウレタン、炭素繊維などが挙げられる。前記植物性の繊維としては、例えば綿、麻、ジュートなどが挙げられる。前記動物性の繊維としては、例えば絹、羊毛、コラーゲン、動物組織を構成する弾性繊維などが挙げられる。
　例示した基材繊維材料の中でも、導電体１２との密着性に優れ、乾燥状態及び湿潤状態における強度が強く、且つ衣料品等の用途に適した柔軟性を有する、動物製の繊維（蛋白質含有繊維）が好ましい。更に後述のＰＥＤＯＴ-ＰＳＳに対する接着性及び親水性に特に優れた、シルク（絹）繊維がより好ましい。
　基材繊維は、シルク単体であることも好ましい。必要に応じて混合物であることも好ましい。シルク混合物である場合、シルクの含有率は０．１％以上１００％未満であってもよく、１％以上９５％以下であっても良く、３％以上９０％以下であってもよく、１０％以上８０％以下であっても良く、３０％以上７０％以下であってもよく、４０％以上６０％以下であってもよい。目的に応じて適宜別の材料と混合することも好ましい。
　基材繊維１１として使用し得るシルク繊維としては、例えば、蚕蛾、クモ、蜂の天然シルク繊維及び遺伝子組み換え技術を用いた人工のシルク繊維が挙げられる。シルクはフィブロインと呼ばれる蛋白質を含有し、衣料や手術用の糸に利用されるように、親水性、生体親和性、染色性に優れた繊維であり、最も古くから人類に利用されてきた繊維の一つである。このため、基材繊維１１として好適に用いられる。
　基材繊維１１に用いるシルク繊維は、膠質成分であるセリシンを除去していない無加工の生糸、セリシンの一部又は全部を除去した練糸、のいずれであっても良い。導電体１２との密着性及び繊維強度を高める観点から、練糸がより好ましい。
　基材繊維１１の直径（太さ）は特に制限されず、用途に応じて適宜選択できる。例えば、０．１μｍ～１ｍｍや、１μｍ～１ｍｍや、１μｍ～０．５ｍｍなどの範囲等も、直径の例として挙げられる。衣料品、生体電極、バイオインターフェース等に用いる場合は、例えば、１μｍ～１００μｍの直径であることが好ましい。
　基材繊維１１の長さは特に制限されず、用途に応じて適宜選択できる。例えば、生体組織への埋め込み用の電極としては１０μｍ～１０ｃｍ、体表のバイオインターフェースに用いる場合は１ｍｍ～５０ｃｍ、衣料品への織り込み又は編み込みには繊維材料として１ｃｍ～１００ｍなどとすることができる。これに限定されず、必要に応じて選択してよい。
　基材繊維１１（４１）は特に限定されず、必要に応じて選択できる。例えば、複数の基材繊維を撚り合わせて、所望の太さの撚り糸にしたものや（図６に示す例参照）、種類の異なる基材繊維を混紡した混紡糸を使用しても良い。基材繊維の形状は、上記のような糸状のみに限定されるものではなく、例えば、紐状、布状、リボン状等の基材繊維を使用しても構わない。また、基材繊維１１の親水性を向上させる目的で、プラズマ処理や細孔処置、化学的コーティングを施したものを使用しても構わない。
　導電体１２は、導電性高分子（導電性ポリマー）を含むものであり、導電性高分子だけからなるものであっても良いし、他の添加剤を含むものであっても良い。
　本発明において使用する導電性高分子は、導電性及び親水性に優れるＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ｛ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）－ポリ（スチレンスルホン酸）｝である。ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳは、モノマーである３，４－エチレンジオキシチオフェンが、ポリ（４－スチレンスルホン酸）の存在下で重合して得ることができる、導電性ポリマーである。ＰＳＳは、ＰＥＤＯＴに負電荷を付与するドーパントとして機能する。本発明では、導電性高分子繊維の導電性を高める観点から、導電性高分子にはドーパントが含有されていることが好ましい。
　本発明者らは、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳとシルク等の蛋白質を含む繊維との接着性が特に優れ、両者の接着面が容易には剥離しないことを見出した。
　この知見に基づき、本発明においては、基材繊維１１としてシルク繊維を使用し、且つ、導電体１２に含まれる導電性高分子としてＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを使用することがより好ましい。
　また、他に使用しうる導電性高分子として、ポリアニリンスルフォン酸やポリピロールが例示できる。導電体１２に含まれる導電性高分子は、１種であっても良いし、２種以上を組み合わせて用いても良い。
　本発明で用いる導電性高分子の分子量は特に制限されない。例えば数千～数十万の範囲のものが使用できる。必要に応じて任意に選択して良い。具体例を挙げれば、ポリスチレン換算の重量平均分子量（Ｍｗ）が１０００～９０００００の範囲であってもよく、３０００～４５００００の範囲であっても良く、５０００～５００００の範囲であってもよい。ただしこの範囲に限定されるものではない。
　導電体１２を形成する方法として、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ等の導電性高分子及び希釈溶媒を含む溶剤を基材繊維１１上に塗工し、溶媒を乾燥させることにより、導電性高分子だけからなる導電体１２を形成する方法が例示できる。ただし、導電体１２は導電性高分子以外の添加剤を含有していてもよい。
　前記添加剤としては、例えばグリセロール、ソルビトール、ポリエチレングリコール‐ポリプロピレングリコールコポリマー、エチレングリコール、スフィンゴシン、ホスファチジルコリン等が挙げられる。導電体１２に含まれる添加剤は１種であっても良いし、２種以上を組み合わせて用いても良い。
　上記例の添加剤は、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ等の導電性高分子繊維の濡れ特性を調整する目的や、柔軟性を付与することにより、生体電極としての使用時における生体組織（皮膚や組織）との親和性を向上させる目的で、使用することができる。
　なお、前記濡れ特性の調整の具体例としては、例えば吸水性の調整、湿潤・乾燥時の過剰な膨張・収縮の防止等が挙げられる。
　ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳと前記添加剤とを組み合わせて用いると、導電体１２の濡れ特性の調整が容易となり、特に過剰な膨張及び収縮の防止がより容易となるので好ましい。この理由としては、高い吸水性を有するＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを予め添加剤とともに含有されることによって、水分が後から浸入してくる余地が少なくなることが一因だと考えられる。
　またＰＥＤＯＴ-ＰＳＳの濡れ特性を調整し、更に柔軟性を付与する目的で用いる添加剤としては、上記例のうち、特にグリセロール、ソルビトール、ポリエチレングリコール、及びポリエチレングリコール‐ポリプロピレングリコールコポリマーが好ましい。
　前記添加剤及びＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを含有する導電体１２を有する導電性高分子繊維１０は、高湿度環境で使用した場合にも、過剰な吸水が起こらず、高い繊維強度を有し、導電性に優れたものとなる。また、優れた柔軟性も併せ持つので、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳのごわごわした感触（剛直性）が緩和され、生体組織との接触性、親和性に優れるので、ノイズの少ない生体信号の測定が可能な生体電極を構成することができる。
　導電体１２に含まれる添加剤としては、上記例に限定されず、例えば界面活性剤、アルコール、天然多糖類、糖アルコール、アクリル系樹脂、ジメチルスルホキシドなどの公知の有機溶媒等を用いることもできる。
　上記界面活性剤としては、公知の、カチオン性界面活性剤、アニオン性界面活性剤、非イ
オン性界面活性剤が挙げられる。これらの界面活性剤は、１種を単独で用いても良いし、２種以上を組み合わせて用いても良い。
　上記カチオン性界面活性剤としては、例えば第４級アルキルアンモニウム塩、ハロゲン化アルキルピリジニウムなどが挙げられる。
　上記アニオン性界面活性剤としては、例えばアルキル硫酸塩、アルキルベンゼンスルホン酸塩、アルキルスルホコハク酸塩、脂肪酸塩などが挙げられる。
　上記非イオン性界面活性剤としては、例えばポリオキシエチレン、ポリオキシエチレンアルキルエーテルなどが挙げられる。
　　上記アルコールとしては、公知の１価アルコール及び多価アルコールを幅広く使用することができる。これらのアルコールは１種を単独で用いても良いし、２種以上を組み合わせて用いても良い。
　１価アルコールとしては、例えばメタノール、エタノール、プロピルアルコール、イソプロピルアルコール、ブタノールなどが挙げられる。これらのアルコールを構成する炭素骨格は、直鎖状、分岐状又は環状のいずれであってもよい。
　多価アルコールとしては、例えば、エチレングリコールなどのグリコール類、グリセリンなどの鎖状多価アルコール、グルコースやスクロースなどの環状多価アルコール、ポリエチレングリコールやポリビニルアルコール、ポリエチレングリコール　ポリプロピレングリコールコポリマーなどのポリマー状多価アルコールなどが挙げられる。
　天然多糖類としては、例えばキトサン、キチン、グルコース、アミノグリカンなどが挙げられる。
　糖アルコールとしては、例えばソルビトール、キシリトール、エリトリトールなどが挙げられる。
　上記のアクリル樹脂としては、例えば、ポリアクリル酸、ポリメチルメタクリレート、ポリメタクリル酸メチル樹脂などが挙げられる。
　基材繊維１１の周囲に被覆された導電体１２の厚さｈは特に制限されず任意で選択できる。本願の効果が得られる限りいかなる厚さであっても良い。例えば基材繊維１１の直径Ｌの０．００１～２倍の厚さとすれば良い。厚さｈは必要に応じて選択でき、例えば、基材繊維１１の直径Ｌの０．０１～１倍の厚さであっても良く、０．００１～０．１倍の厚さであっても良く、１～２倍の厚さであっても良く、または、０．１～１倍の厚さであっても良い。より具体的には、例えば２～３デニール（Ｄ）の蚕のシルク繊維、すなわち繊維直径が約１０～１５ミクロンのシルク繊維を芯とした場合、０．０１ミクロン～１０ミクロンの厚さとすればよい。なお繊維の直径などは任意の方法で測定できるが、例えば、電子顕微鏡写真などで確認することもできる。
　必要に応じて、基材繊維は導電体に完全に覆われていなくても良い。本発明において、厚さとは基材繊維の中心から表面に向かう線が導電体に覆われる長さであっても良い。
　導電体１２が基材繊維１１の周囲を被覆することにより、導電性高分子繊維１０の導電性がより高まるとともに、複数の導電性高分子繊維１０を接触させて導通させることがより容易となる。また、上記厚さの範囲であると、導電性高分子繊維１０の柔軟性を損なわずに、より優れた導電性を有する繊維とすることができる。上記範囲において、厚いほど、より高い導電率を有する繊維とすることができる。つまり、導電体１２の厚さを調整することにより、導電性高分子繊維１の導電率又は電気抵抗を調整できる。
＜導電性高分子繊維の作成法（1a）＞
　図１に示す導電性高分子繊維１０のように、導電体１２を基材繊維１１の表面に付着又は被覆する方法としては、以下の方法が例として挙げられる。
　まず導電性高分子を含む水溶液（例えば、市販のＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ溶液(Heraeus 社：CLEVIOS P)）を溶液バス中で基材繊維１１の表面に付着させる。この後、又は、ローラー若しくはブラシを用いて基材繊維１１の表面に前記溶液を均一に塗布した後、前記溶液に含まれる水分の一部を乾燥除去する。次いで、アセトン、メタノール、エタノール等の有機溶媒または塩化マグネシウム溶液等の固定液を塗布して、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ等の導電性高分子をゲル化する。このことによって、基材繊維１１の表面にＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ等の導電性高分子を含む導電体１２を固定する方法（以下、作成法1aということがある。）が例示できる。前記水溶液の一例として、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ等の導電性高分子が０．１～５０(v/v)％の濃度で含有される水溶液が挙げられる。この濃度は必要に応じて選択できる。例えば、濃度は、１～３０％でも良いし、３０～５０％でも良いし、０．５～１５％などであっても良い。なお、前記水溶液中には、必要に応じて、前記添加剤を含有させることができる。
　また本発明では、導電性高分子を含む水溶液としては、例に挙げたCLEVIOS P以外にも、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを含む溶液であれば、如何なるものも使用できる。
＜添加剤を含有させる方法＞
　導電体１２に添加剤を含有させる方法としては、作成法１aによって基材繊維１１に塗工した導電体１２を乾燥させた後、得られた導電性高分子繊維１０を用いて、その表面に添加剤を塗布する方法や、添加剤を含む溶液中に導電性高分子繊維１０を所定の時間で浸漬した後、その表面に残る余剰の添加剤の溶液を除去する方法が例示できる。また、別の方法として、基材繊維１１の表面に塗工する導電性高分子を含む溶液中に、添加剤を混合させた混合液を使用して、導電性高分子と添加剤とを一緒に塗布又は浸漬させる方法も適用できる。
　前記混合液の一例として、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ等の導電性高分子が０．１～５０(v/v)％、グリセロール等の添加剤が０．１～５０(v/v)％の濃度で含有される水溶液が挙げられる。
　本発明における導電体１２中の添加剤の濃度は特に制限されず、例えば0．1～５０wt％とすることができる。この濃度は必要に応じて選択でき、例えば、０．１～２０wt％であってもよく、２０～５０wt％であってもよく、０．１～５wt％であってもよい。
＜第一の態様の第二実施形態＞
　図２に示す本発明の導電性高分子繊維２０（第二実施形態）は、基材繊維２１に、導電性高分子を含む導電体２２が含浸された繊維である。図２は導電性高分子繊維２０の長手方向の断面図であり、図４はその長手方向に直交する方向の断面図である。
　基材繊維２１の内部に導電体２２が染み渡っているので、両者が一体化した複合繊維となっている。この構成であると、導電体２２が基材繊維２１から脱落する恐れが無い。また、導電体２２が基材繊維２１によって補強されているので、導電体２２だけからなる繊維と比べて強度を強くすることができる。また、基材繊維２１の柔軟性を併せ持つ。
　なお本発明では、基材繊維の内部空間全てに導電体が満たされていても良いが、満たされていない空間があっても良い。また基材繊維の内部中心まで導電体が到達していることが好ましいが、必要に応じて到達していない部分があっても良い。
　基材繊維２１及び導電体２２を構成する材料は、第一実施形態で説明した基材繊維１１及び導電体１２を構成する材料が適用できる。また、第一実施形態と同様に、導電体２２には前記添加剤を含有させることが好ましい。　
＜導電性高分子繊維の作成法（1b）＞
　図２に示す導電性高分子繊維２０のように、導電体２２を基材繊維２１の内部に浸漬する方法としては、基材繊維２１を溶液バス中において、導電性高分子を含む水溶液（例えば、市販のＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ溶液(Heraeus CLEVIOS P)）に基材繊維２１を所定時間で浸漬させた後、前記溶液に含まれる水分の一部を乾燥除去し、次いで、アセトン、メタノール、エタノール等の有機溶媒または塩化マグネシウム溶液等の固定液を塗布して、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳをゲル化することによって、基材繊維２１の表面にＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを含む導電体２２を固定する方法（以下、作成法1bということがある。）が例示できる。
　なお、前記水溶液中には、必要に応じて、前記添加剤を含有させることができる。
　導電性高分子を含む溶液が基材繊維２１内へ浸透することを促進する方法としては、前記溶液のｐＨを調整して浸漬する方法、浸漬時に基材繊維２１に張力や圧縮などの機械的操作を加える方法、浸漬時に前記溶液を加熱する方法、浸漬時に減圧や加圧などの処理をする方法など、を例示できる。具体的には、シルク等の基材繊維２１をＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ溶液中に浸漬させる場合、前記溶液のｐＨを１～６に調整することが好ましい。
＜第一の態様の第三実施形態＞
　図５に示す本発明の導電性高分子繊維３０（第三実施形態）は、基材繊維３１に、導電性高分子を含む導電体３２が含浸され、基材繊維３１の周囲に金属３３が被覆され、さらに被覆された金属又はカーボン３３の周囲に導電体３４が被覆されてなるものである。図５は導電性高分子繊維３０の長手方向に直交する方向の断面図である。
　以下では、特に明記しない限り、「金属又はカーボン」を金属類と呼ぶ。
　第三実施形態は、前述の第一実施形態及び第二実施形態の利点を併せ持つ。また、被覆された金属類３３そのものが、導電性高分子繊維３０の導電性を向上させることに寄与する。金属類３３は導電体３２及び導電体３４に挟まれているので、金属類３３は繊維表面に露出していない。このため、金属類３３の腐食や劣化が防止される。なお、必要に応じて、金属類３３の一部を繊維表面に露出させても良い。
　基材繊維３１及び導電体３２，３４を構成する材料は、第一実施形態及び第二実施形態で説明した基材繊維及び導電体を構成する材料が適用できる。また、第一実施形態及び第二実施形態と同様に、導電体３２，３４には前記添加剤を含有させることが好ましい。なお、導電体３２を構成する材料と導電体３４を構成する材料とは、同一であっても良いし、異なっていても良い。
　金属類３３の種類は特に制限されず、例えばチタン、金、銀、銅、カーボン等が挙げられる。これらの金属類のうち、金が、耐腐食性、導電性、延性に優れるので好ましい。
　前記カーボンとしては、炭素原子を主原料として含むものが好ましく、例えばカーボンブラック、グラッシーカーボン、グラフェン、カーボンナノチューブ、フラーレン等を含む炭素材料が挙げられる。これらの炭素材料中の炭素の含有量は、８０～１００質量％が好ましく、９０～１００質量％がより好ましく、９５～１００質量％がさらに好ましい。
　金属類３３は、１種の金属類を単独で用いても良いし、２種以上の金属類を組み合わせて用いても良い。
　基材繊維３１の周囲に被覆された金属類３３（金属層又はカーボン層）の厚さは特に制限されず、金属類の種類に応じて適宜変更できる。例えば０．１ｎｍから１ｍｍの範囲なども挙げることができる。例えば金を用いた場合、その厚さは１ｎｍ～２μｍとすることができる。金属層３３は、スパッタ法や無電解メッキ法等の公知の成膜方法で形成することができる。また、カーボン層はカーボン蒸着等の公知の成膜方法で形成することができる。
＜導電性高分子繊維の作成法（2a）＞
導電性高分子繊維３０を作成する方法としては、次の方法が例示できる。
　まず、作成法1bによって得られた導電性高分子繊維２０に対して、公知の成膜方法によって金属３３を被覆する。ここで得られた繊維を導電性高分子を含む水溶液（例えば、市販のＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ溶液(Heraeus CLEVIOS P)）に浸漬して、この金属３３を電極として利用し、＋０．５Ｖ～２０Ｖの直流電圧を印加することによって、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ等の導電性高分子が金属３３の表面に電気化学的に固定された導電性高分子繊維３０を作成できる。この方法を以下では、作成法2aと呼ぶことがある。
　ここでは、導電性高分子繊維２０の周囲に金属層を形成する方法を例示したが、単なる基材繊維に金属層を形成して、同様に前記金属層の周囲に導電性高分子を電気的に固定する方法を採用しても構わない。
　なお、前記溶液に、エチレンジオキシチオフェン（EDOT）を添加することによって、導電性が一層優れた導電性高分子繊維３０が得られる。エチレンジオキシチオフェンの量は任意で選択できる。例えば、前記溶液に、エチレンジオキシチオフェンの０．１w/v％溶液(HeraeusCLEVIOS M V2)などを添加してもよい。
＜導電性高分子繊維の作成法（2b）＞
　金属３３を形成せずに、電気化学的に導電性高分子を固定する方法も例示できる。すなわち、作成法1bによって得られた導電性高分子繊維２０は、既に導電性を有する。この導電性を利用して、作成法1bで得られたような導電性高分子繊維２０を、導電性高分子を含む溶液（例えば、市販のＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ溶液(Heraeus CLEVIOS P)）に加え、この中で、＋０．５Ｖ～２０Ｖの直流電圧を印加することによって、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ等の導電性高分子が導電性高分子繊維２０の周囲の表面に電気化学的に固定された導電性高分子繊維を作成できる。この方法を以下では、作成法2bと呼ぶことがある。なお、前記水溶液中には、必要に応じて、前記添加剤を含有させることができる。
　作成法2bによって得られる導電性高分子繊維の構成の図示は省略するが、図５に示す導電性高分子繊維３０から金属３３を除いて、前記金属３３が導電体３４に置き換わった構成となる。
＜第四実施形態＞
　図６に示す本発明の導電性高分子繊維４０（第四実施形態）は、複数の基材繊維４１の間に、導電性高分子を含む導電体４２が基材繊維４１に密着して配されてなるものである。図６は導電性高分子繊維４０の長手方向に直交する方向の断面図である。基材繊維の数は任意に選択でき、２以上の整数である。例えば２，３，４，５，６、７または８などの数であっても良い。１～１０００の範囲に含まれる数や、１～３０の範囲に含まれる数などであっても良い。　導電性高分子繊維４０は、複数の基材繊維４１が撚り合わされたり編まれたりすることによって、撚り紐、織布、不織布などの高次構造体を形成したものであっても良い。図６に示す例のように、複数の基材繊維４１の間に、導電性高分子であるＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体４２が基材繊維４１に密着して配され、複数の基材繊維４１が撚り合わされたり編まれたりすることにより、導電性高分子繊維４０を、撚り紐、織布、不織布等の高次構造体として構成することができる。
　導電体４２が複数の基材繊維４１同士を接着する役割を担うので、前記高次構造体の強度を高めることができる。さらに、複数の基材繊維４１の間には、導電体４２を比較的大量に配することができるので、より導電性に優れた導電性高分子繊維となる。なお、ここで比較した量は、単一の基材繊維の表面に配された導電体の量である。
　導電性高分子繊維４０を作成する方法は特に制限されず、例えば前記高次構造体を導電性高分子を含む溶液に浸漬して、これを乾燥させる方法が挙げられる。
　複数の基材繊維４１間の繊維間隔は任意に選択できる。例えば、基材繊維の直径の０．０１～３倍程度を、基材繊維４１間の繊維間隔としてもよい。例えば、直径１０μｍ～１５μｍの基材繊維４１を用いた場合、０．０１μｍ～５０μｍとすることができる。このような範囲の繊維間隔であると、導電体４２を繊維間に充分に配することができる。
　基材繊維４１及び導電体４２を構成する材料は、第一実施形態で説明した基材繊維及び導電体を構成する材料が適用できる。また、第一実施形態と同様に、導電体４２には前記添加剤を含有させることが好ましい。　
＜第一の態様の第五実施形態＞
　図７に示す本発明の導電性高分子繊維５０（第五実施形態）は、導電性高分子を含む導電体５２が内部に含浸された複数の基材繊維５１の間に、導電性高分子を含む導電体５４が基材繊維５１に密着して配されてなるものである。図７は導電性高分子繊維５０の長手方向に直交する方向の断面図である。
　第五実施形態の構成は、基材繊維５１の内部に導電体５２が含浸されている以外は、第四実施形態の構成と同様である。本実施形態では、導電体５２によって導電性がより向上している。
　導電体５２を構成する材料と導電体５４を構成する材料とは、同一であっても良いし、異なっていても良い。第五実施形態の作成方法は、前述の第一～第四実施形態の作成方法を適用できる。
＜第一の態様の第六実施形態＞
　図８に示す本発明の導電性高分子繊維６０（第六実施形態）は、基材繊維６１に、導電性高分子を含む導電体６２が被覆されており、その周囲に絶縁層６３が被覆されてなるものである。図８は導電性高分子繊維６０の長手方向に直交する方向の断面図である。
　基材繊維６１及び導電体６２が絶縁層６３によって保護されているため、耐久性に優れた繊維となる。なお、必要に応じて、絶縁層６３の一部を除去して導電体６２の一部を繊維表面に露出させた構成とすることもできる。
　絶縁層６３の材料としては、公知の絶縁材料が適用できる。生体親和性や柔軟性の観点から、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）やシリコーン樹脂（シリコーンゴム）が好ましい。絶縁層６３の厚さは特に制限されない。任意に選択でき、例えば、０．１μｍ～３ｍｍや、０．１μｍ～２ｍｍや、１μｍ～２０００μｍや、１０μｍ～５００μｍなどの範囲とすることができる。また、公知の樹脂コーティング方法によって、絶縁層６３で基材繊維６１及び導電体６２を被覆することができる。
＜生体電極＞
　本発明にかかる導電性高分子繊維は、高湿度の使用条件においても十分な強度、導電性及び柔軟性を有するので、生体電極やバイオインターフェースのみならず衣料品に好適に用いられる。
　本発明にかかる導電性高分子繊維を複数束ねて糸や紐を構成することによって、生体信号の測定に充分な導電性を得ることができる。前記繊維には導電性高分子であるＰＥＤＯＴ－ＰＳＳが配されているため、前記繊維と測定対象とが接触することにより、直ちに導通を得ることができる。したがって、前記繊維（糸）を測定対象に、接触、又は、結紮、巻き付け、縫い込み、折り込みなどすることによって、生体信号を長期間安定して記録することが可能である。
　本発明にかかる導電性高分子繊維を電極として用いて生体電極を作成する場合、前記繊維を束ねた糸を結んだり、編んだり、縫い込んだり、束ねたりすることによって、布、ベルト、ストラップなどの様々な形状の生体電極を提供することができる。さらにこの導電性高分子繊維を結合し不織布等に成形することによって、パッチ状（布状）の生体電極を作成することもできる。
《第二の態様について》
　本発明の第二の態様は、導電性高分子繊維を製造する方法及び装置に関し、特に、導電性高分子を含む導電体を絶縁性の繊維（繊維束）に含浸あるいは付着させる、導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置に関する。
　以下、本発明の第二の態様の導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置の実施の形態について、主に図１３～図１８を適宜参照しながら説明するが、本発明の第二の態様は、以下の実施形態に限定されるものではない。ここで、図１３～１６は本実施形態で説明する導電性高分子繊維の製造装置を示す模式図である。図１、３や６等は、本実施形態の製造方法及び製造装置で得られる導電性高分子繊維の一例を示す模式図である。
［導電性高分子繊維］
　本発明の第二の態様に係る製造方法及び製造装置は、上記第一の態様で述べた導電性高分子繊維を好ましく形成することができる。第一の態様で述べた好ましい条件もここで使用できる。例えば、図１、３や６に記載した導電性高分子繊維を容易に形成することができる。なお本態様では、導電体１２に含まれる導電性高分子としてＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを使用することがより好ましいが、本実施形態で用いる基材繊維は、シルク繊維に限定されるものではなく、その他、一般的な繊維材料を何ら制限無く用いることができる。導電性高分子としてＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含むことが必須とすれば良い。
　本態様においては、後述の製造方法及び製造装置によって導電性高分子繊維１０を製造するにあたり、まず、基材繊維１１を導電体１２の溶液中に浸漬することで、基材繊維１１に導電体１２を含浸及び／又は付着させる。この際、導電体１２の溶液としては、導電性高分子であるＰＥＤＯＴ－ＰＳＳに加えて希釈溶媒を含み、さらに、必要に応じて導電性高分子以外の添加剤を含有することができる。
［導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置］
　以下に、本発明に係る導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置の一実施形態について、主に図１３～１６を参照しながら詳述する。
「製造装置」
　まず、本実施形態で用いる製造装置について詳述する。
　図１３に示す導電性高分子繊維の製造装置（以下、製造装置と略称することがある）２１０は、浸漬容器２０５を備えている。浸漬容器２０５は、導電性高分子としてＰＥＤＯＴ－ＰＳＳ｛ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）－ポリ（スチレンスルホン酸）｝を含む導電体の溶液２０４が内部に収容され、糸状、紐状、布状又はリボン状の繊維束からなる絶縁性の基材繊維２１１を導電体の溶液２０４に浸漬させることで、基材繊維２１１に導電体（図１７Ａ、１７Ｂ等に示す導電体２１２も参照）を含浸及び／又は付着させるための浸漬容器である。また、製造装置２１０は、基材繊維２１１を浸漬容器２０５に収容された導電体の溶液２０４から垂直に引き上げるための巻き取り部２０９と、垂直に引き上げられる基材繊維２１１を走行させながら通電することで、基材繊維２１１に含浸及び／又は付着した導電体２１２を電気化学的に重合固定する複数の電極２０２、２０３とを備えている。そして、本実施形態で説明する製造装置２１０は、導電体２１２が重合固定された基材繊維２１１に向けて送風することで乾燥させるための乾燥部２０８と、基材繊維２１１の近傍における雰囲気湿度を調整可能なチャンバー（調湿部を含む）２０７とを具備し、概略構成されている。
　浸漬容器２０５は、上述したような、導電性高分子としてＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体の溶液２０４が内部に収容される容器であり、従来公知のものを用いることができる。また、浸漬容器２０５内には、導電体の溶液２０４に浸漬されるように糸巻き２０６が収容されている。糸巻き２０６に捲回された糸状、紐状、布状又はリボン状の繊維束からなる絶縁性の基材繊維２１１が導電体の溶液２０４に浸漬されることで、基材繊維２１１に導電体２１２を含浸及び／又は付着させる。
　本実施形態では、糸巻き２０６についても、従来公知のものを使用することができる。例えば、ロールボビン状等の形状とされ、モーター等で回動可能とされることで、基材繊維２１１を捲回することが可能な構成のものを用いる。この糸巻き２０４には、導電体２１２が含浸及び／又は付着させる処理が行われる前の基材繊維２１１が捲回されており、以下に説明する巻き取り部２０９により、処理後の基材繊維２１１、即ち、導電性高分子繊維２０１が巻き取られるのに伴い、糸巻き２０４に捲回された基材繊維２１１が解かれてゆく。なお、糸巻き２０４の形状は、上記のロールボビンに限定されず、例えば、布状あるいは紐状の基材繊維を用いる場合には、その形態に適合した巻き取り軸を用いればよい
　巻き取り部２０９は、浸漬容器２０５に収容された導電体の溶液２０４から、基材繊維２１１を垂直方向に一定速度で引き上げて基材繊維２１１を巻き取り、捲回するものである。これについても、上記の糸巻き２０４と同様、ロールボビン状等の形状とされた回動可能なものを用いることができる。また、巻き取り部２０９は、詳細を後述するように、基材繊維２１１の走行速度を調節することで、基材繊維２１１に対して電気化学的に重合固定される導電体２１２の量を調節することが可能な構成とされている。
　本実施形態では、巻き取り部２０９によって、導電体の溶液２０４から基材繊維２１１を垂直に引き上げることで、基材繊維２１１に対する導電体２１２の含浸及び／又は付着する量が一定となるので、通電による電気化学的な重合固定が均一となる。
　図１３に示すように、製造装置２１０には、巻き取り部２０９によって垂直に引き上げられる基材繊維２１１を走行させながらかつ通電し、基材繊維２１１に含浸及び／又は付着した導電体２１２を電気化学的に重合固定する、複数の電極２０２、２０３が交互に設けられている。これら複数の電極２０２、２０３は、基材繊維２１１の長手方向において複数設けられるとともに、基材繊維２１１の横径方向の両側に各々配置されることで、複数の電極２０２、２０３によって基材繊維２１１を挟み込むように構成されている。また、これら複数の電極２０２、２０３には、図示略の直流安定化電源から定電流もしくは定電圧が印加される。
　なお本願発明の効果が得られる限り、複数の電極２０２、２０３は垂直に配置されていなくてもよい。電極間は接触せず距離が設けられていることが好ましいが、距離は任意に選択される。また電極の数も任意で選択でき、陽極と負極の電極の組み合わせが１つ以上あればよい。例えば、前記組み合わせが１から１０この範囲でも良いし、２から８の範囲でも良いし、３から５の範囲でもよい。
　また、図１３に示す例では、複数の電極２０２が陽極、複数の電極２０３が負極とされている。これにより、図１３中においては、導電体２１２が含浸及び／又は付着した基材繊維２１１が垂直方向に走行しながら、「正極（＋）」～「負極（－）」～「正極（＋）」～「負極（－）」の順で各電極を通過する。このように正極と負極が交互に加えられる。
　複数の電極２０２、２０３は、例えば、導電性の金属材料あるいはカーボン材料からなり、垂直に走行する基材繊維２１１と接触しながら、前記基材繊維２１１の長手方向で通電を行う。このように、走行する基材繊維２１１に電極間で通電を行うことで、基材繊維２１１に含浸及び／又は付着した導電体２１２に含まれるＰＥＤＯＴ－ＰＳＳが重合し、電気化学的に重合固定される。
　このような複数の電極２０２、２０３としては、従来から電極の分野で用いられてきた様々な形状を有する公知の電極、例えば、表面が平滑な金属棒や金属板等を何ら制限無く用いることができる。特に、複数の櫛歯（電極）を有する櫛歯状電極を採用した場合には、基材繊維２１１に対する導電体２１２の電気化学的な重合固定の効率をより高めることが可能となる。
　図１４に、図１３中に示した複数の電極（符号２０２、２０３）を、複数の櫛歯を有する櫛歯状電極２２１、２３１から構成した例の要部拡大図を示す。櫛歯の数は任意で選択して良い。図１４に示す櫛歯状電極２２１、２３１は、基材繊維２１１の長手方向で複数備えられた櫛歯２２１ａ、２３１ａを有しており、基材繊維２１１の径方向両側から前記基材繊維１１を挟み込むように配置されるとともに、複数の櫛歯２２１ａ、２３１ａが、基材繊維１１の径方向両側から、基材繊維２１１の長手方向で各々交互に組み合わせられるように配置されている。そして、櫛歯状電極２２１、２３１は、複数の櫛歯２２１ａ、２３１ａを基材繊維２１１の径方向両側から押し当てつつガイドしながら、図１４中の矢印方向に基材繊維２１１を走行させて通電する。この際、櫛歯状電極２２１、２３１には、端子２２１ｂ、２３１ｂに図示略の直流安定化電源を接続することで、定電流もしくは定電圧が供給される。
　上述のように、櫛歯状電極２２１、２３１は、基材繊維２１１の走行方向に沿って、陽極（櫛歯２２１ａ）と陰極（櫛歯２３１ａ）とを交互に配列することにより、基材繊維２１１と接触することで前記基材繊維２１１に短時間で繰り返し通電して、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを重合、固定化することができる。
　本実施形態においては、まず、基材繊維２１１を垂直方向に走行させることにより、固定する導電体２１２を基材繊維２１１からなる繊維束の内外に均等に分布させ、偏在を防止している。さらに、複数の電極として櫛歯状電極２２１、２３１を用い、櫛歯（陽極）２２１ａと櫛歯（陰極）２３１ａとを交互に連続して配置することにより、基板繊維（繊維束）２１１に対して、１回の走行で複数回にわたる導電体１２の重合固定を行うことができる。
　また、複数の櫛歯（電極）２２１ａ、２３１ａの各々が並列に接続された構成なので、電極間の合成抵抗が低減されるため、印加電圧を低く設定することができる。一般に、各電極への印加電圧を高く設定した場合、水の電気分解やポリマーの加熱による劣化等の問題が生じ易くなることから、印加電圧は、重合固定が可能な範囲で出来るだけ低めに設定することが好ましい。このように、電極への印加電圧を低めに設定した場合には、ポリマーの重合に必要な電流を効率よく流す必要があることから、この観点からも、上記構成の櫛歯状電極２２１、２３１を用いることが好ましい。この際、櫛歯状電極２２１、２３１への印加電圧は任意に選択できる。例えば、０．１～１８（Ｖ）の範囲とすることができる。
　本実施形態において、複数の櫛歯２２１ａ、２３１ａを備える多極電極とされた櫛歯状電極２２１、２３１を用いた構成は、通常、既に電気化学的に重合したＰＥＤＯＴ－ＰＳＳ（導電体２１２）は、重合後、逆方向の電流を流しても分解が生じない、という特性を利用したものである。このため、櫛歯状電極２２１、２３１を基材繊維２１１が走行する過程において、陽極（＋極）に接近している際に重合固定が行われ、多極電極とされた櫛歯状電極２２１、２３１間を走行することで電気化学重合が繰り返され、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体２１２が基板繊維２１１上に重積される。
　櫛歯状電極２２１、２３１のサイズとしては、特に限定されないが、複数の櫛歯２２１ａ（２３１ａ）の櫛歯間距離（電極間距離）は、１～５０ｍｍの範囲が好ましく、電気化学的な重合固定の処理効率の観点からは、１０ｍｍ程度とすることが好ましい。
　なお、図１３中に示す複数の電極（符号２０２、２０３）は、上述したような櫛歯状電極２２１、２３１に限定されるものではない。例えば、複数の電極として、図１５Ａ～１５Ｃに詳細な要部拡大図を示すように、基材繊維２１１の長手方向で複数配置されるとともに、基材繊維２１１の径方向両側から前記基材繊維２１１を挟み込むように配置された回転子電極２２２、２３２から構成しても良い。図１５Ａ～１５Ｃに示す例においては、基材繊維２１１の径方向における一方の側に配置される回転子電極２３２がローラー状であるとともに、他方の側に配置された回転子電極２２２がプーリー状とされている。これら回転子電極２２２、２３２が、基材繊維２１１の長手方向で各々交互に配置されている。
　図１５Ｃに示すように、複数の電極として回転子電極２２２、２３２を用いた場合には、基材繊維２１１にローラー状の回転子電極２３２を押し当てつつ、プーリー状の回転子電極２２２に形成された溝部２２２ｂでガイドしながら、基材繊維２１１を複数の各電極２２２、２３２間で走行させて通電を行う。
　図１５Ａに示すように、ローラー状の回転子電極２３２は、本実施形態においては陰極（－）とされ、金属軸部２３２ｃにローラー２３２ａが組み付けられて構成される。金属軸部２３２ｃには、図示略の図示略の直流安定化電源の（－）側が接続されるため、この金属軸部２３２ｃとしては、導電性を有する金属材料が用いられる。また、ローラー２３２ａとしても、例えば、ステンレススチール材料からなり、回転用のボールベアリングが内蔵された金属製小型ローラーが用いられる。
　また、図１５Ｃに示すように、ローラー状の回転子電極２３２は、その外周面２３２ｂに、垂直方向に走行する基材繊維２１１が接触する。このため、ローラー２３２ａのサイズとしては必要に応じて選択可能であるが、基材繊維２１１の走行速度等を考慮し、例えば、直径が６ｍｍ程度、幅が３ｍｍ程度のものを用いることができる。
　図１５Ｂに示すように、プーリー状の回転子電極２２２は、本実施形態においては陽極（＋）とされ、金属軸部２２２ｃに、その外周面に溝部２２２ｂが形成されたプーリー２２２ａが組み付けられて構成される。金属軸部２２２ｃには、図示略の図示略の直流安定化電源の（＋）側が接続されるため、この金属軸部２２２ｃとしては、ローラー状の回転子電極２３２の場合と同様、導電性を有する金属材料が用いられる。また、プーリー２２２ａとしても、例えば、ステンレススチール材料からなり、回転用のボールベアリングが内蔵された金属製小型プーリーが用いられる。
　また、図１５Ｃに示すように、プーリー状の回転子電極２２２は、その外周面に形成された溝部２２２ｂにおいて、垂直方向に走行する基材繊維２１１が接触してガイドされる。このため、プーリー２２２ａのサイズとしても、ローラー状の回転子電極２３２の場合と同様必要に応じて選択可能であるが、基材繊維１１の走行速度等を考慮し、例えば、直径が８ｍｍ程度、幅が４ｍｍ程度のものを用いることができる。
　また、図１５Ｃに示すように、本実施形態では、プーリー状の回転子電極２２２とローラー状の回転子電極２３２とが、基材繊維２１１の垂直走行方向に沿って交互に、即ち、陽極（＋）と陰極（－）とを交互に配置した構成とされている（図１５Ａ～１５Ｃ中の符号２０２、２０３も参照）。
　そして、導電体２１２が含浸及び／又は付着した基材繊維（繊維束）２１１は、それぞれ金属軸部２２２ｃ、２３２ｃに固定された、金属製でベアリングを内蔵するプーリー状の回転子電極（陽極）２２２及びローラー状の回転子電極（陰極）３２に接触する。これら各回転子電極２２２、２３２に、図示略の直流安定化電源から定電流もしくは低電圧を給電することで、基材繊維２１１にＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体２１２を電気化学的に重合固定する。
　上述のような回転子電極２２２、２３２を用いた場合の、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体２１２の重合固定に必用な電気量は任意で選択できるが、例えば、基材繊維として直径が約２８０μｍのシルク糸（９号：シルク糸：フジックス社製）を用いた場合、１０mmあたりで０．１～６ｍＣであり、特に、３ｍＣ程度で良好な重合固定が可能となる。
　上述のような回転子電極２２２、２３２は、走行する基材繊維２１１とともに回転する。このことから、接触に伴う摩擦が低減されるため、電気化学的に基材繊維２１１に固定されたＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体２１２が摩擦によって剥離するのを防止できる。即ち、導電性高分子繊維２０１におけるポリマーの表面破壊が生じるのを回避することが可能となる。
　また、本実施形態の製造装置２１０においては、ローラー状の回転子電極２３２を基材繊維２１１に押し当てつつ、プーリー状の回転子電極２２２の溝部２２２ｂでガイドすることで、糸状の繊維束の配列形状を整える。このことにより、基材繊維２１１に含浸及び／又は付着する導電体２１２の量を調整しながら通電を行うことが可能な構成を採用することも可能である。この場合、例えば、プーリー状の回転子電極２２２及びローラー状の回転子電極２３２の形状や配置形態、ならびに、基材繊維（繊維束）２０１の張力や走行速度、回旋状態を調節する。これにより、基材繊維（線維束）の開繊、集束機能、繊維間隔、繊維束の配列（形状）等を調整することができる。
　そして、上述のような調節を行うことで各基材繊維間の間隙を調整することにより、例えば、図６に示す例のように、任意の量の導電体２１２（４２）を各基材繊維間に保持、固定化することが可能となる。特に、プーリー状の回転子電極４２２及びローラー状の回転子電極２３２を利用した、基材繊維（繊維束）２１１の形状セットを行うことで、上述のような各種形状に調整することが可能となる。
　ここで、繊維束のセット形状としては、例えば、繊維束の撚りの有無、繊維束の断面形状（扁平、真円、楕円、四角形、等）、線維束の回旋（撚りを戻して線維束を直線化、あるいは、さらに撚りを加える）等、各種形状が挙げられ、適宜、選択して調整しながら形状セットを行えば良い。本実施形態では、上述のような繊維束の形状セットを行うことで、所定の形状にセット（成形）された導電性高分子繊維２０１の複合繊維束が得られる。このような複合繊維束を形成する場合には、図６に示す例のように、複数の基材繊維２１１（４１）の間に、導電性高分子であるＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体２１２（４２）が基材繊維２１１（４１）に密着して配され、複数の基材繊維２１１（４１）が撚り合わされたり編まれたりすることにより、撚り紐、織布、不織布等の高次構造体とすれば良い。
　図１３に示すように、本実施形態の製造装置２１０は、上記構成に加え、さらに、導電体２１２が重合固定された基材繊維２１１に向けて送風する乾燥部２０８と、基材繊維２１１の近傍における雰囲気湿度を調整するチャンバー（調湿部を含む）２０７とを具備することができる。
　チャンバー２０７は、調湿調温機能（調湿部）を備え、庫内の湿度を高湿度に保つことで導電体２１２の濃度（ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳ濃度）を一定に保つ。このようなチャンバー２０７としては、従来からこの分野で用いられ、浸漬容器２０５や複数の電極２０２、２０３を収容することが可能なサイズとされた恒温恒湿槽等を、何ら制限無く用いることができる。
　乾燥部２０８は、導電体２１２が重合固定された基材繊維２１１（導電性高分子繊維２０１）に向けて低湿度の乾燥空気を吹きつけ、乾燥させるものである。例えば、モーターとファン等から構成される、従来公知の送風乾燥手段を何ら制限無く採用することが可能である。
　また、本実施形態では、さらに、上記のチャンバーを増設し、複数の電極２０２、２０３近傍の湿度調整を行うことで、基材繊維（繊維束）２１１に含浸させたＰＥＤＯＴ－ＰＳＳ溶液（導電体２１２）の水分量の調整を行うことが可能となる。
　また、チャンバーを３室構成として、各々の湿度を独立して調整する場合には、以下の（Ａ）～（Ｃ）に示すような設定とすることができる。
　（Ａ）浸漬容器・・・ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体溶液からの水分の蒸発を防止し、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳの濃度を一定に保つために、例えば、湿度設定が５０～１００％の範囲となるように調整する。
　（Ｂ）複数の電極・・・ 高湿度から低湿度、例えば、湿度設定を９９～１０％の範囲とすることにより、繊維に含浸させたＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体溶液の水分量の調整を行う。
　（Ｃ）乾燥部・・・低湿度乾燥空気の循環により、導電体が重合固定された基材繊維（導電性高分子繊維）の乾燥を促進するため、乾燥空気を吹き付ける機能を付加（例えば、湿度設定が０～４０％の範囲）。
　また、本実施形態の製造装置においては、図示を省略するが、上記各構成に加え、さらに、例えば、エタノールやアセトン浴により、残存モノマーの固定と殺菌消毒を行う、容器状の消毒洗浄部が設けられていても良い。さらに、消毒洗浄部には、生理的食塩水等の洗浄バスで残存モノマーの除去を行うことが可能な構成が付加されていても良い。
　またさらに、本発明において用いられる電極は、図１３～１５に示すような、複数の電極にのみ限定されるものではなく、例えば、図１６に示すような、単極（単数）の電極２５２、２５３を備えた製造装置２５０としても良い。この製造装置２５０は、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳ溶液２０４が収容される浸漬容器２５５を備え、浸漬容器２５５内のＰＥＤＯＴ－ＰＳＳ溶液中に設置されて金属板等からなる電極（負極）２５３と、浸漬容器２５５の外部に設置されて基材繊維２１１に接触する金属棒等からなる電極（陽極）２５２と、浸漬容器２５５中に設置されて基材繊維２１１が捲回される糸巻き２５６と、浸漬容器２５５、糸巻き２５６、各電極２５２、２５３の各々が収容されて内部が調湿されるチャンバー２５７と、電極２５２、２５３に電流を供給する直流安定化電源２５１と、基材繊維２０１（導電性高分子繊維２０１）を送風乾燥する乾燥部２５８と、完成後の導電性高分子繊維２０１を巻き取る巻き取り部２５９と、を備えてなる。
　このような、単数（単極）の電極２５２、２５３を備えた製造装置２５０を用いた場合にも、基材繊維２１１を垂直に引き上げながら電極間を走行させることで、基材繊維２１１に重合固定する導電体２１２を均等に分散させ、偏在を防止できるので、導電性と耐久性に優れた導電性高分子繊維２０１を製造することが可能となる。
「製造方法」
　以下に、上述の製造装置２１０を用いて導電性高分子繊維２０１を製造する方法について、上記製造装置の説明と同じ図面（図１３～１５）を参照しながら、その手順を説明する。
　本実施形態で説明する導電性高分子繊維２０１の製造方法は、以下に示す（１）～（３）に示す各工程を順次備え、さらに、これら（１）～（３）の各工程を、雰囲気湿度を調湿しながら行うものである。
　（１）糸状の繊維束からなる絶縁性の基材繊維２１１を、導電性高分子としてＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体の溶液に浸漬することにより、基材繊維２１１に導電体２１２を含浸及び／又は付着させる浸漬工程。
　（２）基材繊維２１１を導電体の溶液から垂直に引き上げながら複数の電極２０２、２０３間で走行させて通電することにより、基材繊維２１１に含浸及び／又は付着した導電体２１２を電気化学的に重合固定する固定工程。
　（３）導電体２１２が重合固定された基材繊維２１１を送風乾燥する乾燥工程。
（浸漬工程）
　浸漬工程では、上述したように、基材繊維２１１を、導電性高分子としてＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体の溶液に浸漬することにより、基材繊維２１１に導電体２１２を含浸及び／又は付着させる。
　具体的には、図１３に示すような浸漬容器２０５に、導電性高分子であるＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体の溶液を収容し、この溶液中に基材繊維（繊維束）２１１を浸漬させる。これにより、導電性を有する導電体２１２が、基材繊維２１１に含浸及び／又は付着されるため、基材繊維２１１が導電性を有するものとなる。
　上述のような導電性高分子を含む導電体の溶液を調整する場合には、例えば、市販のＰＥＤＯＴ－ＰＳＳ溶液（Ｈｅｒａｅｕｓ社：　ＣＬＥＶＩＯＳ　Ｐ等）に、さらに、必要に応じて添加剤等を加えることができる。即ち、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体の溶液中に添加剤を混合させた混合溶液を調整し、導電性高分子及び添加剤を、基材繊維２１１に対して同時に塗布又は浸漬させる方法も適用できる。このような混合液は任意に選択できる。一例として、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳ等の導電性高分子が０．１～５０（Ｖ／Ｖ）％、グリセロール等の添加剤が０．１～５０（Ｖ／Ｖ）％の濃度で含有される水溶液が挙げられる。また、導電体の溶液中における添加剤の濃度は、特に制限されず、例えば０．１～５０ｗｔ％の範囲とすることができる。
（固定工程）
　次に、固定工程においては、基材繊維２１１を溶液中から垂直に引き上げながら、複数の電極２０２、２０３間で走行させて通電する。これにより、基材繊維２１１に含浸及び／又は付着した導電体２１２を電気化学的に重合固定する。
　具体的には、例えば、導電体２１２が含浸及び／又は付着した基材繊維（繊維束）２１１を、図１３中に示すような巻き取り部２０９により、溶液中から垂直に引き上げて走行させる。このように、基材繊維２１１を垂直に引き上げて走行させることで、重力によって導電体２１２が偏芯することなく、均等に分布して基材繊維２１１に含浸及び／又は付着した状態となる。
　そして、固定工程においては、図１３に示すような複数の電極２０２、２０３を用いて、基材繊維２１１の径方向両側から挟み込むように接触させながら通電を行う。このように、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体２１２が含浸及び又は付着した基材繊維（繊維束）２１１を電極２０２、２０３に接触させて電流を流すことで、繊維束の内外に付着したＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体２１２が電気化学的に重合、固定化され、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体２１２と基材繊維（繊維束）２１１との複合繊維である導電性高分子繊維２０１が得られる。
　なお、固定工程においては、複数の電極として、上述したような、図１４に示す複数の櫛歯２２１ａ、２３１ａを有する櫛歯状電極２２１、２３１を用いることができる。この場合、櫛歯状電極２２１、２３１を、基材繊維２１１の径方向両側から前記基材繊維２１１を挟み込むように配置し、且つ、複数の櫛歯２２１ａ、２３１ａが、基材繊維２１１の径方向両側から、基材繊維２１１の長手方向で各々交互に組み合わせられるように配置する。そして、基材繊維（繊維束）２１１に対して、径方向両側から櫛歯状電極２２１、２３１に備えられる複数の櫛歯２２１ａ、２３１ａを押し当てつつガイドしながら、基材繊維２１１を垂直に走行させて通電する方法を採用することができる。
　また、固定工程においては、複数の電極として、図１５Ａ～１５Ｃに示すような、基材繊維２１１の長手方向で複数配置されるとともに、基材繊維２１１の径方向両側から前記基材繊維２１１を挟み込むように配置された回転子電極２２２、２３２を用いることも可能である。
　即ち、基材繊維２１１の径方向における一方の側に配置されたローラー状の回転子電極２３２と、他方の側に配置されたプーリー状の回転子電極２２２を用い、基材繊維２１１の両側に配置された回転子電極２２２、２３２を、基材繊維２１１の長手方向で各々交互に配置する。そして、基材繊維（繊維束）２１１に対して、ローラー状の回転子電極２３２を押し当てつつ、プーリー状の回転子電極２２２に形成された溝部２２２ｂでガイドしながら、基材繊維２１１を複数の各電極間で走行させて通電する方法を採用することができる。
　さらに、固定工程においては、上記の製造装置の構成で説明したように、基材繊維２１１を、ローラー状の回転子電極２３２で押し当てつつ、プーリー状の回転子電極２２２の溝部２２２ｂでガイドすることで、糸状の繊維束の配列形状を整えることにより、基材繊維２１１に含浸及び／又は付着する導電体２１２の量を調整しながら通電を行う方法を採用することも可能である。
（乾燥工程）
　次に、乾燥工程においては、導電体２１２が重合固定された基材繊維２１１、即ち、導電性高分子繊維２０１に向けて低湿度の乾燥空気を吹き付けることで、導電性高分子繊維２０１を乾燥させる。
　具体的には、図１３中に示すように、例えば、上記固定工程において導電体２１２が電気化学的に重合固定された基材繊維（繊維束）２１１に対して、図示略の湿度調節手段と送風手段とを備える乾燥部２０８を用いて、乾燥した空気を吹き付ける。これにより、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体２１２の溶液に含まれていた水（溶媒）を乾燥させて除去する。
　その後、本実施形態の製造方法では、例えば、生理的食塩水等からなる電解質溶液を用いて、導電性高分子繊維２０１を洗浄することにより、未重合のＰＥＤＯＴ－ＰＳＳや、溶媒を除去することが好ましい。
　さらに、本実施形態では、エタノール溶液を用いて導電性高分子繊維２０１を洗浄消毒した後、乾燥させることが好ましい。
　なお、詳細な説明を省略するが、本実施形態の製造方法においては、図１６に示すような単極（単数）の電極２５２、２５３を備えた製造装置２５０を用いて、導電性高分子繊維２０１を製造することも可能である。
　以上説明したような、本発明に係る導電性高分子繊維２０１の製造方法によれば、上述のように、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体２１２が含浸及び／又は付着した基材繊維１１を、導電体溶液から垂直に引き上げながら複数の電極２０２、２０３間で走行させて通電する方法を採用している。これにより、基材繊維２１１に導電体２１２を電気化学的に重合固定する工程を、一段階の工程で連続的に行うことができるので、生産性が向上する。さらに、基材繊維２１１を垂直に引き上げながら複数の電極２０２、２０３間で走行させることで、基材繊維２１１に重合固定する導電体２１２を均等に分散させ、偏在を防止できる。従って、生体適合性が高く良好な均質性を備え、導電性と耐久性に優れた導電性高分子繊維２０１を、生産性良く製造することが可能となる。
　また、本発明に係る導電性高分子繊維の製造装置２１０によれば、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体２１２が含浸及び／又は付着した基材繊維２１１を、浸漬容器５中の導電体溶液から垂直に引き上げる巻き取り部２０９と、基材繊維２１１を走行させながら通電する複数の電極２０２、２０３を備えた構成を採用している。これにより、基材繊維２１１に導電体２１２を電気化学的に重合固定する工程を、一段階の工程で連続的に行うことが可能となり、生産性を向上させることが可能となる。さらに、基材繊維２１１を垂直に引き上げながら通電する複数の電極２０２、２０３を備えることで、基材繊維２１１に重合固定する導電体２１２を均等に分散させ、偏在を防止できる。従って、生体適合性が高く良好な均質性を備え、導電性と耐久性に優れた導電性高分子繊維２０１が、高い生産性で得られる。
　《第三の態様について》
　本発明の第三の態様は、生体電極および生体信号測定装置に関する。より詳しくは、本発明は導電性高分子と繊維の複合材料（以下導電性複合繊維）を利用した体表面装着型の生体電極、およびその生体電極を備えた生体信号測定装置に関する。本態様では、本発明の第一の態様で述べた繊維が好ましく使用できる。
　以下、本発明の第三の態様の実施形態について図面を参照して説明するが、本発明はかかる実施形態に限定されない。
《生体電極を脳波測定用の電極として使用する例》
　近年、脳波測定は医療機関内での検査だけでなく、在宅の脳波検査や、遠隔医療、ヘルスインフォメーションやユビキタスヘルスケアシステムなどへの応用が進められている。
さらに医療分野以外でも事象関連電位測定による心理学的研究や、ＢＣＩ（ブレインコンピューターインターフェース）など工学や、介護福祉分野への応用も期待されている。
　脳波の測定では、頭皮上に存在する頭髪をよけて電極を設置する必要がある。
　従来の生体電極を用いた脳波測定においては、電極を安定させて固定するために、接着剤を用いて電極を皮膚に固定したり、頭部全体を覆うヘッドキャップを用いて電極を上から圧迫固定したり、電極と頭皮間のペーストやゲルを増量することによって、電極の浮き上がりを防いでいる。しかし、これらの対策は、装着に伴う不便が多く、被験者への負担が大きく、特に長時間にわたって脳波の連続測定を行う際に問題である。また、電極の外見が装着者又は他者へ少なからず違和感を生じさせることがあるため、脳波の利用が医療用途を超えて、広く一般化するには至っていない。
　以下に説明する本発明の第三の態様の第一実施形態の生体電極は、導電性高分子の導電性を活用しているため、電極の小型化及び皮膚との接触面積の縮小が可能である。さらに柔軟な繊維素材によって構成される本電極は、装着時の皮膚への刺激が少なく、装着中の違和感を生じにくい。また従来の生体電極のように高粘着性のゲルやテープ等によって皮膚を密閉する必要がない。本発明の第三の態様の第一実施形態の生体電極は、装着感に優れ、連続使用が可能で、装着時の外観に違和感のないため、例えば、脳波測定の用途においても好ましく用いられる。
［第三の態様の第一実施形態］
　第一実施形態の生体電極は、導電性複合繊維によって構成された紐状の接触子を備える。頭髪の間隙から前記接触子を頭皮に密着させることによって脳波を測定することができる（図１９Ａから１９Ｄ、図２０Ａから２０Ｄ参照）。
　図１９Ａ～図１９Ｄに示す生体電極３１０は、導電性複合繊維によって構成された紐状の接触子３１１、第一フレーム３１２及び第二フレーム３１３（連結部）を少なくとも備える。アーチ形状の第一フレーム３１２の両端に、接触子３１１の両端が留められている。第一フレームによって柔軟な接触子３１１の形状が整えられている。第一フレーム３１２によって接触子３１１に張力が加えられても構わない。複数の第一フレーム３１２に横架された第二フレーム３１３は、各第一フレーム３１２を固定する梁として機能する。また、各接触子３１１の末端は、信号ケーブル３１４に接続されている。各接触子３１１と、信号ケーブル３１４の先に接続された図示しない脳波解析装置との間で電気信号が送受信される。電気信号の向きは、一方向だけでも良いし、双方向でも良い。
　接触子３１１の形状は、頭皮Ｓに接触させることが可能な形状であれば特に制限されず、紐状、糸状、帯状、布状、網状等の何れの形状であっても構わない。また、接触子１１の大きさ及び長さは適宜調節される。
　第一フレーム３１２及び第二フレーム３１３の形状、数、サイズは特に制限されない。例えば、接触子３１１に適度な張力を与えることが可能な形状又は接触子３１１が弛まないように固定されることが可能な形状を採用することができる。第一フレーム３１２及び第二フレーム３１３を構成する材料は、接触子３１１における電気信号をかく乱する材料でなければ特に制限されず、従来公知の樹脂材料を使用することができる。第一フレーム３１２の数の例としては、１から２０の範囲や、２から８の範囲、２から４の範囲などが挙げられる。第二フレーム３１３の数の例としては、１から６の範囲や、１から３の範囲や、１から２の範囲などが挙げられる。第一フレーム３１２及び第二フレーム３１３の形状は例えば、部分ループ形状であっても良いし、板状形状であっても良い。厚さは一定であることが好ましいが、部分的に異なっていても良い。図では一つの第二フレーム３１３が４つの第一フレーム３１２に対して直角に配置されている。第二フレーム３１３は複数は位置されても良く、また必要に応じて斜めに配置されても良い。
　また、脳波測定（信号測定）に支障がなければ、第一フレーム３１２又は第二フレーム３１３のうち少なくともいずれか一方が金属製であっても構わない。例えば第一フレーム３１２及び第二フレーム３１３を金属材料で構成することにより、信号ケーブル３１４を接触子３１１に接続せずに、第一フレーム３１２又は第二フレーム３１３に接続して、接触子３１１との電気信号の送受信を第一フレーム３１２又は第二フレーム３１３を介して行う構成にしても構わない。
　接触子３１１を構成する導電性複合繊維と信号ケーブル３１４との接続方法は、電気的に接続可能な方法であれば特に制限されない。例えば、金属を用いたかしめ、信号ケーブル３１４への導電性複合繊維の巻き付け若しくは結紮、又は導電性接着剤による接着のいずれかを適用することができる。
　本発明において、紐状の接触子３１１は、１個の電極あたり、１本から複数本使用可能である。図１９Ａ～１９Ｄで例示したように、第一フレーム３１２及び第二フレーム３１３を使用して、櫛形の生体電極３１０を構成することにより、接触子３１１と皮膚との安定した接触が得られる。図１９Ａ～１９Ｄに示した櫛形の生体電極３１０においては、複数本の紐状の接触子３１１が平行に配列されている。複数の接触子３１１を平行に配列させた櫛形の生体電極３１０を、毛髪間又は頭髪の生え際に櫛を通す様に挿入し、櫛の上からネット状のホルダーを被せて固定することもできる（図２２Ａ～２２Ｂ）。
（第三の態様の第一実施形態の変形例）
　更に小型化した生体電極の構成として、ヘアーピン形の頭髪クリップ（金属板バネ）に２本の接触子３２１を固定したヘアーピン形の生体電極３２０を図２０Ａ～２０Ｄに示す。このヘアーピン形の生体電極３２０は、頭髪の根本付近に挿入して使用することができる。ヘアーピン形の頭髪クリップは、頭髪を把持することができる。図示した例では、２本の接触子３２１を頭皮Ｓ上に固定している。
　図２０Ａ～図２０Ｄに示すヘアーピン形の生体電極３２０は、導電性複合繊維によって構成された紐状の接触子３２１、第三フレーム３２２及び第四フレーム３２３を少なくとも備える。２つの円柱状の第三フレーム３２２の間に接触子３２１の両端が留められている。２つの第三フレーム３２２の距離を調節することによって接触子３２１に加わる張力を調整することができる。２つの第三フレーム３２２は、ヘアーピンを用いた第四フレーム３２４の先端部と屈曲部とに各々固定されている。図２０Ａから２０Ｄに示す例では、ヘアーピンに２本の紐状の接触子３２１が備えられている。また、各接触子３２１の末端は、信号ケーブル３２４に接続されている。各接触子３２１と、信号ケーブル３２４の先に接続された図示しない脳波解析装置との間で電気信号が送受信される。電気信号の向きは、一方向だけでも良いし、双方向でも良い。
　接触子３２１の形状は、頭皮Ｓに接触させることが可能な形状であれば特に制限されず、紐状、糸状、帯状、布状、網状等の何れの形状であっても構わない。また、接触子３２１の大きさ及び長さは適宜調節される。
　第三フレーム３２２の形状は特に制限されず、例えば、円柱状、三角柱状若しくは四角柱状などの多角柱状又は球状などの形状を採用することができる。本構成では第四フレーム３２３がヘアーピン構造を有し、且つヘアーピンとしての機能を有するため、毛髪Ｈに第四フレーム３２３を固定することができる。この結果、接触子３２１を皮膚（頭皮）Ｓに容易に接触させるとともに、所望の位置に固定することができる。
　第三フレーム３２２及び第四フレーム３２３を構成する材料は、接触子３２１における電気信号をかく乱する材料でなければ特に制限されず、例えば従来公知の樹脂材料を使用することができる。また、脳波測定（信号測定）に支障がなければ、第三フレーム３２２又は第四フレーム３２３のうち少なくともいずれか一方が金属製であっても構わない。本変形例においては、例えば第三フレーム３２２を絶縁性の樹脂で構成し、第四フレーム３２３であるヘアーピンが金属製であっても構わない。脳波測定に支障がなければ、接触子３２１が金属製の第四フレーム３２３と電気的に接続されていても構わない。
　紐状の接触子３２１は１個の電極あたり１本から複数本使用可能である。図２０Ａ～２０Ｄで例示したように、第三フレーム３２２及び第四フレーム３２３を使用してヘアーピン形３２０電極を構成することにより、接触子３２１と皮膚との安定した接触が得られる。図２０Ａ～２０Ｄに示したヘアーピン電極３２０においては、複数本の紐状の接触子３２１が平行に配列されている。複数の接触子３２１を平行に配列させたヘアーピン電極３２０を、毛髪をヘアーピンで留めるようにして固定することができる。
　紐状の接触子３２１を構成する導電性複合繊維は、前述の接触子３１１と同様で構わない。
（導電性複合繊維）
　紐状の接触子３１１，３２１を構成する導電性複合繊維として、導電性高分子と従来公知の繊維材料との複合繊維が適用可能である。複合の形態（方法）は特に制限されず、例えば、導電性高分子が紐状（糸状）の前記繊維材料の表面に被覆された形態であっても良いし、導電性高分子が紐状の前記繊維材料に含浸された形態であっても良いし、紐状の導電性高分子と紐状の前記繊維材料とを撚り合わせた若しくは紡いだ形態であっても良い。第一の態様で述べられた材料や導電性高分子繊維を好ましく使用することができるし、また第二の態様で述べられた装置や方法を使用しても良い。
　前記導電性高分子の種類は特に制限されず、公知の導電性高分子が適用可能であり、例えば、前述したＰＥＤＯＴ－ＰＳＳの他、ＰＥＤＯＴ－Ｓ
（poly(4-(2,3-dihydrothieno[3,4-b][1,4]dioxin-2yl-methoxy-1-butanesulfonic acid, potassium salt)などの、親水性の導電性高分子が挙げられる。親水性の導電性高分子を含む複合繊維を接触子１１，２１の材料として用いることにより、接触子１１，２１それ自体に、皮膚に対する吸着性（粘着性）を容易に付与することができる。
　前記繊維材料として、例えば、シルク、綿、麻、レーヨン、化学繊維などの従来公知の繊維材料が適用可能である。これらのうちシルクが好適である。シルクを用いた場合、前記複合繊維の強度及び親水性をより向上させることができる。また、シルクを用いた場合、皮膚に触れた際の装着感がより優れる。
　シルクと組み合わせる前記導電性高分子の種類は特に制限されないが、前述したＰＥＤＯＴ－ＰＳＳ又はＰＥＤＯＴ－Ｓ等の親水性の導電性高分子が好ましい。
　本発明の各実施形態の接触子を構成する前記導電性複合繊維としては、後でさらに詳述する導電性高分子繊維が適用可能である。
（接触子の構造）
　本発明の各実施形態を構成する紐状の接触子の構造として、２種類の構造が例示される。
　紐状接触子の第一の構造は、前記導電性複合繊維束を単独で使用した構造である。第一の構造の例として、図１９Ａ～１９Ｄに示した接触子３１１が挙げられる。接触子３１１は複数の導電性複合繊維を束ねた糸（紐）を編んで作製されているため、適度な太さと強度を有する。導電性複合繊維だけで構成される第一の構造は柔軟であるため、生体電極に柔軟性や快適な装着感が求められる用途に好適である。前記導電性複合繊維は糸状又は紐状であることが好ましい。
　紐状接触子の第二の構造は、前記導電性複合繊維束と金属製ケーブル又は金属製細線とを組み合わせた構造である。第二の構造の例としての図２１Ａ及び２１Ｂに模式的に示した構造が挙げられる。図２０の接触子３２１は、図２１Ｂで示される構造を有する。第二の構造は金属製ケーブル又は金属細線により導電性が高められているため、生体電極の接触面積あたりの電極抵抗を下げる必要がある用途に好適である。
　図２１Ａに示す第二の構造において、複数の芯材３２１ｇの束を纏めるように金属細線３２１ｆが巻き付けられ、その上に導電性複合繊維３２１ｅが巻き付けられている。芯材３２１ｇを構成する材料は導電性であっても良いし、絶縁性であっても良い。図示した例では、芯材３１１は絶縁性の繊維からなる芯である。芯材３１１の本数及び太さは適宜調整される。
　図においては、金属細線の巻き数と導電性複合繊維３２１ｅの巻き数が同程度であるように描かれているが、この巻き数の相対関係はこれに制限されない。例えば、金属細線３２１ｆの巻き数は導電性複合繊維の巻き数よりも少なくても良い。また、紐状接触子は必要に応じて、その一部が絶縁性カバー３２１ｚにより被覆されていても構わない。絶縁性カバーとしては、例えばシリコーン樹脂からなるカバーが挙げられる。
　図２１Ｂに示す第二の構造において、複数の金属製ケーブル３２１ｂの束を纏めるように導電性複合繊維３２１ａが巻き付けられている。金属製ケーブルを構成する金属の種類は特に制限されないず、導電性の高い銅線が好適である。図示した例では、金属製ケーブル３２１ｂは銅線である。金属製ケーブル３２１ｂの本数や太さは特に制限されず、適宜調整される。太い金属製ケーブルを少数使用するよりは、細い金属製ケーブル又は金属製細線を多数使用した方が、同じ径であっても柔軟性を高めることができる場合がある。紐状接触子は必要に応じて、その一部が絶縁性カバー３２１ｃにより被覆されていても構わない。絶縁性カバーとしては、例えばシリコーン樹脂からなるカバーが挙げられる。図２１Ｃは図２１Ｂの構造を有する紐状接触子３２１の写真である。
　第一の構造と第二の構造とを比較すると、第一の構造においては、接触子３１１と金属製（導電性）の信号ケーブル３１４との電気的接続が、接触子３１１の端部の１点でとられているのに対して、第二の構造においては、接触子３２１と信号ケーブル３２４との電気的接続が接触子３２１全体でとられている。したがって、第二の構造においては、第一の構造よりも皮膚と金属製ケーブルの距離が短縮されるため、電極抵抗が低下する。
　接触子の太さは特に制限されないが、皮膚との接触において破断し難い構造的強度が得られる太さであることが好ましい。例えば０．１ｍｍ～５ｍｍの太さであると、破断し難い構造的強度を容易に得ることができる。通常、金属線材を有する第二の構造の方が、第一の構造よりも構造的強度が強くなる傾向がある。太さの他の範囲の例としては、０．１ｍｍ～３ｍｍの太さや、０．５ｍｍ～１ｍｍの太さなども挙げられる。
　導電性複合繊維を備えた接触子は皮膚に対する粘着性（吸着性）を有するため、第一実施形態の生体電極は、電極設置用のペーストや接着剤を用いずに、自立的に設置されることが可能である。しかし、被験者の動作や信号ケーブルの引張り等の外的な力が加わると皮膚表面から生体電極が外れる（剥がれる）可能性がある。これを防止するために、生体電極を皮膚表面へ押し付ける手段を採用することができる。前記手段として、例えば、図２２Ａに示す様なネット状のホルダー（キャップ）Ｎが例示できる。
（脳波用電極のホルダー；伸縮性ネットのキャップ）
　第三の態様の第一実施形態の生体電極、例えば図２２Ａに示す櫛形電極３１０は、図２２Ａに示す伸縮性ネットのキャップＮを上から被せて固定することができる。ネットＮは櫛形電極３１０を軽く上から押さえ安定保持するホルダーとして使用することができる。櫛形電極３１０は頭髪の間隙に挿入されるので、浮き上がりにくい。このため、櫛形電極３１０においては、従来の電極のようにヘッドキャップ等で強く圧迫固定する必要はなく、低緊張性の伸縮性ネット等のカバーを用いることにより、安定した固定が得られる。前記低緊張性の伸縮性ネットとしては、例えば市販のネット包帯（日本衛材株式会社製）等を適用できる。第一実施形態の生体電極によれば、頭髪下に収まるデザインを容易に実現できる。さらに、伸縮性ネットの使用において、頭髪をネットの外に引き出すことも可能である。このため、第一実施形態の生体電極を用いることにより、装着感ともに装着中の外観も改善される。図２２Ａは櫛形電極３１０と伸縮性ネットＮのキャップの装着図を示す。図２２Ｂは伸縮性の格子状ネットＮに、櫛形電極３１０を配置した例（上面図）を示す。図２２Ｂにおいて、△は鼻を表し、２つの楕円は左右の耳をそれぞれ表す。格子で区切られた領域のうち、斜線で示した位置は櫛形電極３１０が配置された箇所を表す。この構成において、伸縮性ネットＮの紐の間隔を調整することにより、生体電極３１０の設置部位を国際１０－２０法に合わせることができる。
《生体電極を心電図測定用の電極として使用する例》
　従来、ホルター心電図検査用の生体電極や、心拍数若しくは筋電位のモニター用の生体電極は広く普及している。ホルター心電図検査用の電極は、粘着性の高いテープ又は粘着パッドを使用して、皮膚に固定された状態で使用されることが多い。生体電極を皮膚に固定することによりノイズの発生を防いでいる。また、長時間連続使用することの多いモニター用の電極を皮膚に固定するためには、導電性ゲルの粘着性パッドが使用される場合が多い。これらの電極による測定データにはノイズなどのアーチファクトの混入が少なく、測定波形の安定性に優れる。
　しかしながら、生体信号の高い周波数成分が減衰する問題がある。この問題は、従来型の生体電極においては、金属製の電極板と皮膚の間に電解質ペーストやゲルを使用しているため、電解質溶液の容量成分（キャパシタンス）の影響によって生じていると考えられる。故に、電解質ペースト及び電解質ゲルは、高い周波成分を含む生体信号の解析や、ＢＣＩ等における生体と外部装置との高速通信を困難にする要因の一つになっている。
　また、従来型の生体電極においては、高い粘着性を持った電極を皮膚に密着させることにより、蒸れが発生しやすく、被験者（装着者）に不快感が生じる。また、粘着剤の効果を得るための前処置として、アルコール綿等により皮膚の接着面の脱脂を行う必要がある。しかし、アルコール類による脱脂処置は、皮膚への刺激性が強いため、掻痒感や接触性皮膚炎を発生させる一因となっており、改善が求められている。
　このように、金属製の電極板を用いることによる周波数特性への影響及び蒸れの問題は、心電図測定だけに限らず、前述の脳波測定を含めて、生体と電極との間で電気信号又は電気刺激を伝達するうえで解決すべき問題となっている。これらの問題を改善する試みが従来においてもなされているが、充分な改善には至っていない。
　例えば、従来の脳波測定用の生体電極として、電解質ペーストによる周波数特性への影響を軽減するために、電解質ペーストを使用せずに焼結金属製小型電極等を直接皮膚の上に設置して測定する試みがなされている。しかし、この方法によると測定波形の安定性に問題が生じる。すなわち、金属製の電極を直接皮膚に設置する方法は、金属製電極と皮膚との機械的コンプライアンスならびに電気化学的なミスマッチによって、皮膚電極間の抵抗が変動しやすい。さらに生体の体動や呼吸などの振動によって、測定信号は不安定化しやすく、測定信号にノイズが混入することが多くなる。また、堅い金属製の電極は、直接皮膚と接触させると、違和感又は不快感を生じやすいなど、解決すべき点がある。
　堅い金属製電極の問題点を軽減するために、近年、導電性繊維を利用したテキスタイル電極の開発が進められ、スポーツや健康分野を中心に普及している。テキスタイル電極は、導電性の繊維を組み込んだ布状の生体電極であり、伸縮性のバンド等を用いて皮膚に圧迫固定して使用される。テキスタイル電極においては、電解質ペーストは使用されず、皮膚に電極を直接接触させるか、または電極を構成する布に水分を含ませた状態で使用するペーストレスタイプが主流である。
　このテキスタイル電極による測定においては、皮膚との接触状態が安定に維持される場合には、比較的良好な生体信号が得られる。しかし、皮膚との接触状態が少しでも不安定になった場合には、皮膚電極間抵抗が大きく変動し、記録波形の歪み、ハムノイズの混入などのアーチファクトにより測定波形の信頼性が低下しやすいことが問題である。
　以下に説明する本発明の第三の態様の第二実施形態の生体電極は、第一実施形態の生体電極と同様に、導電性高分子の導電性を活用しているため、電極の小型化及び皮膚との接触面積の縮小が可能である。さらに柔軟な繊維素材によって構成される本電極は、装着時の皮膚への刺激が少なく、装着中の違和感を生じにくい。また従来の生体電極のように高粘着性のゲルやテープ等によって皮膚を密閉する必要がない。本発明の第二実施形態の生体電極は、装着感に優れ、連続使用が可能で、装着時の外観に違和感のないため、例えば、医療用又はスポーツ用テキスタイルの用途においても好ましく用いられる。
［第三の態様の第二実施形態］
　第二実施形態の生体電極３３０を図２４Ａ～２４Ｂに示す。生体電極３３０においては、導電性複合繊維によって構成された紐状の複数の接触子３３１が平面状に配列された接触部（電極面）３３２と、接触部３３２を支持するシート状の基板３３３とが備えられている。接触部３３２と基板３３３を合わせた構成を電極パッドと呼ぶ。各接触子３３１と電気的に接続された信号ケーブル３３４が備えられている。さらに、前記電極パッドの接触部３３２を皮膚Ｓに押し当てる手段として、伸縮性の材料で構成されたホルダー３３５を備えている。
　導電性複合繊維束により構成された複数の接触子３３１を配列した平面状の接触部３３２及び基板３３３の形状は、接触部３３２と皮膚との接触が面で得られる形状であれば特に制限されず、必ずしも平板状である必要はない。つまり、皮膚の曲面に沿って、接触部３３２又は基板３３３が曲面、凹部又は凸部を形成していても構わない。電極パッドの形状は堅く固定されている必要はなく、皮膚との接触に合わせて柔軟に変形しても構わない。
　シート状の基板３３２を用いることにより、生体電極の皮膚接触面の平面性を確保し、さらに皮膚との安定した接着を促すことができる。前記基板の素材やサイズや形状は任意に選択できる。例えば基板として、厚さ０．２ｍｍのＰＶＣ（ポリ塩化ビニール）シートまたはシリコーン製の平面シート(厚さ1mm)が挙げられる。前記基板の素材はこれらに限定されず、柔軟な膜状（シート状）の材料であって、基板の平面性が容易に保たれ、皮膚との密着性が良好な材料が、好適に使用される。
　前記基板上に、導電性複合繊維によって構成される接触子３３１を配列して固定し、皮膚との接触部３３２（電極パッド）を構成する。シート状の基板の片面（接触部３３２が設けられた面）には、軽度の粘着力を与えることにより、基板表面に皮膚に対する接着性を持たせても良い。基板３３３を構成するシートのサイズは特に制限されず、例えば心電図用の正方形の電極の場合、一辺が３０mm程度（例えば5mmから75mmの範囲）に設定することができる。
　生体電極３０の具体例を図２５Ａ～２５Ｂに示す。なお、上段は側面図であり、下段は正面図である。ホルダー３３５は省略して描いていない。
　図２５Ａ～２５Ｂの例においては、複数の接触子３３１が紙面横方向に平行に配列され、紙面縦方向に配置された信号ケーブル３３４に対して、各接触子３３１の両端が接続されている。接触子３３１の両端は基板３３３を貫通して信号ケーブル３３４に接続されている。図示した例においては、信号ケーブル３３４は基材である基板３３３の面のうち接触子３３１が配列固定された面（表面）とは反対面（裏面）に配置されている。この構成であると、信号ケーブル３３４により接触子３３１を基板面に引き寄せることができる。信号ケーブル３３４を配置する面は、基板３３３の裏面ではなく表面であっても良い。
　基板３３３と接触部３３２との重なり位置において、基板３３３には開口部３３６が設けられている。開口部３３６は換気口（通気口）として機能する。つまり、接触部３３２及び基板３３３からなる電極パッドを皮膚に押し当てた際に、皮膚からの蒸気又は汗を開口部３３６から電極パッドの外部へ排出することができる。開口部３３６の形状は、基板３３３を通過して気体が流通可能な形状であれば特に制限されず、円形、矩形等のいかなる形状であっても構わない。基板３３３の表面に配置された接触子３３１が開口部３３６を通して基板３３３の裏面に露出しても構わない。
　開口部３３６が基板３３３に配置される位置は特に制限されないが、基板３３３の中心に対して、複数の開口部３３６が互いに対称となるように配置されることが好ましい。また、複数の開口部３３６は接触部３３２と重なる位置に設けられることが好ましい。基板３３３に備えられた開口部３３６の合計の開口面積は特に制限されない。基板３３３の構造的強度を損なう程に大きな開口面積にすることは避けた方が好ましく、通常、基板３３３の面積の１～４０％程度の開口面積であることが好ましい。この範囲で目的に応じて選択することが好ましく、例えば１～２０％であっても良く、２０～４０％であってもよく、１０から３０％であてもよい。上記範囲であると、基板３３３の構造的強度を充分に保ちつつ、基板３３３と皮膚との間の通気性を向上させ、皮膚の蒸れを低減することができる。また、接触部３３２と重なる位置に設けられた開口部３６の合計の開口面積は、接触部３３２の面積の２～６０％程度であることが好ましい。この範囲で目的に応じて選択することが好ましく、例えば２～４０％であっても良く、４０～６０％であってもよく、１０から３０％や、５から４５％であってもよい。上記範囲であると、接触部３３２の構造的強度を充分に保ちつつ、接触部３３２と皮膚との間の通気性を向上させ、皮膚の蒸れを低減することができる。
　図２５Ｂに示すように、接触部３３２とは反対の基板３３３の面（裏面）に調湿用パッド３３７を備えても良い。開口部３３６を通過した蒸気又は汗を調湿用パッド３３７で吸い取ることができる。調湿用パッド３３７の材料は吸水性を有する材料であれば特に制限されない。
また調湿用パッド３３７を覆う又は固定するための調湿用カバー３３８を設けても構わない。
　調湿用パッド３３７は皮膚の汗等を吸い取るだけでなく、調湿用パッド３３７に予め水分やグリセロール等の保湿剤を含浸させておくことにより、皮膚や接触子に水分やグリセロール等の保湿剤を供給する目的で使用することもできる。図２５Ａ～２５Ｂにおいて、基板３３３の表面に配置された接触子３３１が開口部３３６を通して基板３３３の裏面に露出し、接触子３３１と調湿用パッド３３７とが接触しても良い。この接触により接触子３３１に水分等を供給することが可能である。
　基板３３３に開口部３３６を設けることにより、夏季、若年者、運動時などの発汗量が多く蒸れやすい状況から、冬季、高齢者、安静時など乾燥した状況まで、さまざまな皮膚の状態に対応することができる。開口部３３６は、電極パッドにより閉鎖された（覆われた）皮膚を開放して、湿気を放散する目的のためだけに設けられるのではなく、皮膚に対して積極的に水分を供給する目的のために設けても構わない。つまり、開口部３３６の上に吸水性のパッド（スポンジ等）３３７を設置することにより、汗の除去や湿度調節を図ることができる。乾燥しやすい環境においては、前記調湿用のパッド３３７に、水、グリセロール、保湿成分を含有させることにより、パッド３３７から接触子３３１及び皮膚へ、前記含有物を補給することができる。乾燥時の保湿の目的においては、さらに前記調湿用パッド３７の外側をＰＶＣ等のカバーで覆うことが好ましい。接触子３３１を構成する導電性複合繊維は適度な吸湿性を有し、接触子３３１を構成する微細な繊維による毛細管現象により水分が移動及び拡散するため、開口部３３６やパッド３３７を設置することにより、接触部３３２周辺における円滑な湿度調整が可能である。
　開口部３３６の大きさ（面積）は室温、湿度、運動、発熱の有無などの使用条件に合わせて適宜調節できる。基板３３３に設けられた単数又は複数の開口部３３６の総面積は、基板３３３の構造的な強度が適度に保たれる範囲であれば特に制限されず、例えば電極パッドを構成するシート状の基板３３３の面積に対して０．１から５０％の範囲で調整することができる。この範囲で目的に応じて選択することが好ましく、例えば０．１～３０％であっても良く、３０～５０％であってもよく、５から４０％や、１５から５０％や、０．１から５％などであってもよい。
　接触子３３１を構成する導電性複合繊維の説明は、前述の第一実施形態の導電性複合繊維の説明と同様である。また接触子３３１の構造の説明は、前述の第一実施形態の接触子の説明と同様である。
　接触部３３２における接触子３３１の密度又は接触部３３２の単位面積あたりの接触子３３１の本数、及び接触部３３２の面積は特に制限されず、用途に合わせて適宜調整される。
　接触部３３２における接触子３３１の密度は、例えば直径２８０ミクロンの接触子３３１（繊維束）を並列に配列する場合、電極幅１０ｍｍあたり通常３０本程度を使用するが、これに限定されるものではない。例えば１本から２００本の範囲で調節することができる。
　より具体的には、例えば心電図測定の生体電極として、以下に述べる実施例３－１と同様の導電性複合繊維束（ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳとシルク繊維の複合繊維にグリセロールを含浸させた接触子）を隙間無く平行に配列し、基板に固定して使用する場合、皮膚との接触面積（接触部３３２の面積）は１ｃｍｘ１ｃｍ(100mm2)程度に設定すれば良く、通常１０～５０，０００mm2に設定することができる。また、前記心電図測定の生体電極を電気刺激用の皮膚表面電極として使用する場合、その電極の接触面積の範囲は、例えば１０から５０，０００ mm2に設定することができる。
　接触部３３２における接触子３３１の配列の方法は特に制限されず、用途に合わせて適宜調整される。例えば、複数の接触子３３１（導電性複合繊維束）を平行に隙間無く配置するだけでなく、複数の接触子３３１を多層に敷き詰めた構成、複数の接触子３３１を織ったり編んだりして布状に成形した構成、複数の接触子３３１を布地から起毛させたタオルの様な構成を採用することができる。複数の接触子３３１が互いに重なった構成において、各接触子３３１は互いに接触して電気的に接続されている（導電性が得られる）ため、使用上の問題は生じない。また、接触部３３２における複数の接触子３３１の間隔を広げて、複数の接触子３３１を疎に配列した構成を採用しても構わない。この構成の場合、基板３３３の表面が接触子３３１の間隙から露出するので、前記露出した表面が接触子３３１の間から皮膚に直接接触することが可能である。よって、基板３３３の前記露出した表面を粘着性にすることによって、電極パッドの皮膚に対する粘着力や、電流密度、電極の接触部３３２と皮膚との接触範囲を調節することもできる。
　接触子３３１を構成する導電性複合繊維にグリセロール等の保湿成分を含浸させることによって及び生体電極を設置した皮膚からの水分（発汗）が前記導電性複合繊維に吸収されることによって、前記導電性複合繊維が適度に湿潤した（濡れた）状態に維持される。前記導電性複合繊維が適度の水分を有することにより、前記導電性複合繊維に軽度の粘着性が生じる。
　生体電極３３０の電極パッドを皮膚表面に設置する方法は、生体電極を安定に固定できる方法であれば特に制限されず、例えば前述した導電性複合繊維が有する粘着性、又はシート状の基板３３３の粘着性を利用して、電極パッドを単独で自立的に皮膚に貼り付けることが可能である。接触子３３１を配列した接触部３３２を体表面（皮膚表面）に接触させると、接触子３３１が皮膚表面にすみやかに貼り付き、接触子３３１と皮膚表面との間で導通が得られ、生体信号を取得できる。生体信号は接触子３３１に結線された信号ケーブル３３４（金属導線）を経て、生体アンプ等の外部装置に送られる。
　このように電極パッドが有する粘着性を利用して、電極パッドを単独で皮膚表面に固定（設置）することが可能である。この固定方法においては、弱粘着性の基板３３３と、接触子３３１の導電性複合繊維の濡れによって生じる接着性とを利用して電極パッドを皮膚に貼り付けるため、皮膚への固定力は高くない。従って信号ケーブル３３４による牽引や身体の大きな動きによって、電極パッドのズレや脱落の可能性がある。そこで電極パッドを安定保持し、ズレや脱落を防ぐ目的で、電極パッドを皮膚表面Ｓに押し当てるために、ホルダー３３５を適用しても良い。
　ホルダー３３５の形状や大きさ等の形態は特に制限されない。例えば図２５Ａ～２５Ｂに示すような帯状の伸縮性の布（幕）を利用して、身体Ｂの皮膚表面Ｓに電極パッド３３８を設置し、電極パッド３３８の上から身体Ｂの胴囲を巻くように伸縮性のホルダー３３５を巻きつける方法が挙げられる。この形態であると、身体Ｂを大きく動かしたとしても電極パッド３３８が容易に脱落することはなく、電極パッド３３８をより安定に固定することができる。
　例えば図２６Ａ～２６Ｂに示すように、ホルダー３３５は、例えば下着（シャツ）Ｔの内側に設置することができる。電極パッド３３８及びホルダー３３５の一部が下着Ｔの内側に固定されている。ホルダー３３５と電極パッド３３８とは構造的に独立しており、ホルダー３３５は、電極パッド３３８の上を横方向に移動可能なように、即ち身体Ｂの表面に沿う方向に移動可能（シフト可能）とされている。したがって、電極パッド３３８とホルダー３３６とが互いに離れることが可能なように配置されていることが好ましく、電極パッド３３８とホルダー３３５とが完全には固定されていないことが好ましい。このように電極パッド３３８とホルダー３３５とが構造的に独立して、電極パッド３３８とホルダー３３５の接触部位が固定されておらず、前記接触部位において電極パッド３３８の上をホルダー３３５が摺動可能とされていることにより、身体Ｂと下着Ｔのズレによる電極パッド３３８の脱落、生体信号の喪失、及び電極のズレに伴うノイズの発生を抑えることができる。また、必要に応じて、ホルダー３３５を積極的に身体Ｂから離して、電極パッド３３８を取り外したり、交換したりすることもできる。ホルダー３３５は電極パッド３３８を安定に保持する役割とともに、生体電極の付属品（ケーブル、コネクター、アンプ３３９等）の保持にも活用される。
　ホルダー３３５を構成する生地（材料）は特に制限されない。例えば布、シート、メッシュ、ゴムバンド等のうち、伸縮性のある生地を用いることが好ましい。具体的には、帯状の２方向伸縮性の布、ライクラ(登録商標)(一般名：スパンデックス)(東レ株式会社製）を、下着のシャツの内側に、心臓の高さに合わせて１５ｃｍ幅（縦の長さ）で縫い付けて用いることができる（図２５Ａ，２５Ｂ参照）。このホルダーは例えばホルター心電図用電極のホルダー（CC5誘導用）として好適である。ＣＣ５の場合、電極パッド３３８が前胸部の左右に設置され、これを電極ホルダー３３５が覆う構成を採用することができる。
　ホルダー３３５は、前述した上半身の下着の内側に設置される場合に限らず、生体電極３３０の用途に応じて、例えば四肢、頭、頸、指にバンド状に巻き付けて設置されても構わない。ホルダー３３５の材料は前述したスパンデックスに限定されず、伸縮性のある平面状の材料（生地）であれば、各種の布、シート、メッシュ、バンド等を使用できる。
《本発明の第三の態様の第一実施形態及び第二実施形態の生体電極によって奏される効果》
　各実施形態の生体電極が備える素材及び構造により得られる効果の例を以下に列挙する。　　　
　本発明にかかる生体電極を測定部位に設置する際、導電性ゲル（電解質ゲル）又は導電性ペースト（電解質ペースト）を使用する必要が無い。導電性ゲル又はペーストを使用しないことにより、下記（Ａ）～（Ｅ）の効果が得られる。
（Ａ）装着感が改善される。　
　電極の皮膚装着に伴う不快感が生じにくい。前記ゲル又はペーストを使用しないため、皮膚を液体やゲルで密封する必要がなく、外気に対してオープンな状態で電極を設置できる。すなわち、紐状の電極が皮膚に軽く接触した状態、もしくは柔らかい布状の電極が皮膚に接した状態で測定できる。
（Ｂ）電解質ペーストが原因のトラブルが回避される。
　電解質液の漏出や、前記ゲル又はペーストの水分が乾燥した場合における接触不良やノイズの発生の恐れがない。
（Ｃ）電極の電気的特性が改善される。
　従来の生体電極よりも単位面積あたりの電極の抵抗（レジスタンス）を下げることが可能である。脳波、誘発電位などの微弱な信号の測定に有利である。また本発明にかかる電極の容量（キャパシタンス）が少ないため、高周波の伝搬特性に優れ、脳波、筋電図などの高い周波数成分を含む生体信号の記録に有利である。
（Ｄ）電極の使用上の利便性が高い。
　前記ペースト又はゲルを使用しないため、測定後（検査後）に前記ペースト又はゲルの除去作業が不要である。例えば、従来電極の使用において必要であった、脳波測定後の洗髪を省略できる。
（Ｅ）電極の小型軽量化が可能である。　
　単位面積あたりの電極抵抗が従来の電極よりも小さいことから、従来の生体電極よりも電極を小型化、軽量、高密度化できる。
　本発明にかかる生体電極が導電性複合繊維を備えることにより、下記（Ｆ）～（Ｋ）の効果が得られる。
（Ｆ）設置の安定性が向上する。
　軽度の圧迫もしくは弱い粘着性材料によって、電極の安定した設置が可能である。従来の生体電極のように強力な粘着剤もしくはバンド、ヘッドギア等による強固な圧迫固定の必要がない。
（Ｇ）低雑音の信号が得られる。
　導電性複合繊維が有する接着性、柔軟性、薄型及び軽量、という性質により、電極の装着者（被験者）が動いたとき体動時の電極の不要な振動が少なく、雑音が軽減される。
（Ｈ）自然な外観が得られる。
　特に脳波用電極の用途において、電極の小型平坦化と頭髪の下に電極が隠れるデザインにより、電極を装着しても目立たない。すなわち、日常生活の中で常時脳波測定が可能である。
（Ｉ）生体電極の長時間の装着による皮膚の蒸れを軽減できる。
　一般に、電極を長時間連続装着すると、皮膚の発汗によって、皮膚の蒸れが生じやすい。しかし、本発明にかかる生体電極が、前述のように電極材料に親水性の導電性複合繊維を使用した場合及び基板に通気用の開口部を設けた場合、長時間使用時の皮膚の蒸れをより一層軽減できる。
（Ｊ）生体電極の応用範囲を拡大できる。
　生体電極の全体的な形状（基本形状）を薄い平面状（布状）または線状（紐状）に加工できる。従来の電極と比較し軽量、平坦及び柔軟であるため、紐状よりも細い線状の電極も作製可能である。また、装着感も快適である。これらの性質により、本発明にかかる生体電極をウエアラブル電極として応用し、その適用範囲を広げることが可能である。
（Ｋ）従来の生体電極と同等又はそれ以上に安定した計測が可能である。
　本発明にかかる生体電極は、電解質ペーストを使用しない（ペーストレス）場合においても、従来のペーストレス電極の欠点であるノイズの混入や測定信号の不安定性を克服することができる。すなわち、電解質ペーストを使用する従来の医療用の生体電極と同等又はそれ以上に、測定信号の安定性が得られる。　
　以下、本発明の生体電極を構成する導電性複合繊維として使用することが可能な、導電性高分子繊維について詳細に説明する。ただし、前記導電性複合繊維はこの導電性高分子繊維に限定されない。
《第四の態様について》
　本発明の第四の態様は、体内埋め込み型電極および生体信号測定装置に関する。より詳しくは、本発明は導電性高分子と繊維の複合材料（以下導電性複合繊維）を利用した体内埋め込み型の生体電極、およびその生体電極を備えた生体信号測定装置に関する。
　以下、本発明の第四の態様の実施形態について、図面を参照して説明するが、本発明はかかる実施形態に限定されない。
　上述したように、従来公知の導電性高分子であるＰＥＤＯＴ-ＰＳＳは、その高い吸水性により生体組織の中でゲル化し、機械的強度が極端に低下する。このため、従来の金属製又はカーボン製の生体電極のように、針状又は棒状に加工したＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを単独で体内に設置することは困難である。また、仮に生体組織にＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを埋め込むことができたとしても、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳだけで構成された電極と外部装置へ接続する金属導線（ケーブル）との結線部分が、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳが吸水することによって脆弱化し、破断（断線）し易いという問題がある。
　本発明の第四の態様では、導電性高分子を繊維と複合化した導電性複合繊維を体内埋め込み型電極として用いることにより、導電性高分子が吸水することによる電極自体の解体、及び導電性高分子と金属導線との結線の脆弱化の問題を解決した。
《第四の態様の第一実施形態》
　図２９Ａ～２９Ｃに示す本発明の第四の態様の第一実施形態の体内埋め込み型電極４１０は、導電性高分子を含有する導電性複合繊維が複数束ねられて棒状（針状）に成形された導電性複合繊維束４０１を備える。導電性複合繊維束４０１の一部には金属導線４０２が巻き付けられ、結線部４０３を形成している。結線部４０３は絶縁性及び耐水性のポリマー４０４（樹脂）によって被覆されている。導電性複合繊維束４０１は、吸水前及び吸水後のいずれにおいても、導電性高分子が単独で同等の径を有する棒状に成形された導電体よりも機械的強度に優れる。このため、生体組織内に埋め込む際に導電性複合繊維束４０１が破損したり、埋め込み後に生体組織内で導電性複合繊維束４０１が解体したりすることを防止できる。
　導電性複合繊維束４０１は、使用前は乾燥状態であることが好ましい。乾燥状態の導電性複合繊維束４０１は、高い機械的強度を有するとともに、湿潤時に比べて収縮しているので、比較的小さい体積を有する。従って、乾燥収縮状態の導電性複合繊維束１を用いることにより、生体組織中に刺入する際の侵襲を軽減することができる。
（導電性複合繊維）
　導電性複合繊維束４０１を構成する導電性複合繊維として、導電性高分子と従来公知の繊維材料との複合繊維が適用可能である。複合の形態（方法）は特に制限されず、例えば、導電性高分子が糸状（紐状）の前記繊維材料の表面に被覆された形態であってもよいし、導電性高分子が糸状の前記繊維材料に含浸された形態であってもよいし、糸状の導電性高分子と糸状の前記繊維材料とを撚り合わせた若しくは紡いだ形態であってもよい。本発明の第一の態様で述べた繊維が好ましく使用できる。
　前記導電性高分子の種類は特に制限されず、公知の導電性高分子が適用可能であり、例えば、前述したＰＥＤＯＴ-ＰＳＳの他、PEDOT-S (poly(4-(2,3-dihydrothieno[3,4-b][1,4]dioxin-
2yl-methoxy-1-butanesulfonic acid, potassium salt)などの、親水性の導電性高分子が挙げられる。親水性の導電性高分子を含む複合繊維を導電性複合繊維束１の材料として用いることにより、導電性複合繊維束１それ自体に、針５に対する接着性（粘着性）を容易に付与することができる。
　前記繊維材料として、例えば、シルク、綿、麻、レーヨン、化学繊維などの従来公知の繊維材料が適用可能である。これらのうちシルクが好適である。シルクを用いた場合、前記複合繊維の強度及び親水性をより向上させることができる。また、シルクは生体組織に対する毒性が殆どなく、免疫反応による炎症の惹起を起こし難く、生体組織適合性に優れているため好ましい。
　シルクと組み合わせる前記導電性高分子の種類は特に制限されないが、前述したＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ又はＰＥＤＯＴ-Ｓ等の親水性の導電性高分子が好ましい。
　本発明の体内埋め込み型電極を構成する導電性複合繊維の長さ及び太さは特に制限されず、複合化する繊維材料の長さ及び太さによって適宜調整される。また、複数の導電性複合繊維を撚り合わせたり結着させることによって構成される導電性複合繊維束の長さ及び太さは特に制限されず、目的や用途に応じて適宜調整可能である。例えば、太さは、0.０1μｍ～５ｍｍの範囲であってもよく、長さは０．1μｍ～１ｍの範囲であってもよい。別の例では、太さは、0.1μｍ～１ｍｍの範囲であってもよく、長さは０．1μｍ～５０ｃｍの範囲であってもよい。
　具体例を挙げれば、例えば図２９Ａから２９Ｃに示す棒状の導電性複合繊維束４０１の太さは0.1μｍ～500μｍとし、長さは1μｍ～10ｍｍにすることができる。また、図３１Ａから３１Ｃに示すコイル状の導電性複合繊維束４０１の太さは例えば10μｍ～500μｍとし、長さは100μｍ～50ｃｍにすることができる。ここで、前記太さ及び長さはコイル状に巻かれた導電性複合繊維束１を引き伸ばした状態における太さ及び総延長の長さである。図３０１Ａから３０１Ｃに示すコイル状に巻かれた状態におけるコイルの外径は例えば10μｍ～5ｍｍとし、前記コイルの中心軸方向の長さは例えば100μｍ～50ｍｍにすることができる。また、図３２Ａから３２Ｄに示す手術用糸に繋がれた導電性複合繊維束４０１の太さは例えば0.1μｍ～500μｍとし、長さは1μｍ～10ｃｍにすることができる。
また、図３３Ｂに示す芯部を構成する導電性複合繊維束４０１の太さは例えば10μｍ～10mmとし、長さは10μｍ～50ｃｍにすることができる。
　本発明の各実施形態の体内埋め込み型電極を構成する導電性複合繊維として、後でさらに詳述する導電性高分子繊維が適用可能である。
（針と導電性複合繊維束との接着）
　第四の態様の第一実施形態の導電性複合繊維束４０１は、針４０５（ガイド針）の先端部に接着されている。
導電性複合繊維束４０１を水又はアルコール等で湿らせると、その表面の導電性高分子が接着性（粘着性）を有し、再び乾燥させると収縮して固化する。この性質を利用して、導電性複合繊維束４０１を針４０５の先端部に接着（固定）することができる（図２９Ａ）。この構成を有する体内埋め込み型電極４１０は、生体組織内に刺入されると、導電性複合繊維束４０１が体液（細胞外液又は脳脊髄液など）を吸収し、膨潤する（図２９Ｂ）。さらに膨潤した導電性複合繊維束４０１と針４０５の接着力（固定力）が低下するため、導電性複合繊維束１を生体組織中に残したまま、針４０５を抜去することができる（図２９Ｃ）。生体組織中に設置された導電性複合繊維束４０１は電線４０２（金属導線４０２）を介して外部装置と接続され、信号（電気信号又は電気刺激）の送受信が行われる。
　針４０５の構成材料は特に制限されず、例えば、金、白金、銅などの金属、カーボン又は樹脂（プラスチック）等が挙げられる。
　電線４０２は、導電性複合繊維束と外部装置とを電気的に導通させることが可能な線材であることが好ましい。電線４０２の構成材料は特に制限されず、例えば金属、シリコン、カーボン等が適用できる。前記金属の種類は特に制限されず、従来公知の電線で使用される金属で構わない。生体組織に埋め込まれた電線４０２が電気的なノイズを拾うことを防止し、長期間安定して機能するために、電線４０２は絶縁性及び耐水性を有するポリマーによって被覆されていることが好ましい。前記ポリマーの種類は特に制限されず、例えば、後述する本発明の第四実施形態の導電性複合繊維束を被覆する耐水性ポリマーが適用可能である。電線４０２の太さ及び長さは特に制限されず、用途に応じて適宜調整可能である。
　針５に導電性複合繊維束４０１を接着する方法として、前述した導電性高分子の湿潤時の接着性を利用する方法の他、親水性の接着材料（接着剤）を介して接着してもよい。前記接着材料は特に制限されず、乾燥状態で導電性複合繊維束１と針５とを固着することができ（接着性を発揮し）、吸水によって固着力（接着力）が低下する材料であることが好ましい。例えば、PEG(polyethylene glycol)、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ、ポリ乳酸、ソルビトール、フィブリン糊、デンプン糊等を含む材料が挙げられる。
　前記ＰＥＧの種類は特に制限されず、例えば、室温（例えば２０℃程度）～体温（例えば４０℃程度）において固体であり、加温すると液体となるような比較的高分子のＰＥＧを使用することができる。加温して溶解させたＰＥＧを針に塗布し、次に導電性複合繊維束を針に接触させた後、室温に戻すことによりＰＥＧが固体化するため、針と繊維束とを接着することができる。これを組織中などの体液のある環境に置くとＰＥＧは徐々に溶解し、導電性複合繊維束を針から自然に分離させることができる。
　また、針４０５に導電性複合繊維束４０１を接着する方法として、結線部４０３を被覆するポリマー４０４に塗布した前記接着材料を介して、導電性複合繊維束１と針５とを間接的に接着しても構わない。
（結線部の保護）
　結線部４０３はポリマー４０４によって被覆されている。生体組織中において結線部４０３を構成する導電性複合繊維束４０１はポリマー４０４よって被覆されているため、吸水による膨潤及び機械的強度の低下が殆ど起こらない。また、導電性複合繊維束４０１は繊維材料との複合化により機械的強度が高められているため、吸水後においても導電性複合繊維束４０１と金属導線４０３との結線が破損（断線）せず、電気的接続を充分に維持できる。
　結線部４０３において導電性複合繊維束４０１に金属導線４０２を結線する方法は特に限定されず、例えば、巻き付け、結紮、かしめ、導電性接着剤（銀ペースト、銀エポキシ等）による接着等の方法が挙げられる。結線部４０３を被覆するポリマー４０４の種類は特に制限されず、例えばシリコーン(silicone)、PTFE(polytetrafluoroethylene)、PVC(polyvinyl chloride)等が挙げられる。ポリマー４０４で結線部４０３を被覆することにより、電気的な短絡を防止するとともに結線部３を保護することができる。
（体内への電極設置）
　第四の態様の第一実施形態の体内埋め込み型電極４１０を生体組織中に設置する方法としては、例えば高速動作が可能なマニピュレーターを使用し、針４０５を生体内に高速度で（短時間で）刺入する方法が挙げられる。針４０５が先導して生体内の所定位置まで侵入し、針４０５に接着された導電性複合繊維束４０１及び結線された金属導線４０２が共に生体内の所定位置に導入される。この刺入は、高速度で完了し、生体中で導電性複合繊維束４０１の膨潤が開始する前に完了することが好ましい。刺入速度は特に制限されないが、例えば１００～１０００mm/sec程度で行うことができる。具体例として、高速度動作が可能な電導アクチュエーターを使用し、体内埋め込み型電極４１０の導電性複合繊維束４０１が動物の大脳皮質下２ｍｍの深度に設置されるように１０～２０msecの速度で刺入させることができる。その後、導電性複合繊維束４０１を体液により膨潤させ、導電性複合繊維束４０１と針４０５を接着する前記接着材料を溶解させ、その接着力が弱まった段階で、針４０５だけを抜去することができる。生体組織中に設置された導電性複合繊維束４０１は膨潤し、周囲の生体組織と密着する。
（複数の電極設置）
　第一実施形態の体内埋め込み型電極１０は、図３０Ａに示すように針４０５の先端に１個の導電性複合繊維束４０１を備えてもよいし、図３０Ｂ，３０Ｃに示すように針４０５に複数の導電性複合繊維束４０１を備えていてもよい。
　図３０Ｂの構成では、針４０５における２個の導電性複合繊維束４０１の接着箇所の高さをずらしている（針４０５の長さ方向に位置をずらしている）。この構成であると、体内へ刺入した際に各導電性複合繊維束４０１が各々異なる高さ（深さ）に設置され、各々独立した電極（２ｃｈの電極）として機能させることができる。図３０Ｂの構成例においては、側面及び底面から見た場合に針４０５を挟んで両側に導電性複合繊維束４０１が固定されているが、針４０５の片側に２つの電極を固定してもよい。この場合、底面から見た場合に２つの導電性複合繊維束４０１が奥行き方向に（高さ方向に）重なって見える。つまり断面積が小さくなる。このように固定すると、体内への刺入時に生体組織に与える侵襲を一層軽減することができる。
　図３０Ｃの構成では、針４０５における４個の導電性複合繊維束４０１の接着箇所の高さを同一にして、針４０５の周囲を４個の導電性複合繊維束４０１が取り囲むように配置されている。この場合、針４０５を刺入した位置を中心にして４個の導電性複合繊維４０１（４ｃｈの電極）を生体組織中に設置することができる。
《第四の態様の第二実施形態》
　図３１Ａから３１Ｃに示す本発明の第四の態様の第二実施形態の体内埋め込み型電極４２０は、導電性複合繊維束４０１が、コイル状に針４０５の先端部に巻き付けられていること以外は、第一実施形態と同様である。図３１Ａから３１Ｃにおいて、第四の態様の第一実施形態と同じ構成には同じ符合を付してある。
　コイル状の導電性複合繊維束４０１は、針４０５の先端部に接着されていてもよいし、単に巻き付けられているだけであってもよい。コイル状の導電性複合繊維束４０１は針４０５の先端にしっかりと巻き付けられているため、針４０５の先端方向を生体組織に刺入する際、針４０５から導電性複合繊維束４０１が脱落してしまうことが防止されている（図３１Ａ）。また、乾燥収縮時のコイルの外径（コイルが周回して描く円の直径）は小さいため、生体組織への侵襲性が低減されている。生体組織中へ刺入された体内埋め込み型電極４２０は、導電性複合繊維束１が体液を吸収することにより膨潤し、膨潤した繊維束４０１’となり（図３１Ｂ）、すなわち、コイルが自発展開してその外径が大きくなり、導電性複合繊維束４０１と生体組織とが密着する。吸水により導電性複合繊維束４０１と針４０５との接着力が弱まるため、導電性複合繊維束４０１を生体組織中に残したまま、針４０５を抜去することができる（図３１Ｃ）。
　コイル状の導電性複合繊維束４０１を有する第二実施形態の体内埋め込み型電極４２０は、電極（導電性複合繊維束４０１）の設置により生体組織に萎縮や死腔が形成される可能性がある場合や、測定対象の細胞や神経線維が生体組織中に散在している場合に適す。
《第四の態様の第三実施形態》
　図３２Ａから３２Ｄに、本発明の第四の態様の第三実施形態の体内埋め込み型電極４３０を示す。導電性複合繊維束４０１の一端部には金属導線４０２が結線され、他端部には手術用のナイロンモノフィラメント糸４０６が前述の方法により接着されている。ナイロン製の糸４０６には手術縫合用の彎曲針４０５が結び付けられている。
　体内埋め込み型電極４３０を神経索（Bundle）内に設置する方法を例示する。神経血管縫合に用いられるマイクロサージェリーの手術手技により、神経索Ｎを縫合する要領で針４０５を神経索Ｎ’に貫通させ（突き通し）（図３２Ａ）、ナイロン糸４０６を引っ張り上げることにより、ナイロン糸４０６に牽引されて導電性複合繊維束４０１が神経索Ｎ’内に導入される（図３２Ｂ）。その後、神経索Ｎ内の所定位置で導電性複合繊維束４０１が体液を吸収することにより、ナイロン糸４０６を導電性複合繊維束４０１から剥がして、ナイロン糸４０６を神経索Ｎ’の外に除くことができる。神経索Ｎ’内に留置された導電性複合繊維束４０１は吸水により膨張し、神経索Ｎ’の内部に密着する（図３２Ｃ）。図３２Ｄは、神経束内の複数の神経索Ｎに複数の体内埋め込み型電極を設置した様子を示す。
　末梢神経は運動、知覚、自律神経の混合神経が多く、神経索（Bundle）を形成している。神経索は神経束の中を立体的に走行し、神経束索の分布には個人差が大きいため、中枢神経のような脳座標による神経索の同定は困難であるが、臨床的には顕微鏡下の観察と神経活動の測定により主要な神経線維を同定することができる。第三実施形態の体内埋め込み型電極はこの臨床技術を利用することにより、運動、知覚、自律神経の選択的な信号記録や刺激を可能とする。
　第三実施形態の体内埋め込み型電極は、手術手技による設置だけでなく、自動吻合器やマイクロマニピュレーター等により機械的に挿入することも可能である。
（吸水速度の調整）
　本発明の体内埋め込み型電極を構成する導電性複合繊維及び導電性複合繊維束が体内で体液を吸収する速度は遅延させることが可能である。遅延させる方法は、グリセロール、ソルビトール、エチレングリコール、スクワラン、シリコーン、ミネラルオイル又はMPC(2-メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン)のいずれか１種以上を予め導電性複合繊維(束)に含浸又は塗布しておく方法である。例えば第三実施形態の導電性複合繊維束４０１にグリセロールを予め含浸させておくことにより、生体内への電極導入が難航して手術時間が長くなったとしても、導電性複合繊維束４０１の吸水による膨潤及びナイロン糸４０６の剥離が前記手術中に起きることを防止することができる。導電性複合繊維束４０１の径を細く維持しておくことにより、電極導入中の生体組織への侵襲を軽減することができる。
《第四の態様の、第四実施形態》
　本発明の第四実施形態の体内埋め込み型電極４４０は、図３３Ａと３３Ｂに示すように、棒状（針状）又は紐状（ケーブル状）に成形された導電性複合繊維(束)４０１を芯部とし、その芯部の少なくとも一部の周囲が耐水性ポリマー４０４によって被覆され、芯部の一端部１ａ（４０１ａ）から他端部１ｂへ液体が浸透する（透過する）ための流路が形成されている。一端部１ａ及び他端部１ｂはポリマー４０４によって被覆されておらず、露出している。
「流路」は中空の管を意味するのではなく、耐水性ポリマー４０４が管を構成し、その管内に導電性複合繊維束１が配置された構成を意味する。導電性複合繊維束４０１は吸水性及び物質透過性を有するため、液体が一端部１ａから他端部１ｂへ浸透して自発的に移動することが可能である。流路を通して液体又は物質を輸送する方法としては、浸透、毛細管現象、拡散等の自発的な移動だけに限らず、一端部１ａ及び他端部１ｂのうち一方を正極、他方を負極として物質を電気泳動させる方法や、一端部１ａにポンプ（例えば、浸透圧ポンプ）を接続して液体を加圧することにより送液する方法を採用してもよい。いずれの方法においても、安定的に一定の速度で薬物輸送及び送液することができる。
　導電性複合繊維束４０１によって構成される芯部の一端部１ａには、薬剤溶液を入れることが可能なリザーバー４０７（図３３Ａ）又はチャンバー４０８（図３３Ｂ）が接続されている。チャンバー４０８に備えられたチューブコネクター４０９に送液用のポンプを接続してもよい。
リザーバー４０７又はチャンバー４０８に、薬物を含む溶液を貯留することにより、前記溶液が前記流路を浸透して、芯部の一端部１ａから他端部１ｂへ流通することが可能である。従って、他端部１ｂを生体組織内の所望の位置に設置することにより、他端部１ｂの周囲に局所的に薬物を投与することができる。
　前記薬物の種類は特に限定されないが、生体反応を抑制する又は促進する薬理作用を有する薬物であることが好ましい。前記薬物としては、例えば生体組織の障害を低減させる薬物、生体組織の修復を促す薬物、生体組織を成長させる薬物等が挙げられる。具体的には、例えばグリセロール、ソルビトール、マンニトール、フルクトース、BDNF (Brain-derived neurotrophic factor)、NGF (Nerve Growth Factor)、NT3 (Neurotrophin-3), GSNO (S-Nitrosoglutathione)、SKF96365、Cilostazol、TRIM (1-(2-Trifluoromethylphenyl)imidazole)、Gadolinium、 マグネシウム（Magnesium）、EGTA(ethylene glycol tetraacetic acid)、Ruthenium Red等の可溶性薬物が挙げられる。これらの薬物の１種以上を溶解させた液体をリザーバー４０７又はチャンバー４０８に貯留する構成が挙げられる。
　芯部を被覆する耐水性ポリマー４０４の種類は、芯部の周囲に被覆層を形成する（芯部の外表面にウォーターシールを形成する）ことが可能なポリマーであれば特に制限されず、例えば、従来公知のカテーテル等の医療器具の分野で使用されるポリマー（樹脂）が適用可能である。耐水性ポリマー４０４は、芯部を構成する導電性複合繊維４０１が周囲と電気的に短絡することを避けるために、絶縁性を合わせ持つことが好ましい。耐水性ポリマー４０４によって構成される被覆層の厚さは特に制限されない。例えば0.1μｍ～5ｍｍが挙げられる。
　耐水性ポリマー４０４の具体例としては、シリコーン、PTFE(polytetrafluoroethylene), PVC（ポリ塩化ビニル）(polyvinyl chloride)、ＡＢＳ（アクリロニトリル・ブタジエン・スチレン）（acrylonitrile butadiene styrene）、ＡＮＳ（アクリロニトリル・スチレン）（acrylonitrile styrene）、ＰＥＮ（ポリエチレン・ナフタレート）（polyethylene napthalate）、ＰＢＴ（ポリブチレン・テレフタレート）（polybutylene terephthalate）、ポリカーボネート（polycarbonate）、ＰＥＩ（ポリエーテルイミド）（polyetherimide）、ＰＥＳ（ポリエーテル・スルホン）（polyether sulfone）、ＰＥＴ（ポリエチレン・テレフタレート）（polyethylene terephthalate）、ポリアミド(polyamide)、芳香族ポリアミド（aromatic polyamide）、ポリエステル（polyester）、ポリエーテルブロックアミド共重合体、ポリメチルメタクリレート（polymethylmethacrylate）、ポリウレタン（polyurethane）、ＥＶＡ（エチレン・ビニル・アセテート）（ethylene vinyl acetate）、エチレン・ビニル・アルコール（ethylene vinyl alcohol）、ポリエチレン(polyethylene)、ラテックス（latex rubber）、ＰＴＦＥ、ＦＥＰ、ＰＦＡ、ポリプロピレン（polypropylene）、ポリシロキサン（polysiloxane）、アイオノマー（inomer）、ＳＡＮ（スチレン・アクリロニトリル）（styrene acrylonitrile）、ナイロン(nylon)、熱可塑性エラストマー等が挙げられる。
　前記薬物は本発明の体内埋め込み型電極を構成する導電性複合繊維に予め含浸又は塗布されていてもよい。この場合にも、生体組織内に設置された前記導電性複合繊維から前記薬物が徐々に放出され、前記導電性複合繊維の周囲に局所的に前記薬物を投与することができる。
　芯部の他端部１ｂが生体組織中に埋め込まれた状態において、一端部１ａ及びリザーバー４０７若しくはチャンバー４０８は生体組織中に埋め込まれていてもよいし、生体組織外に設置されてもよい。生体組織中に一端部１ａを埋め込む場合は、一端部１ａに接続されるリザーバー４０７若しくはチャンバー４０８は、なるべく体積が小さいことが望ましい。例えば、カプセル状のリザーバー４０７が挙げられる。また、チャンバー４０８を生体組織内に設置する場合、チャンバー４０８に設けられたチューブコネクター４０９を介して、生体組織外へ接続されていてもよい。生体組織に対する侵襲性を低減する観点からは、芯部の一端部１ａ及びリザーバー７若しくはチャンバー４０８は、生体組織外に設置されることが好ましい。
　耐水性ポリマー４によって被覆された芯部は、用途に応じて所望の長さ（例えば100μｍ~10ｃｍ）及び太さ（例えば10μｍ～5ｍｍ）で作製可能である。
　リザーバー４０７及びチャンバー４０８の大きさ及び構成材料は特に制限されず、使用目的および使用態様に応じて適宜変更可能である。例えば、シリコーン樹脂等のプラスチック製の袋（バッグ）若しくは箱（ケース）をリザーバー４０７又はチャンバー４０８として適用することができる。
　第四実施形態において、導電性複合繊維束４０１の一端部１ａから他端部１ｂまでの全ての区間が耐水性ポリマー４０４によって被覆されている必要はない。一部の区間において被覆がなくても構わない。導電複合繊維束４０１が送液路として機能する区間が耐水性ポリマー４０４によって被覆されていることが好ましい。図３３Ａと３３Ｂに示した第四実施形態においては、他端部１ｂの近傍から一端部１ａが内部に備えられたリザーバー４０７又はチャンバー４０８までが耐水性ポリマー４０４によって被覆されている。
　リザーバー４０７及びチャンバー４０８と一端部１ａとの接続方法は特に制限されない。一端部１ａを露出させた状態でリザーバー４０７又はチャンバー４０８の液体貯留部に設置し、一端部１ａよりも中央側を被覆する耐水性ポリマー４０４をリザーバー４０７又はチャンバー４０８の外壁に公知の接着剤等により接着する接続方法が例示できる。
（ドラッグデリバリー機能の応用）
　従来、脳神経系（中枢神経系の組織）に電極を埋め込むと、埋め込み時の侵襲により生じた限定的な障害が拡大し、電極の大きさよりも広い領域にわたって恒久的な障害が生じる問題があり、その解決策が求められている。
　本発明の第四実施形態の体内埋め込み型電極４４０が有する薬物輸送機能（ドラッグデリバリー機能）は、電極の埋め込みによる障害を軽減するための薬物の投与に適用可能であり、特に神経組織への埋め込みによって生じる障害の軽減に顕著な効果を発揮する。中枢神経組織の障害を軽減する効果を持つ薬物、例えばGSNO（S-Nitrosoglutathione）を前記芯部の他端部１ｂから投与することにより、体内埋め込み型電極４４０が中枢神経組織に与えるダメージを大幅に軽減できる。この結果、電極－神経組織間の信号の送受信を従来よりも長期間に亘って安定的に高精度に行うことができる。後述する実施例４－４（図３４Ａから３４Ｄ）においてデータを参照して詳細に説明する。
　従来の金属製又はカーボン製の生体電極とGSNO等の薬物を併用する場合、生体電極の設置部位に対して、薬物輸送のための管（例えばマイクロキャピラリー等の極細の中空針）を別途設置する必要がある。或いは生体電極に極細の中空針を沿わせた状態で単一の鞘（管）に格納した（結束した）バンドル構造（束構造）にする必要がある。このようなバンドル構造においては、薬物輸送路の薬物放出孔（放出口）と電極とが離れて設置されている（鞘に内臓されている）ため、生体組織内に埋め込む構造物の構成が複雑になるだけでなく、電極と生体組織との境界面に均一に薬物を分布させることが困難である。
　一方、本発明の第四実施形態は、電極である導電性複合繊維束４０１自体が薬物輸送路を兼ねているため、構造がシンプルである。さらに電極の表面から薬物が浸み出すため、電極と細胞組織の接する境界面、すなわち障害が最も発生する領域、に均一に薬物を投与することが可能である。また、導電性複合繊維束４０１にグリセロール等の前述した添加剤を加えることによって薬物の放出速度の調節ができる。
　本発明の第四の態様の第四実施形態の体内埋め込み型電極４４０が有する薬物輸送機能（ドラッグデリバリー機能）は、生体組織の障害を軽減するための薬物投与の用途に限定されず、例えば、神経栄養因子による神経線維の選択的な結合（選択的な神経配線の形成）、神経線維の選択的刺激に伴う電気信号の記録など、生体の細胞及び生体組織の生理的機能を刺激若しくは活用する種々の用途に用いることができる。また、体内埋め込み型電極４４０の流路を流通する液体は薬物溶液に限られず、導電性複合繊維束４０１を浸透して移動することが可能な液体であれば、その組成や機能は限定されない。
《本発明の第四の態様によって奏される効果の例》
　本発明の体内埋め込み型電極によれば、例えば次の効果が得られる。
１．柔軟な導電性複合繊維によって構成された生体電極を生体組織内に設置できる。
２．導電性複合繊維と電線（信号ケーブル）の接続を生体内で安定に維持できる。
３．薬物を電極と生体組織の接する部位に定速度で輸送できる。
４．電極の設置（埋め込み）による生体組織（特に脳神経組織）の障害を軽減できる。
５．生体信号の長期間の安定記録が可能となる。
６．電極を神経組織の立体構造に合わせて立体的に設置することができる。
《第一の態様の実施例》
　次に実施例を示して本発明の第一の態様をさらに詳細に説明するが、本発明の第一の態様は以下の実施例に限定されるものではない。
＜引張強度の評価＞
［比較例１－１］
　Heraeus CLEVIOS P溶液（Heraeus社製）を乾燥濃縮した液体を平板上に均一に塗布して自然乾燥させ、さらにエタノール固定して作成したＰＥＤＯＴ-ＰＳＳフイルム（断面積0.03 mm2、長さ3cm）を試料として、その乾燥状態および湿潤状態（純水を飽和するまで吸収させた状態）の引張強度をそれぞれ調べた結果を図９Ａに示す。
　グラフから、湿潤状態の ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ線状体の引張強度（右）は、乾燥状態の引張強度（左）の約１０％まで、極端に低下していることが明らかである。
［実施例１－１］
　乾燥状態および湿潤状態（純水を飽和するまで吸収させた状態）の原料のシルク糸（9号絹糸；株式会社フジックス製、21Dデニールシルク繊維１８本の撚り糸、糸の直径約280μm、長さ20cm）の引張強度を調べた結果を図９Ｂに示す。
　また、前記CLEVIOS P液２０ｃｃに１時間浸漬後、櫛歯状の多点電極を使用して、１cmあたり３ｍＣの通電による電気化学固定を行い、また有機溶媒としてエタノールを使用して、溶液に含まれる水分の一部を乾燥する際には乾燥空気の吹き付けによって６０％の水を除去させた、前述の作成法2bによって得られた、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳと前記シルク糸（9号絹糸）とからなる直径約２８０μｍの導電性高分子繊維束（以下、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ シルク繊維束１と呼ぶことがある。）の乾燥状態および湿潤状態（純水を飽和するまで吸収させた状態）の引張強度を調べた結果とを図９Ｂに示す。なお、グラフの縦軸は最大張度（CN：センチニュートン）を表し、エラーバーは各標本数１０の標準偏差を表す。引張強度試験はJIS L 1013規格に従い、定速伸長形試験器（株式会社オリエンテック製、型番RTC-1210A）を使用し、繊維つかみ間隔20cm、引張速度20cm/min、試験回数10回の計測値の平均から最大強度を求めた。
前記グラフの具体的な測定値 (CN)は、次の通りであった。
・未加工シルク乾燥；平均値＝1350.4、標準偏差＝8.11
・未加工シルク湿潤；平均値＝1082.9 、標準偏差＝12.28 
・ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳシルク乾燥；平均値＝1238.8、標準偏差＝16.93
・ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳシルク湿潤；平均値＝1031.4、標準偏差＝24.45 
　グラフから、乾燥状態および湿潤状態の原料のシルク糸と、乾燥状態および湿潤状態のＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ シルク繊維束１とを比較すると、両者には明らかな強度差は認められなかった。すなわち、湿潤状態の ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ シルク繊維束１の引張強度は乾燥時の８３％の強度を保ち、湿潤状態の原料シルク糸の引張強度は乾燥時の８０％の強度を保っていた。このことから、本発明にかかる導電性高分子繊維は、乾燥状態及び湿潤状態のいずれにおいても、原料のシルク糸と同等の優れた強度を有し、破断やひび割れ等が生じずらいので、その導電性が低下し難いものであることが明らかである。さらに、乾燥時と湿潤時における強度差については、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳシルク繊維束１（乾燥時の強度を基準にすると17%(207CN)低下した）の方が、原料シルク糸（乾燥時の強度を基準にすると20％(268CN)低下）よりも強度差が小さくなっていることから、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳシルク繊維束１は、湿潤による強度変化がより小さく、安定した強度特性を有していることが分かる。
　また、実施例１－１と比較例１－１の結果から、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳだけからなる導電性繊維（乾燥状態）に比べて、本発明にかかる導電性高分子繊維（乾燥状態）の引張強度は、約１０倍向上していることが明らかである。
＜耐水性の評価＞
［実施例１－２］
　実施例１と同様の方法で作成した導電性高分子繊維（ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ シルク繊維束１）について、グリセロールを含浸させた試料Aと、グリセロールを含浸させない試料Bとを準備した。
　各試料A, Bを純水に浸漬した状態で、水平振幅５cm、３Hz、１０回の条件で振盪を加え、その後自然乾燥させるWashing処理を３セット繰り返し、各試料A, Bの抵抗値の推移を記録した。抵抗値は、直流安定化電源(PAB18-5.5；菊水電子工業社製)及びデジタルマルチメーター (VOAC7511；岩崎通信機社製)を用いてDC5V負荷時の電流量から計算した。抵抗値の測定は、乾燥状態（水分を含まない状態）の試料に対して行った。その結果を図１０に示す。なお、グラフの縦軸は繊維径約２８０ミクロンのＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ シルク繊維束１（乾燥状態）の、長さ1mmあたりの抵抗値（MΩ/mm）を示す。
　グラフから、グリセロールを添加しないＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ シルク繊維束１（試料B；グラフ中、実線で繋いだ「◇」のプロット）の場合、抵抗値はWashing処理の繰り返しにより上昇し、導電性が低下した。一方、グリセロールを添加したＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ シルク繊維束１（試料A；グラフ中、二点鎖線で繋いだ「△」のプロット）には抵抗値の上昇は認められず導電性が保たれていることが明らかである。つまり、本発明にかかる導電性高分子繊維にグリセロール等の添加剤を含浸させることによって、耐水性を向上させることができる。
＜生体電極の評価（１）＞
［実施例１－３］
　前述の作成法２bによって得られたＰＥＤＯＴ-ＰＳＳと前記シルク糸（9号絹糸）とからなる直径約２８０μｍ、長さ３００ｍｍの導電性高分子繊維（以下、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ シルク繊維束２と呼ぶことがある。）を用いて、図１１Ａに示す様に、固定紐３上にゴムバンド４及び金属導線５を備え、更にＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ シルク繊維束２を電極としてコイル状に巻き付けて、紐状の体表型の生体電極を作製した。この生体電極をヒトの体表面６に設置した。この生体電極を用いてヒト心電図を測定した結果の一例を図１１Ｂに示す。
　ヒト心電図を測定する際は、電解質等を含むペースト（ゼリー）を使用することなく、生体電極を構成する電極であるＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ シルク繊維束２を皮膚に接触させて測定することができた。つまり、本発明にかかるＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ シルク繊維束２を備えた生体電極は、強度、柔軟性及び導電性に優れるので、体表面に密着させて装着可能であることが明らかである。
　なお、生体電極の設置箇所は、右上肢、左上肢、左下肢の皮膚（体表）上であり、各生体電極を心電計（ポリグラフ、AP1124；TEAC社製）に接続して、双極肢誘導の方法（設定感度2000μV/mm、時間スケール １秒間　I, II, III誘導）で安静時のヒト心電図を記録した。
＜生体電極の評価（２）＞
［実施例１－４］
　前述の作成法１aによって得られたＰＥＤＯＴ-ＰＳＳと前記シルク糸（9号絹糸）とからなる直径約２８０μｍ、長さ１．５ｍｍの導電性高分子繊維の周囲をシリコーン樹脂で覆って、一部を絶縁した。具体的には、露出部（非絶縁部）の長さを約５００μｍとし、絶縁被覆部の長さを約１０００μｍとした。得られた導電性高分子繊維（以下、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ シルク繊維束３と呼ぶことがある。）の電極抵抗は約５００ｋΩであり、これを金属細線（Xwire、田中貴金属工業社製）に接続して、糸状の埋め込み型の生体電極とした。それを実体顕微鏡で観察した写真を図１２Ａ左に示す。
つぎに、作製した生体電極を顕微鏡下でラットの坐骨神経の神経外膜直下に刺入し、マイクロサージェリー用手術糸（S&T 10-0）を用いて結紮固定した（図１２Ａの右図）。手術後、金属導線を前置増幅器に接続し、生体信号記録装置（AP1024、TEAC社製）を用いて、坐骨神経の活動電位（集合活動電位）を記録した。測定結果の一例を図１２Ｂに示す。なお、測定条件は、設定感度2000μV/mm、時間スケール１秒間であり、上から順に静止時　筋収縮時　筋弛緩時）である。
　本発明にかかるＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ シルク繊維束３を備える埋め込み型の生体電極は、糸状であるため、手術によって組織に縫い込むことができる。このため、従来の大型で柔軟性に劣る金属電極と比較して、本発明にかかる生体電極の設置場所の自由度が高く、安定した状態で電極を固定することができ、必要最小限の箇所のみを露出して他は被覆しているので耐久性が高く、長期記録が可能となる。
＜導電性の評価＞
［実施例１－５］
　前記シルク糸（9号絹糸）を用いて、前述の作成法２bによって、シルク糸の内部及び外周部にＰＥＤＯＴ-ＰＳＳが配された導電性高分子繊維を作製した。具体的には、外周部にＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを電気化学的に１回コートして乾燥した試料Cと、試料Cに更にグリセロールを含浸させた試料Dと、試料CにＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを再度、電気化学的にコート（合計２回のコート）を施した試料Eと、試料Eに更にグリセロールを含浸させた試料Fとを準備した。
　乾燥状態（水分を含まない状態）の各試料C, D, E, Fの導電率を実施例１－２で記載した抵抗値の測定方法で測定し、各抵抗値を実施例１－２と同様の方法で測定した結果を表１に示す。
　得られた結果から、導電率及び抵抗値を向上させるためには、導電体の厚さは厚い方が好ましく（コート回数は１回よりも２回の方が好ましく）、グリセロールは添加した方が好ましいことが明らかである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
 　　　　　　　　　　　　　　　　　 
《第二の態様の実施例》
　以下、実施例により本発明の第二の態様をさらに具体的に説明するが、本発明の第二の態様はこれら実施例に何ら限定されるものではない。
［実施例２－１］
　本実施例では、機材繊維としてシルク繊維（９号シルク糸：直径約２８０μｍ）を準備し、図１３及び図１５Ａ～Ｂに示すような、本発明の回転子電極が備えられた製造装置を用いて、シルク繊維の外周部、及び、前記シルク繊維からなる繊維束の内部にＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体が重合固定された導電性高分子繊維を作製した。この際、導電体溶液として、添加物等を用いないものと、グリセロールを添加したものの２種類を調整し、各々、電気化学的な重合固定を行った。
　また、回転子電極としては、図１３Ａ～１３Ｂに示すような、プーリー状の回転子電極２２２及びローラー状の回転子電極２３２を用い、これら各回転子電極２２２、２３２が、シルク繊維を前記シルク繊維の径方向両側から挟み込むように交互に配置した。この際、プーリー状の回転子電極２２２として、そのプーリー２２２ａの直径が８ｍｍ、幅が４ｍｍのものを用いた。また、ローラー状の回転子電極２３２として、そのローラー２３２ａの直径が６ｍｍ、幅が３ｍｍのものを用いた。
　具体的には、上述の本発明に係る実施の形態で説明したように、浸漬容器に収容されたＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体溶液にシルク繊維を浸漬させ、これを巻き取り部で垂直に引き上げた。この際、図１４に示すような櫛歯状電極を用い、複数の櫛歯によってシルク繊維を両側から交互に挟み込み、シルク繊維を引き上げながら通電を行った。この際、直流安定化電源（菊水電子工業社製：ＰＡＢ１８－５．５）を用いて、櫛歯状電極に対して２０μＡ、１８Ｖの直流電源を供給し、シルク繊維の長手方向１０ｍｍにおける重合固定に３～６ｍＣの電気量（電束密度：５．８５～９．９５×１０４Ｃ／ｍ２）が確保されるよう、「デジタルマルチメーター（岩崎通信機社製：ＶＯＡＣ７５１１）」を用いて、電流電圧監視を行って調整した。
　そして、得られた導電性高分子繊維について、その繊維抵抗及び導電率を、抵抗測定器「ＤＭ２５６１（ＮＦ回路設計ブロック社製）」を用いて、３５０ｍＡの直流電流にて、繊維長１０ｍｍで測定した。また、繊維の把持掴み治具としては、スタック電子社製ナノクリップを使用した。また、この際の測定は、乾燥状態（水分を含まない状態）で行い、結果を下記表２に示した。なお表２では実施例１は実施例２―１を示し、比較例１は比較例１－１を示す。
　また、得られた導電性高分子繊維について、実体顕微鏡を用いて観察することにより、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体の被覆状況を目視で確認し、その際の写真を図１７Ａに示した。
　また、得られた導電性高分子繊維について、生理的食塩水（０．９％ＮａＣｌ溶液：２０℃）に１ヶ月間浸漬した後の状態を、実体顕微鏡像（ライカＳＺを使用）で撮影して耐水性を評価し、その写真を図１８Ａに示した。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000002
 　　　　　　　　　　　　　　　　　 
［実施例２－２］
　本実施例では、図１３に示す製造装置において、図１４に示すような櫛歯状電極２２１、２３１を用いて通電を行った点を除き、上記実施例２－１と同様の条件及び手順で導電性高分子繊維を作製した。この際、櫛歯状電極２２１、２３１として、複数の櫛歯２２１ａ、２３１ａの櫛歯間距離（電極間距離）が１０ｍｍのものを用いた。
　そして、得られた導電性高分子繊維について、実体顕微鏡を用いて観察することにより、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体の被覆状況を目視で確認し、その際の写真を図１７Ｂ示した。
［比較例２－１］
　比較例では、従来の化学固定法により、シルク繊維（基材繊維）に対して導電体を固定した点を除き、上記実施例２－１と同様の条件及び手順で、シルク繊維の外周部、及び、前記シルク繊維からなる繊維束の内部にＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体が固定された導電性高分子繊維を作製した。そして、上記同様の方法によって、得られた導電性高分子繊維について、その繊維抵抗及び導電率を測定し、結果を表２に示した。
　また、上記実施例２－１と同様の方法で耐水性を評価し、実体顕微鏡像として撮影した写真を図１８Ｂに示した。
［評価結果］
　表２に示す結果のように、本発明に係る製造装置を用い、本発明で規定する製造方法によって、シルク繊維（基材繊維）にＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体を電気化学的に重合固定した実施例１の導電性高分子繊維は、従来の製造装置を用いて化学固定法により作製した比較例の導電性高分子繊維に比べ、添加物の有無に関わらず、繊維抵抗が低く、また、優れた導電性が得られることが明らかとなった。
　また、図１７Ａの写真図に示すように、実施例２－１で得られた導電性高分子繊維は、シルク繊維の表面、及び、その繊維束の内部にまで、ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを得組む導電体が均一に被覆され、シルク繊維が露出することなく、導電体が固定化していることがわかる。
　さらに、図１８Ａの写真図に示すように、実施例２－１で得られた導電性高分子繊維は、１ヶ月間の耐水性試験後においても、シルク繊維の表面、及び、その繊維束の内部にまで導電体が被覆された状態（シルク繊維表面の黒色）が維持されていることが確認された。
　一方、従来の化学固定法を用いて作製した導電性高分子繊維は、表２に示すように、実施例２－１の導電性高分子繊維に比べて繊維抵抗が高く、また、導電率も低いことが明らかとなった。
　また、比較例２－１で得られた導電性高分子繊維は、図１８Ｂの写真図に示すように、１ヶ月間の耐水性試験後において、シルク繊維が露出した状態（シルク繊維表面の白色～灰色）であることが認められ、ほとんどの導電体が剥離して失われていることが確認された。
　なお、図１７Ｂの写真図に示すように、実施例２－２において櫛歯状電極を用いて得られた導電性高分子繊維は、回転子電極を用いて作製した実施例１の導電性高分子繊維に較べて、シルク繊維表面の一部が露出していることが確認された。これは、櫛歯状電極を用いて垂直に引き上げながら通電した際、一部の櫛歯（金属棒電極）との接触によって導電体が剥離したものであるが、比較例で作製した導電性高分子繊維に較べてシルク繊維表面の被覆率が高いことから、従来品に較べて、繊維抵抗及び導電率の何れの点においても優れているものと考えられる。
《第三の態様の実施例》
　次に実施例を示して本発明の第三の態様をさらに詳細に説明するが、本発明の第三の態様は以下の実施例に限定されるものではない。
（実施例３－１；脳波用櫛形電極）
　複合繊維化する前のシルク繊維束（株式会社フジックス製、タイヤ　9号、繊維直径約280μm）を、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ（Clevios P、ドイツ国ヘレウス社製）にEDOT (ドイツ国ヘレウス社製)を０．１％添加した溶液に浸漬した。続いて前記シルク繊維束に通電し、シルク繊維束の表面及び内部に、電気化学的にＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを固定することにより、シルク繊維束とＰＥＤＯＴ-ＰＳＳとの導電性複合繊維を製作した。この導電性複合繊維束を4本束ね、櫛形のポリスチレン製のアーチ状のフレームに張る形に固定し（4カ所、計16本）、図１９Ａから１９Ｄに示す櫛形の生体電極１０を得た。
　導電性複合繊維で構成された接触子３１１と接合される信号ケーブル３１４として、脳波測定装置（日本光電工業株式会社製）用の信号ケーブルを用いた。この信号ケーブルの被覆を1ｃｍ剥いて銅線を露出した上に導電性複合繊維を巻き付け、結紮した。導電性複合繊維と信号ケーブルの接合部はエチレンビニールアルコール系接着剤により絶縁被覆した。
この際、信号ケーブルと共に前記接合部をフレーム端に固定した。
　脳波測定における生体電極の使用前に、グリセロールを接触子３１１（導電性複合繊維）に含浸させた。グリセロールを含浸させることにより、導電性複合繊維の導電性と耐水性が向上するとともに、繊維の柔軟性が改善され、接触子３１１と頭皮との良好な接触が得られ、脳波の安定した測定が可能となる。本実施例で作製した生体電極３１０は、幅12mm 長さ35mm厚さ6mm 櫛先端部厚さ2mmの大きさ及び重さ1.1g(電極部のみ　ケーブル重量含まず)であり、薄型化及び軽量化されている。さらに、櫛形の形状であるため、生体電極３１０を頭髪の下に隠して装着できる。
（実施例３－２；ヘアーピン形脳波用電極）
　実施例１と同じ導電性複合繊維を使用した。フレームとして、長さ3.5cmのヘアーピン形髪止めを使用した。前記ヘアーピンはスチール製であり、その表面はウレタン系樹脂で塗装されている。脳波測定用信号ケーブル（日本光電株式会社製）の被覆を３ｃｍ剥き、露出した銅線の上に導電性複合繊維を２重に巻き付け、太さ約１ｍｍの接触子とした（図２１Ｃ）。２本の接触子をエチレンビニール製の支持体を介してヘアーピンのＵ字フレームの両端に固定し、図２０Ａ～２０Ｄに示すヘアーピン形の生体電極３２０を得た。本実施例で作製した生体電極３２０は、長さ35mm 横幅2-5mm高さ3mm の大きさ及び重さ0.5ｇ(電極部のみ　ケーブル重量含まず)である。生体電極３２０を用いて脳波測定を行う場合、電極自体が頭髪を把持することができるため、自立的な固定が可能であり、伸縮性ネット等のホルダーは使用しても使用しなくても良い。
　図２３Ａは、実施例３－２のヘアーピン形の脳波用電極を用いて測定したヒトの脳波を示す。関電極として実施例３－２のヘアーピン状の電極をＣ３及びＣ４にそれぞれ設置した。不関電極として、銀塩化銀皿電極（NE134A日本光電株式会社製コロディオン電極用）を、生理的食塩水を含ませた脱脂綿を介して、両側の耳介（耳垂）にテープを用いて固定して設置した。電極を設置する皮膚には脱脂、角質除去等の前処置は行わなかった。図２３Ａは、成人男性の覚醒時脳波を通常の実験室にて日本光電株式会社製のMEB5504を使用して、低域遮断フィルター１Hz、高域遮断フィルター20Hzの条件で測定した波形を示す。ここで、図の横軸は400ms/divであり、縦軸は50μV/divである。
　図２３Bは、実施例３－２のヘアーピン形の脳波用電極を用いて測定した成人男性の聴性脳幹反応（誘発電位）を示す。使用した測定機器（日本光電株式会社製MEB5504）及び電極の設置は、図２３Ａの脳波測定と同じである。両耳にヘッドフォンから90 dbのクリック音を入力し、聴性誘発電位の標準設定値により1000回の加算平均を行った。ここで、図の横軸は1ms/divであり、 縦軸は0.2μV/divである。低域遮断フィルター１Hz、高域遮断フィルター200Hzの条件で測定された誘発電位波形から、本発明の実施形態の生体電極が誘発電位測定に使用可能であることを示している。
（実施例３－３：心電図用電極）
　測定する生体信号の安定性及びノイズの発生を比較する目的で、以下の３種の電極１～３を同じ１頭の実験動物（ラット）の体表面に設置し、心電図を同時測定し、測定波形の比較を行った。
　・電極１（本発明の第二実施形態にかかる電極）；実施例３－１と同様に作製した導電性複合繊維にグリセロールを含浸させた繊維（長さ１２mm）を３０本配列した接触子をラット体表面に設置し、後述する２種の方法で固定した。
　・電極２（従来型）；銀－塩化銀電極に導電性ゲルを塗布した電極（Ｆ１２０Ｓ、日本光電工業株式会社製）をラット体表面に設置し、後述する２種の方法で固定した。
　・電極３（従来型テキスタイル電極）；銀コートが施された繊維織布を備えた市販のスポーツ心拍数計用の電極（商品名：Smart Fabric Sensor、WearLink+ strap 電極）、ポラール社製）をラット体表面に設置し、後述する２種の方法で固定した。
　ラットの胸背部の皮膚を剃毛し、消毒用エタノールにて皮膚を洗浄した後に上記３種類の生体電極（電極１～３）をそれぞれ左胸背部と右胸背部に設置した。各部において、電極１～３の設置部位は可能な限り近接させた。不関電極（ボディーアース）として、医療用生体電極（F-150S、日本光電工業株式会社製）を胸腰部に設置した。各生体電極から得られた信号は測定機器（ポリメイトAP1124、ティアック株式会社製)により解析した。
　ラットの左胸背部及び右胸背部電極において、各電極を２種類の固定方法（伸縮性バンド又はテープ）で固定して測定した。測定結果を図２７に示す。
　まず、各電極の上にＰＶＣ製シート基板を載せて構成した電極パッドを伸縮性のバンドで圧迫固定した場合、３種の電極から得られる信号はほぼ同一であり、安定して信号を記録できた。次に、バンドを除去し、医療用粘着テープ（シルキーポア）（登録商標）で固定した場合、電極１及び電極２からは、ラットの安静時及び体動時のいずれの状態においても安定した信号が記録された。しかし、電極３からの信号は、体動により基線が動揺し、ハムノイズの混入が認められた。以上の結果から、本発明の第二実施形態にかかる電極１により測定した信号の安定性は、医療用の電極２に近似しており、テキスタイル電極３よりも優れていることが明らかである。
（実施例３－４：皮膚の湿度の調節）
　生体電極を貼付した皮膚の蒸れに伴う皮膚水分量の変化を皮膚水分量測定装置（コルネオメーター）で測定し、従来型の生体電極と本発明の第二実施形態にかかる生体電極の貼付６時間後の皮膚水分量を比較した。ヒト成人男性前腕の皮膚を測定部位として用いた。
被験者は室温２６度湿度４０％の環境でパソコン等のデスクワークを行った。各電極の貼り付け前と６時間後の各電極貼り付け部位の皮膚水分量を皮膚水分量測定機器（TK59823、ドイツ国Courage + Khazaka electronic社製）で測定した。測定結果を図１０に示す。
　図２８に示す測定結果は、電極の装着前(結果Ａ)と電極の貼付６時間後(結果Ｂ～Ｅ)の前腕の皮膚水分量を示す（エラーバー １ ＳＤ 標準偏差 ｎ＝１０）。結果Ｂ（+13.7%）はシート基板に換気用の開口部を備えた本発明の第二実施形態にかかる生体電極を用いた結果であり、結果Ｃ（+15％)は開口部を備えていないこと以外は結果Ｂと同じ生体電極を用いた結果であり、結果Ｄ（+32.3％)は粘着性ゲルを塗布した従来型生体電極を用いた結果であり、結果Ｅ（+54.4％)はシート基板として高粘着性パッド使用した従来型生体電極を用いた結果である。上記括弧内の結果は、電極装着前の水分量を１００％として、各電極の貼付部位の水分量の上昇率を表示している。
　各結果に対応する電極Ｂ～Ｅの具体的な構成は次の通りである。
　電極Ｂは、実施例３－１と同様に作製した導電性複合繊維にグリセロールを含浸させ、20x30mmのＰＶＣ製のシート状基板に３０本並列し、７ｘ１２ｍｍ接触子を構成した、図２５Ａに示す形態の生体電極である。シート状基板には面積20mm２の開口部が2個設けられ、ＰＶＣ製シート表面に塗布した粘着剤により皮膚表面に固定した。
　電極Ｃは、開口部が設けられていないシート状基板を使用した以外は電極Ｂと同じ構成を有する。
　電極Ｄは、導電性粘着ゲルを使用した銀－塩化銀の医療用生体電極（Ｆ１２０Ｓ、18x35mm、日本光電工業株式会社製）である。
　電極Ｅは、高粘着性フォームパッドを使用した銀－塩化銀の医療用生体電極（M150、日本光電工業株式会社製　直径40mm）である。
　生体電極Ｂ～Ｄは被験者の前腕に自立的に固定された状態で使用された。
　以上の結果において、粘着性ゲルを使用した従来型の電極Ｄの皮膚水分量が＋３２．３％、高粘着性フォームパッドを使用した従来型の電極Ｅの皮膚水分量が＋５４．４％に上昇していた。一方、従来型に対して、導電性複合繊維を用いた電極Ｂ（開口部あり）の皮膚水分量は＋１３．７％、電極Ｃ（開口部なし）の皮膚水分量は＋１５．０％の上昇にとどまった。この結果は、本発明の第二実施形態にかかる電極が従来型電極と比較して蒸れにくいことを示している。さらにシート状基板に開口部を設けた電極Ｂは、開口部の無い電極Ｃよりも皮膚水分量の上昇（増加）が低く抑えられており、開口部による湿度の低減効果が認められた。
（実施例３－５：生体電極の電気特性の比較）
・生体電極と皮膚の合成抵抗の比較
　ヒト前腕皮膚に、以下の３種の生体電極４～６を電極間隔５ｃｍでそれぞれ設置し、各生体電極と皮膚の合成抵抗を生体電極インピーダンス計（メロンテクノス株式会社製）を使用して、１０Ｈｚ、正弦波の条件により測定した。この測定結果を、下記電極４の結果を「１」として、電極面積により正規化した抵抗比を図以下の表に示す。また、各電極の接触面積、インピーダンスを併記する。上記結果から、本発明の第二実施形態にかかる生体電極４の面積あたりのインピーダンスがもっとも低いことが示された。なお、接触面が乾燥状態である場合のスポーツ用生体電極６のインピーダンスは非常に高く、使用した測定機器では計測不能であった。
　・電極４（本電極）は、実施例１と同様に作製しグリセロールを含浸させた導電性複合繊維１５本をＰＶＣ製のシート状基板に並列した１２ｍｍｘ７ｍｍの接触子を第二実施形態の方法で固定した生体電極である。ヒト前腕皮膚の表面に電極４を設置し、伸縮性バンドで固定した。この際、ヒト前腕皮膚の表面と前記接触子で構成された接触部との接触面積は８４ｍｍ２（7x12mm）であった。
　・電極５（従来型）；銀－塩化銀電極に導電性ゲルを塗布した電極（Vitrode F 150S、日本光電工業株式会社製）を皮膚表面に設置し、電極４で使用したシート状基板を上から被せて、伸縮性バンドで固定した。この際、ヒト前腕皮膚の表面と電極５の接触面積は６３０ｍｍ２であった。
　・電極６（従来型スポーツ用生体電極）；銀コートが施されたナイロン製の繊維織布を備えた市販のスポーツ心拍数計用の電極（Smart Fabric Sensor、WearLink+ strap 電極）、ポラール社製）を皮膚表面に設置し、伸縮性バンドで固定した。この際、ヒト前腕皮膚の表面と電極６の接触面積は６００ｍｍ２であった。
　以下に、各生体電極と皮膚の合成抵抗を測定した結果を示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000003
  
・周波数特性
　導電性複合繊維を備えた下記電極７と、電解質溶液を使用した従来型の下記電極８の周波数特性を比較する目的で、オートラボ（PGSTAT、Metrohm Autolab社製）を使用して両電極の周波数特性を測定した結果を以下の表に示す。本発明の第三の態様の第二実施形態にかかる下記電極７のインピーダンスは、１０Ｈｚ－１０ＫＨｚの領域において、塩化ナトリウム電解質溶液を含浸させたシルク繊維からなる下記電極８のインピーダンスよりも低いことが示された。
　・電極７（本電極）は、実施例３－１と同様に作製しグリセロールを含浸させた長さ２ｃｍの導電性複合繊維の接触子である。
　・電極８は、電極７を構成するシルク繊維（繊維径２８０ミクロン）に０．９％塩化ナトリウム電解質溶液を含浸させて得られた電極（長さ２ｃｍ）である。
　以下に、各電極の周波数特性を測定した結果を示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000004
  
《第四の態様の実施例》
　次に実施例を示して本発明の第四の態様をさらに詳細に説明するが、本発明の第四の態様は以下の実施例に限定されるものではない。
［実施例４－１］
（導電性複合繊維を用いた体内埋め込み型電極の作製）
　複合繊維化する前のシルク繊維束（株式会社フジックス製、タイヤ　９号、繊維直径約２８０μm）を、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ（Clevios P、ドイツ国ヘレウス社製）にEDOT (ドイツ国ヘレウス社製)を０．１％添加した溶液に浸漬した。続いて櫛形電極を用いて前記シルク繊維束に通電し、シルク繊維束の表面及び内部に、電気化学的にＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを固定することにより、シルク繊維束とＰＥＤＯＴ-ＰＳＳとの導電性複合繊維束を得た。
　ポリイミド被覆プラチナイリジウム線（直径３０ミクロン）（米国カリフォルニア　ワイヤーカンパニー社製）の先端の被覆を除去し、作製した導電性複合繊維束（繊維直径約２８０ミクロン）に結紮した。その結紮部及び導電性複合繊維束の表面を、PDMS（Polydimethylsiloxane）（商品名：シルガード184、東レダウコーニング社製）を用いて被覆した。導電性複合繊維束の先端５００～２０００ミクロンの被覆を剥いで、導電性複合繊維束の先端を露出した。ステンレス製のガイド針（直径１００ミクロン、セイリン株式会社製）に、前記露出した先端に含まれるＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを接触させ、さらにエタノールを塗布して化学的に固定（接着）することによって、体内埋め込み型電極を作製した。
（体内埋め込み型電極の設置）
　ＳＤラットをイソフルレン麻酔し、頭蓋骨に開窓を行い、硬膜を除去して大脳皮質を露出させた。脳固定装置（ＳＲ－６Ｒ、株式会社ナリシゲ社製）のマイクロマニピュレーター上に固定した電動式アクチュエーター（RCD 株式会社IAI社製）を用い、大脳皮質内へ前記体内埋め込み型電極を設置した。具体的には、左バレル皮質に前記電極の先端が皮質下２mmに達する深度へ、0.01～0.02秒間で刺入した。前記導電性複合繊維束に結紮されたプラチナイリジウム線を脳神経信号測定記録解析装置（型番：RZ51、米国TDT社製）のヘッドアンプに接続した。リファレンス電極として銀塩化銀線を皮質上に設置し、ボディーアースとして銀塩化銀線を頭蓋下に設置した。測定した信号は専用ソフト（Open EX, open explorer TDT）によって記録及び解析した。
　ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ及びシルク繊維によって構成された複合材の吸水は緩やかである。例えば乾燥状態の前記導電性複合繊維束を0.9%NaCl生理的食塩水に浸積した場合、繊維の膨張が明らかに認められるのは浸積開始後、約３０秒以降である。生体組織に前記導電性複合繊維束を高速度（短時間（例えば１秒以内）で刺入すれば、ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳが吸水することにより膨張し、さらに強度が低下する前に、前記導電性複合繊維束を備えた前記体内埋め込み型電極を体内に設置することができる。
　前記体内埋め込み型電極の脳内への刺入後、組織中に静置されたＰＥＤＯＴ-ＰＳＳを含有する導電性複合繊維は体液（細胞外液又は脳脊髄液）を徐々に吸収し、膨張して周囲の組織と密着した。さらに吸水することによって導電性複合繊維とガイド針の接着部が剥離し、導電性複合繊維の電極はガイド針から分離した。その後、ガイド針をマイクロマニピュレーターにより抜去し、前記電極の本体である導電性複合繊維束を組織中に留置した。
（脳活動電位の記録）
　上記刺入方法により、ラット脳内の左バレル皮質の２カ所において深さ２mmの位置に繊維径200ミクロン且つ繊維長１mmの前記体内埋め込み型電極を設置した。この際、電極間距離は２mmであった。前記電極により記録したラットの大脳皮質（バレル皮質）の活動電位を図３５Ａに示す。上段のグラフと下段のグラフは、設置した２つの電極がそれぞれ検出した信号である。ラットの右側の髭への機械的刺激により、設置した２つの電極からバースト状の集合活動電位が記録された。また、２つの電極の波形には同期した集合電位（↓：矢印）と非同期の集合電位（▼印）が認められた。
［実施例４－２］
（体内埋め込み型電極の作製）
　実施例４－１と同様に作製した導電性複合繊維束（長さ３ｍｍ、線径５０ミクロン）をグリセロールに浸漬し、繊維内にグリセロールを含浸させた。得られた導電性複合繊維束の片端に挿入ガイド用の糸を結合した。挿入ガイド用の糸として、マイクロサージェリー用の彎曲針付きナイロンモノフィラメント縫合糸（太さ：１０－０、Ｓ＆Ｔ社製）を使用した。前記導電性複合繊維束のもう一方の端に、金線（Ｘワイヤー、田中貴金属工業株式会社製）の絶縁被覆を除いた裸線を巻き付けて固定し、固定部をPDMS (商品名：シルガード184、東レダウコーニング社製）で被覆した。
（坐骨神経の集合活動電位の記録）
　ウイスターラットをイソフルレン麻酔し、左後肢に皮膚切開を加え、左坐骨神経を露出した。顕微鏡下で坐骨神経束の外膜に１０－０のガイド糸を刺入した。次にガイド糸に結合した前記導電性複合繊維束を、ガイド糸を引いて坐骨神経束内に導入した。前記導電性複合繊維束には吸水速度の遅延加工が施されているため、すなわちグリセロールが含浸されていることにより吸水速度が遅くなっているため、手術操作中に明らかな膨張はせず、組織内（神経外膜下）に挿入された。前記導電性複合繊維束は挿入の１５分後には膨張し組織内に固定された。電極の固定後に測定したラットの座骨神経の集合活動電位（Scalebar １秒　５０μＶ）を図３５Ｂに示す。
［実施例４―３］
（ラットの心電図の記録）
　実施例４－１と同様に作製した導電性複合繊維束（長さ２０ｍｍ、線径２８０ミクロン）を用いてラットの心電図を記録した。イソフルレン麻酔下で、ラットの右前胸部、左前胸部及び季肋部の３カ所の皮膚下組織層に、前記導電性複合繊維束を結紮することにより、体内埋め込み型電極を皮下組織に設置した。絶縁性及び耐水性ポリマーにより被覆された金属製電線を介して、前記電極を構成する導電性複合繊維束をポリグラフ（AP1124、ティアック株式会社製）の前置増幅器の信号ケーブルに接続した。サンプリング周波数１ｋＨｚで記録したラットの心電図(双極誘導)（Scale bar １秒　５０ｍＶ）を図３５Ｃに示す。
［実施例４－４］
（埋め込み型生体電極を活用した薬物輸送（ドラッグデリバリー））
　実施例１と同じ方法で、ただし比較的長く作製した導電性複合繊維束の一方の端部に、薬剤溶液を貯留したシリコーン製のバッグをリザーバーとして接続した。この際、ＰＤＭＳ（商品名：シルガード184、東レダウコーニング社製）を用いて前記導電性複合繊維束の外表面を被覆（シール）し、薬物の輸送経路を構成した。この被覆により、前記導電性複合繊維束を芯部に備え、ＰＤＭＳ製のチューブが前記輸送経路の外殻を構成する体内埋め込み型生体電極を得た。
　前記電極の芯部を構成する前記導電性複合繊維束における薬物輸送速度を測定する目的で、試験用の導電性複合繊維束を準備して、薬物輸送試験を行った。
　まず、実施例４－１と同じ方法で作製した導電性複合繊維束（長さ20mm、線径２８０ミクロン）の中央部を長さ５ｍｍに亘ってPDMSで被覆し、前記導電性複合繊維束の一方の端を、蛍光物質のルシファーイエロー100μMを含む生理的食塩水１mLを入れたチャンバーに浸し、他方の端を普通の（蛍光物質を含まない）生理的食塩水0.5mLを入れたディッシュに投入した。ルシファーイエローを入れたチャンバーの液の水位が、普通の生理的食塩水を入れたディッシュの水位よりも5mm高くなるように設定した。これらを３７度の恒温室中に静置し、前記ディッシュ中の生理的食塩水に含まれるルシファーイエローの濃度を、設置後０，１，２，３，４，７日目に測定した。測定には蛍光強度測定装置（マルチラベルカウンター、ALVO ＳＸ１４２０、パーキンエルマー社製）を用い、蛍光測定法にて測定した。測定結果を図３６に示す。
　前記チャンバーから前記導電性複合繊維束を介してディッシュまでルシファーイエローが輸送されたことにより、前記ディッシュ中のルシファーイエローの濃度は0.17μM/dayの速度で上昇した。この結果は、ルシファーイエローが導電性複合繊維を一定速度で透過（浸透移動）していることを示している（図３６、▲のプロット及び点線）。
［実施例４－５］
　実施例４－４と同様に中央部がＰＤＭＳにより被覆された導電性複合繊維束を準備した。ただし、ＰＤＭＳで被覆する前に前記導電性複合繊維束にグリセロールを含浸させた。この導電性複合繊維束を用いて、実施例４－４と同様に薬物輸送速度を測定したところ、ディッシュ中のルシファーイエローの濃度は6.7μM/dayの速度で上昇した（図３６、■のプロット及び実線）。この結果から、グリセロールを導電性複合繊維へ添加したことによって、薬物輸送速度が上昇することが示された。
　導電性複合繊維束にグリセロールを含浸させたことにより薬物輸送速度が向上する理由の一つとして、ＰＤＭＳにより導電性複合繊維束を被覆する際に、ＰＤＭＳが導電性複合繊維束の内部に浸透する（染み込む）ことをグリセロールが防止し、導電性複合繊維束で構成される流路の状態が薬物輸送に適した状態に保たれていることが考えられる。
［実施例４－６］
（電極による中枢神経組織に対する侵襲性の評価）
　中枢神経系の組織への生体電極の埋め込みによって、中枢神経系の組織に電極の大きさよりも広い領域に恒久的な障害が発生し、測定の障害になることが従来から問題になっており、その解決策が求められている。本発明にかかる実施例４－４で作製した生体内埋め込み型電極の脳内への刺入後、前記電極の前記流路（薬物輸送路）を介して、中枢神経組織の障害を軽減する効果を持つ薬物を投与（GSNO：S-Nitrosoglutathione）することにより、前記電極の埋め込みによって中枢神経組織に与えられる障害（侵襲）を軽減できるかを、動物実験により検討した（図３４Ｂ～３４Ｄ）。
　ラット脳内への電極の挿入（刺入）による神経組織の障害の程度は、ラットの大脳皮質のグリア細胞（アストロサイト）の免疫組織染色と、神経組織の欠損の程度により評価した。免疫組織染色は次のように行った。４％パラフォルムアルデヒドで環流固定した大脳皮質から25ミクロンの凍結切片を作成し、抗GFAP抗体(MAB360 Chemicon) を1:1000希釈、4℃、overnightの条件で結合させ、さらに２次抗体（Alexa 568）で標識し、蛍光顕微鏡（BX51、オリンパス株式会社製）で観察した。
　従来型の金属製針電極をラット脳内に埋め込み、一週間後の大脳皮質を蛍光顕微鏡で観察したところ、図３４Ｄに示すように、金属製針電極の埋め込み部（点線の領域）を超えて、顕著な組織欠損（黒色の領域）が生じていた。神経組織にはGFAP陽性のグリア細胞（アストロサイト）が増殖していた（図３４Ｄの▲）。特に電極と接触した領域にグリア細胞が密に増殖し、グリア瘢痕（図３４Ｄの矢印）を形成していた。このように、電極埋め込み後７日目において、顕著な組織欠損とグリア瘢痕の形成（矢印）とグリア細胞の集団（▲印）が認められた。
　このように設置した従来型の金属製針電極を用いてラットの大脳皮質の集合活動電位を測定した。電極の埋め込み後、１日目と７日目に測定した。その結果を図３４Ａの下段（Conventional）(Scale bar 250ms 40mV)に示す。１日目の測定信号は良好であるが、７日目には測定波形の縮小やスパイクの欠落（矢印）が認められた。図３４Ａにおいて、Day1は電極埋め込み後１日目の測定記録であり、Day７は電極埋め込み後７日目の測定記録であり、る。矢印はスパイクの欠落を指す。
　一方、実施例４－４で作製した生体内埋め込み型電極をラット脳内へ刺入した後、前記電極の前記薬物輸送路を介して、抗炎症剤（GSNO）を体重250gあたり15μg/dayで投与した。
薬物輸送の速度は、前記薬物輸送路に接続した小型浸透圧ポンプ（米国アルゼット社製）により調節した。抗炎症剤を投与した本実施例の場合、組織欠損は従来型電極と比較して小さく、組織欠損は電極設置部（点線の領域）に限られていた（図３４Ｃ）。また、神経組織のグリア細胞の増殖は軽度であり、電極との接触部に明確なグリア瘢痕は認められなかった（図３４Ｃ）。図３４Ｃにおいては、電極の周囲にGSNOが投与されており、電極埋め込み後７日目においても組織欠損は電極の設置領域（点線）に限局し、組織中のグリア細胞の増殖も少なかった。
　比較するために、図３４Ｂに、電極を埋め込んでいない正常な大脳皮質のグリア細胞の蛍光免疫染色像を示す。
　このように設置した本発明にかかる実施例４の電極を用いてラットの大脳皮質の集合活動電位を測定した。電極の埋め込み後、１日目と７日目に測定した。その結果を図３４Ａの上段（ＰＥＤＯＴ-ＰＳＳ）(Scale bar 250ms 40mV)に示す。１日目及び７日目の測定信号ともに、良好な波形が観察された。
　以上で説明した各実施形態における各構成及びそれらの組み合わせ等は一例であり、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で、構成の付加、省略、置換、およびその他の変更が可能である。また、本発明は各実施形態によって限定されることはなく、請求項（クレーム）の範囲によってのみ限定される。
　本発明は、導電性、乾燥状態及び湿潤状態における強度、並びに柔軟性に優れた導電性高分子繊維と、それを備えた生体電極を提供できる。
ＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体を基材繊維に含浸あるいは付着させ、電気化学的に連続的に重合固定することができ、導電性と耐久性に優れた導電性高分子繊維を生産性良く製造することが可能な、導電性高分子繊維の製造方法及び製造装置を提供する。
　本発明にかかる生体電極は、医療をはじめ、ヘルスプロモーションやインフォメーションテクノロジー、ウエアラブルコンピューターなどの幅広い分野において、長時間の連続使用が可能な体表面装着型の生体電極として広く利用可能である。従来よりも装着感が向上した生体電極及びその生体電極が備えられた生体信号測定装置の提供できる。
　本発明にかかる体内埋め込み型電極は、医療をはじめ、ヘルスプロモーションやインフォメーションテクノロジー、ウエアラブルコンピューターなどの幅広い分野において、体内埋め込み型の生体電極として広く利用可能である。より具体的には、例えば、深部脳刺激等の電気刺激治療、埋め込み型の神経活動記録用電極、ブレインマシンインターフェース等に利用することができる。
　生体内の微弱な電気信号を検出することが可能であり、生体親和性に優れ、生体組織への侵襲性が低い体内埋め込み型電極を提供できる。
　２…導電性高分子繊維
　３…固定紐
　４…ゴムバンド
　５…金属導線
　６…ヒトの体表面
　３３…金属又はカーボン
　３４…導電体
　５４…導電体
　６３…絶縁層
　Ｌ…基材繊維の直径
　ｈ…被覆された導電体の厚さ
　１０，２０，３０，４０，５０，６０…導電性高分子繊維
　１１，２１，３１，４１，５１，６１…基材繊維
　１２，２２，３２，４２，５２，６２…導電体
　２１０、２５０…導電性高分子繊維の製造装置（製造装置）
　２０２…複数の電極（陽極）
　２２１…櫛歯状電極（複数の電極；陽極）
　２２１ａ…櫛歯（電極）
　２２１ｂ…端子
２２２…回転子電極（プーリー状の電極）
　２２２ａ…プーリー
　２２２ｂ…溝部
　２２２ｃ…金属軸部
　２０３…複数の電極（陰極）
　２３１…櫛歯状電極（複数の電極；陰極）
　２３１ａ…櫛歯（電極）
　２３１ｂ…端子
　２３２…回転子電極（ローラー状の電極）
　２３２ａ…ローラー
　２３２ｂ…外周面
　２３２ｃ…金属軸部
　２５２…単数（単極）の電極（陽極）
　２５３…単数（単極）の電極（陰極）
　２０４…導電体の溶液
　２０５、２５５…浸漬容器
　２０６、２５６…糸巻き
　２０７、２５７…チャンバー（調湿部）
　２０８、２５８…乾燥部
　２０９、２５９…巻き取り部
　３１０…生体電極
　３１１…接触子
　３１２…第一フレーム
　３１３…第二フレーム
　３１４…信号ケーブル
　Ｈ…毛髪（頭髪）
　Ｓ…皮膚（頭皮）
　３２０…生体電極
　３２１…接触子
　３２２…第三フレーム
　３２３…第四フレーム
　３２４…信号ケーブル
　３２１ａ…導電性複合繊維
　３２１ｂ…金属製線材
　３２１ｃ…絶縁性被覆材
　３２１ｅ…導電性複合繊維
　３２１ｆ…金属細線
　３２１ｇ…芯材
　３２１ｚ…絶縁性被覆材
　Ｎ…低緊張性ネット
　３３０…生体電極
　３３１…接触子
　３３２…接触部
　３３３…基板（基材）
　３３４…信号ケーブル
　３３５…ホルダー
　３３６…開口部
　３３７…調湿用パッド
　３３８…電極パッド
　３３９…アンプ（外部装置）
　Ｂ…身体（躯幹）
　Ｔ…下着（シャツ）

４０１…導電性複合繊維束
４０２…電線（金属導線）
４０３…結線部
４０４…ポリマー
４０５…針（ガイド針）
４０６…糸
４０７…リザーバー
４０８…チャンバー
４０９…チューブコネクター
４１０，４２０，４３０，４４０…体内埋め込み型電極
Ｎ’…神経索

Claims (33)

  1. 　基材繊維に、導電性高分子を含む導電体が含浸及び／又は付着されてなり、前記導電性高分子がＰＥＤＯＴ-ＰＳＳであることを特徴とする導電性高分子繊維。
  2. 　前記導電体は、添加剤としてグリセロール、ソルビトール、ポリエチレングリコール‐ポリプロピレングリコールコポリマー、エチレングリコール、スフィンゴシン又はホスファチジルコリンを含有することを特徴とする請求項１に記載の導電性高分子繊維。
  3. 　前記導電体が、前記基材繊維の周囲に被覆されていることを特徴とする請求項１又は２に記載の導電性高分子繊維。
  4. 　前記基材繊維内に前記導電体が含浸されていることを特徴とする請求項１～３のいずれか一項に記載の導電性高分子繊維。
  5. 　前記基材繊維内に前記導電体が含浸され、前記基材繊維の周囲に金属又はカーボンが被覆され、さらに前記被覆された金属又はカーボンの周囲に前記導電体が被覆されていることを特徴とする請求項１～４のいずれか一項に記載の導電性高分子繊維。
  6. 　複数の前記基材繊維の間に、前記導電体が前記基材繊維に密着して配されていることを特徴とする請求項１～５のいずれか一項に記載の導電性高分子繊維。
  7. 　請求項１～５のいずれか一項に記載の導電性高分子繊維の周囲に、さらに絶縁層が配されていることを特徴とする導電性高分子繊維。
  8. 　請求項１～７のいずれか一項に記載の導電性高分子繊維を電極として備えたことを特徴とする生体電極。
  9. 　糸状、紐状、布状又はリボン状の繊維束からなる絶縁性の基材繊維を、導電性高分子としてＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体の溶液に浸漬することにより、前記基材繊維に前記導電体を含浸及び／又は付着させる浸漬工程と、
    　前記基材繊維を前記導電体の溶液から垂直に引き上げながら電極間で走行させて通電することにより、前記基材繊維に含浸及び／又は付着した前記導電体を電気化学的に重合固定する固定工程と、
    　前記導電体が重合固定された前記基材繊維を送風乾燥する乾燥工程と、を順次備えてなり、
    　さらに、前記浸漬工程、前記固定工程及び前記乾燥工程の各々を、雰囲気湿度を調湿しながら行うことを特徴とする導電性高分子繊維の製造方法。
  10. 　前記固定工程は、
    　前記電極として複数の電極を用い、且つ、前記複数の電極が、前記基材繊維の長手方向で複数備えられた櫛歯を有する櫛歯状電極とされており、
    　前記櫛歯状電極は、前記基材繊維の径方向両側から前記基材繊維を挟み込むように配置されているとともに、前記複数の櫛歯が、前記基材繊維の径方向両側から、前記基材繊維の長手方向で各々交互に組み合わせられるように配置されており、
    　前記基材繊維に対して、径方向両側から前記櫛歯状電極に備えられる前記複数の櫛歯を押し当てつつガイドしながら、前記基材繊維を走行させて通電することを特徴とする請求項９に記載の導電性高分子繊維の製造方法。
  11. 　前記固定工程は、
    　前記電極として複数の電極を用い、且つ、前記複数の電極が、前記基材繊維の長手方向で複数配置されるとともに、前記基材繊維の径方向両側から前記基材繊維を挟み込むように配置された回転子電極とされており、
    　前記基材繊維の径方向における一方の側に配置された回転子電極がローラー状とされるとともに、他方の側に配置された回転子電極がプーリー状とされており、
    　前記基材繊維の両側に配置された前記回転子電極が、前記基材繊維の長手方向で各々交互に配置されており、
    　前記基材繊維に前記ローラー状の回転子電極を押し当てつつ、前記プーリー状の回転子電極に形成された溝部でガイドしながら、前記基材繊維を複数の各電極間で走行させて通電することを特徴とする請求項９に記載の導電性高分子繊維の製造方法。
  12. 　前記固定工程は、
    　前記基材繊維を、前記ローラー状の回転子電極で押し当てつつ、前記プーリー状の回転子電極の溝部でガイドすることで繊維束の配列形状を整えることにより、前記基材繊維に含浸及び／又は付着する前記導電体の量を調整しながら通電を行うことを特徴とする請求項１１に記載の導電性高分子繊維の製造方法。
  13. 　導電性高分子としてＰＥＤＯＴ－ＰＳＳを含む導電体の溶液が内部に収容され、糸状、紐状、布状又はリボン状の繊維束からなる絶縁性の基材繊維を前記導電体の溶液に浸漬させることで、前記基材繊維に前記導電体を含浸及び／又は付着させるための浸漬容器と、
    　前記基材繊維を前記浸漬容器に収容された前記導電体の溶液から垂直に引き上げるための巻き取り部と、
    　前記垂直に引き上げられる基材繊維を走行させながら通電することで、前記基材繊維に含浸及び／又は付着した前記導電体を電気化学的に重合固定する電極と、
    　前記導電体が重合固定された前記基材繊維に向けて送風することで乾燥させるための乾燥部と、
    　前記基材繊維の近傍における雰囲気湿度を調整するための調湿部と、を具備してなることを特徴とする導電性高分子繊維の製造装置。
  14. 　前記電極が複数の電極からなり、且つ、前記複数の電極が、前記基材繊維の長手方向で複数備えられた櫛歯を有する櫛歯状電極であり、前記櫛歯状電極は、前記基材繊維の径方向両側から前記基材繊維を挟み込むように配置されるとともに、前記複数の櫛歯が、前記基材繊維の径方向両側から、前記基材繊維の長手方向で各々交互に組み合わせられるように配置されており、
    　前記櫛歯状電極に備えられる前記複数の櫛歯を、前記基材繊維の径方向両側から押し当てつつガイドしながら、前記基材繊維を走行させて通電することを特徴とする請求項１３に記載の導電性高分子繊維の製造装置。
  15. 　前記電極が複数の電極からなり、且つ、前記複数の電極が、前記基材繊維の長手方向で複数配置されるとともに、前記基材繊維の径方向両側から前記基材繊維を挟み込むように配置された回転子電極であり、
    　前記基材繊維の径方向における一方の側に配置される回転子電極がローラー状であるとともに、他方の側に配置された回転子電極がプーリー状であり、
    　前記基材繊維の両側に配置される前記回転子電極が、前記基材繊維の長手方向で各々交互に配置されており、
    　前記基材繊維に前記ローラー状の回転子電極を押し当てつつ、前記プーリー状の回転子電極に形成された溝部でガイドしながら、前記基材繊維を複数の各電極間で走行させて通電することを特徴とする請求項１３に記載の導電性高分子繊維の製造装置。
  16. 　前記複数の電極は、前記ローラー状の回転子電極を前記基材繊維に押し当てつつ、前記プーリー状の回転子電極の溝部でガイドすることで繊維束の配列形状を整えることにより、前記基材繊維に含浸及び／又は付着する前記導電体の量を調整しながら通電を行うことを特徴とする請求項１５に記載の導電性高分子繊維の製造装置。
  17. 　導電性高分子を含有する導電性複合繊維を用いたことを特徴とする生体電極。　
  18. 　前記導電性複合繊維により構成された、紐状、帯状又は布状の接触子が備えられていることを特徴とする請求項１７に記載の生体電極。
  19. 　前記接触子は、前記導電性複合繊維が複数束ねられて形成されている又は前記導電性複合繊維が金属製線材に巻き付けられて形成されていることを特徴とする請求項１８に記載の生体電極。
  20. 　前記導電性複合繊維が、皮膚に対する吸着性又は親水性を有することを特徴とする請求項１７～１９のいずれか一項に記載の生体電極。
  21. 　前記接触子が弓形又はヘアーピン形のフレームによって支持されていることを特徴とする請求項１８～２０のいずれか一項に記載の生体電極。
  22. 　前記接触子がシート状基材の表面に配置されていることを特徴とする請求項１８～２０のいずれか一項に記載の生体電極。
  23. 　前記シート状基材の裏面に伸縮性のホルダーが備えられ、前記裏面に沿って前記ホルダーが摺動可能に配置されていることを特徴とする請求項２２に記載の生体電極。
  24. 　請求項１７～２３のいずれか一項に記載の生体電極が備えられたことを特徴とする生体信号測定装置。
  25. 　導電性高分子を含有する導電性複合繊維を備えたことを特徴とする体内埋め込み型電極。　
  26. 　前記導電性複合繊維が、棒状又はコイル状に成形されていることを特徴とする請求項２５に記載の体内埋め込み型電極。
  27. 　前記導電性複合繊維が、針の先端部に接着されていることを特徴とする請求項２５又は２６に記載の体内埋め込み型電極。
  28. 　前記導電性複合繊維が、水溶性の接着性材料を介して、前記針に接着されていることを特徴とする請求項２７に記載の体内埋め込み型電極。
  29. 　前記導電性複合繊維が乾燥収縮状態であることを特徴とする請求項２５～２８のいずれか一項に記載の体内埋め込み型電極。
  30. 　前記導電性複合繊維に金属製、シリコン製又はカーボン製の電線が接続されていることを特徴とする請求項２５～２９のいずれか一項に記載の体内埋め込み型電極。
  31. 　棒状又は紐状に成形された前記導電性複合繊維を芯部とし、その少なくとも一部の周囲が耐水性ポリマーによって被覆され、前記被覆された芯部の一端部から他端部へ液体が浸透するための流路が形成されていることを特徴とする請求項２５～３０のいずれか一項に記載の体内埋め込み型電極。
  32. 　前記流路に、薬物を含有する溶液が含まれていることを特徴とする請求項３１に記載の体内埋め込み型電極。
  33. 　請求項２５～３２のいずれか一項に記載の体内埋め込み型電極が備えられたことを特徴とする生体信号測定装置。
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