(57)【要約】本発明は神経細胞の活動電位を大きな振幅の波形として記録でき、多チャネル化に適した微小電極を提供することを目的とする。  本発明の電極１は、導電性の線状芯材２と、前記線状芯材の外周を被覆する絶縁性の被覆層３ａと、前記被覆層の、前記線状芯材の一方の先端の側の端部を、前記線状芯材の長手方向に、前記先端よりも先端側にまで延出して形成される、延出方向に開放された空洞を内側に形成する延出部３ｂとを備えることを特徴とする。
2009154308.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
導電性の線状芯材と、
前記線状芯材の外周を被覆する絶縁性の被覆層と、
前記被覆層の、前記線状芯材の一方の先端の側の端部を、前記線状芯材の長手方向に、前記先端よりも先端側にまで延出して形成される、延出方向に開放された空洞を内側に形成する延出部と
を備えることを特徴とする電極。
【請求項２】
神経活動の計測又は神経細胞の刺激に用いるための、請求項１記載の電極。
【請求項３】
前記延出部の延出方向端が、前記線状芯材の軸心に対して垂直な一平面上に位置しており、かつ、前記延出部の延出方向端部の外径が延出方向に縮小するように形成されている、請求項１又は２記載の電極。
【請求項４】
前記延出部の延出方向端部が先鋭形状に形成されている、請求項１又は２記載の電極。
【請求項５】
前記延出部の内側表面の、延出方向の最短長さは、前記線状芯材の太さに対して、０．１〜１０倍である、請求項１〜４のいずれか１項記載の電極。
【請求項６】
前記線状芯材の太さが５〜８０μｍである、請求項１〜５のいずれか１項記載の電極。
【請求項７】
神経活動の計測又は神経細胞の刺激に用いるとき、前記空洞外に位置する神経細胞と、前記空洞内の線状芯材の先端とが、電解質溶液を介して連絡される、請求項２記載の電極。
【請求項８】
請求項１〜７のいずれか１項記載の電極を複数組み合わせてなる多チャネル電極。
【請求項９】
神経活動を計測するための素子として、請求項１〜７のいずれか１項記載の電極を少なくとも一つ備える、神経活動計測装置。
【請求項１０】
神経細胞を刺激するための素子として、請求項１〜７のいずれか１項記載の電極を少なくとも一つ備える、神経細胞刺激装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ヒト等の動物の脳内等における神経活動の計測又は神経細胞の刺激に用いるのに適した電極に関する。
【背景技術】
【０００２】
自由行動中の動物における単一神経活動の測定は、脳機能解明のため重要である。しかしながらその測定は容易でなく非効率的である。
神経活動電位の測定に従来から用いられている微小電極は、２０〜８０μｍ程度の太さを有する金属線の外周に絶縁塗料で被覆したものをハサミなどで切断して金属線の端部を露出させたものであった。微小電極は通常、複数本束にして多チャネル電極として用いられる。従来の微小電極を多チャネル化し神経細胞集団中で測定を行うと、神経活動が記録できる微小電極の割合が少ない（例えば８本の微小電極のうち１〜３本のみが神経活動を記録できる）。また、記録される活動電位の波形の振幅は小さく、背景ノイズの振幅の数倍程度（１００〜２００マイクロボルト）であった。
本発明に関連する特許文献として特許文献１及び非特許文献１を提示する。
【特許文献１】特開２００６−２１２１３３号公報
【非特許文献１】Ｕｍｅｄａ  ｅｔ．ａｌ，Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｉｍｉｃａ  Ａｃｔａ，４８（２００３）１３６７−１３７４
【発明の開示】
【０００３】
本発明は、神経細胞の活動電位を背景ノイズに対して大きな振幅の波形として記録できる微小電極を提供することを目的とする。
本発明はまた、複数本束ねて多チャネル化したときに、微小電極間での性能差が小さく、大部分の、好ましくは全ての微小電極において神経活動電位を記録することができる多チャネル化電極を形成することができる微小電極を提供することを目的とする。従来は、導電性芯材とそれを覆う絶縁性被膜とからなるワイヤをハサミなどで切断することにより、導電性芯材が露出した先端部分を有する微小電極を製造することが一般的であった。このような従来の方法で製造された微小電極は、微小電極ごとに先端部分の形状が一定でなく検出感度にばらつきがあるという問題があった。このため、従来の微小電極を多チャネル化しても、神経活動電位を記録できる微小電極は一部に限られ、大部分は活動電位を記録できないという問題があった。そのために、不良率を考慮した上で必要以上に電極の数を増やす必要があった。本発明は、このような従来技術の問題点を解決することを目的とする。
本発明者らは驚くべきことに以下の構成により上記課題が解決できることを見出した。
（１）導電性の線状芯材と、
前記線状芯材の外周を被覆する絶縁性の被覆層と、
前記被覆層の、前記線状芯材の一方の先端の側の端部を、前記線状芯材の長手方向に、前記先端よりも先端側にまで延出して形成される、延出方向に開放された空洞を内側に形成する延出部と
を備えることを特徴とする電極。
（２）神経活動の計測又は神経細胞の刺激に用いるための、（１）記載の電極。
（３）前記延出部の延出方向端が、前記線状芯材の軸心に対して垂直な一平面上に位置しており、かつ、前記延出部の延出方向端部の外径が延出方向に縮小するように形成されている、（１）又は（２）記載の電極。
（４）前記延出部の延出方向端部が先鋭形状に形成されている、（１）又は（２）記載の電極。
（５）前記延出部の内側表面の、延出方向の最短長さは、前記線状芯材の太さに対して、０．１〜１０倍である、（１）〜（４）のいずれか記載の電極。
（６）前記線状芯材の太さが５〜８０μｍである、（１）〜（５）のいずれか記載の電極。
（７）神経活動の計測又は神経細胞の刺激に用いるとき、前記空洞外に位置する神経細胞と、前記空洞内の線状芯材の先端とが、電解質溶液を介して連絡される、（２）記載の電極。
（８）（１）〜（７）のいずれか記載の電極を複数組み合わせてなる多チャネル電極。
（９）神経活動を計測するための素子として、（１）〜（７）のいずれか記載の電極を少なくとも一つ備える、神経活動計測装置。
（１０）神経細胞を刺激するための素子として、（１）〜（７）のいずれか記載の電極を少なくとも一つ備える、神経細胞刺激装置。
発明の効果
本発明の微小電極は神経細胞の活動電位を大きな振幅の波形として記録できる。
また、従来の微小電極を複数組み合わせて多チャネル化すると一部の微小電極のみで活動電位が記録され、残りの微小電極では活動電位が記録されないという問題があったが、本発明の微小電極を多チャネル化した場合には、活動電位を記録できる微小電極の割合が高まる。実際に実施例１では、本発明の微小電極を多チャネル化したとき、全ての電極において神経細胞活動電位が記録できた。このように、本発明の微小電極を多チャネル化して神経活動電位の測定を行う場合、測定効率が顕著に高まる。
本明細書は本願の優先権の基礎である日本国特許出願２００８−１６１９９５号の明細書および／または図面に記載される内容を包含する。
【図面の簡単な説明】
【０００４】
図１は、本発明の電極の先端近傍の、長軸方向に沿った断面を示す。
図２は、本発明の電極の作成手順を示す。
図３は、実施例で作成し使用した、複数本（８本）の微小電極を備えた多チャネル電極微動装置の先端部分の断面模式図である。
図４は、実施例で作成し使用した、複数本（８本）の微小電極を備え、微小電極の突出長さを自在に調整するための位置調整手段を含む多チャネル電極微動装置の斜視図である。
図５は、本発明の電極を８本組み合わせたときの神経活動電位の測定結果を電極毎に示す。
図６は、従来型の神経活動計測用電極を８本組み合わせたときの神経活動電位の測定結果を電極毎に示す。
図７は、本発明の電極の先端近傍の、斜視図（ａ）及び長軸方向に沿った断面（ｂ）を示す。
図８は、本発明の電極を用いて神経活動の計測又は神経細胞の刺激を行うときの状態を模式的に示す。
図９は、本発明の電極を備える神経活動計測装置の一実施形態を示す。
図１０は、本発明の電極を備える神経細胞刺激装置の一実施形態を示す。
図１１は、本発明の電極を備える神経活動計測／神経細胞刺激装置の一実施形態を示す。
図１２は、本発明の電極の電極特性をインピーダンス測定により測定した結果を示す。図１２Ａは、複素数として求めたインピーダンスの実数部を周波数ごとに表示したものである。図１２Ｂは、その虚数部を示す。図１２Ｃは、複素平面上で実数部と虚数部がなす位相角を周波数ごとに示す。図１２Ｄは、周波数ごとに求めた実数部および虚数部が両者とも２００ｋΩ以下の点をプロットしたナイキスト線図である。（図中データ系列の説明。Ｃｕｔ；第一次電極、Ｆｉｌｅ；第二次電極、３ｍｉｎ．；本発明の電極（電解時間３分間）、１５ｍｉｎ．；本発明の電極（電解時間１５分間）、２０ｍｉｎ．；本発明の電極（電解時間２０分間）、３０ｍｉｎ．；本発明の電極（電解時間３０分間）、５０ｍｉｎ．；本発明の電極（電解時間５０分間））
【符号の説明】
【０００５】
１，７０１・・・電極
２，７０２・・・線状芯材
３’・・・初期被覆層
３ａ，７０３ａ・・・被覆層
３ｂ，７０３ｂ・・・延出部
４・・・テーパー面
５・・・テーパー面
６，７０６・・・空洞
１０１・・・第一次電極
１０２・・・第二次電極
１０・・・多チャネル電極微動装置
１１・・・微小電極
１１’・・・微小電極の突出部分
１１’’・・・微小電極の後端部分
１２・・・内側シース管
１３・・・外側シース管
１４・・・内側シース管の先端開口
１５・・・外側シース管の先端開口
１６・・・内側シース管の側壁開口
１７・・・接着剤
２１・・・第一支持板
２２・・・第二支持板
２３・・・ボルト
２４・・・ボルト頭部固定用ナット
２５・・・バネ支持用ナット
２６・・・付勢バネ
８０・・・電解質溶液
８１・・・神経組織
９００・・・神経活動計測装置
１０００・・・神経細胞刺激装置
１１００・・・神経活動計測／神経細胞刺激装置
９０１，１００１，１１０１・・・電極
９０２，１１０２・・・増幅器
９０３，１１０３・・・前置増幅器
９０４，１１０４・・・主増幅器
９０５，１００５，１１０５・・・演算処理装置
９０６，１００６，１１０６・・・表示装置
９０７，１００７，１１０７・・・記憶装置
９０８，１００８，１１０８・・・入力装置
９５０，１０５０，１１５０・・・神経組織
１０１０，１１１０・・・電気刺激信号印加装置
【発明を実施するための最良の形態】
【０００６】
以下図面を参照して本発明の電極について説明する。図１は電極１の先端近傍の、長軸方向に沿った断面を示す。
本発明の電極１は、導電性の線状芯材２と、線状芯材２の外周の全周を被覆する絶縁性の被覆層３ａと、先端部の延出部３ｂとからなる。延出部３ｂは、被覆層３ａの、線状芯材２の一方の先端の側の端部の全体を、線状芯材の長手方向に、該先端よりも先端側にまで延出して形成され、延出方向に開放された空洞６を内側に形成する筒状体である。本発明の一実施形態では、被覆層３ａと延出部３ｂとは一体に形成されるため、両者は同一の材料で形成され、同一の内径及び外径を有する。
延出部３ｂの内径は線状芯材２の外径と同一である。延出部３ｂの外径は、延出方向端部において延出方向に向けて縮小し、テーパー面４を形成するように構成されることが好ましい。
本発明の一実施形態では、線状芯材２の先端部の外径もまた、先端方向に向け縮小しテーパー面５を形成するように構成される。本発明の他の実施形態（図示せず）では、線状芯材の外径はその先端部において縮径せず、先端面は平坦であるように構成される。
図１は、延出部の延出方向端が、前記線状芯材の軸心に対して垂直な一平面上に位置するように構成された実施形態に関するものであるが、これには限定されない。
本発明の他の実施形態では、前記延出部の延出方向端部は先鋭形状に形成されている。図７に基づいて、本実施形態の電極先端部の構造の一例を説明する。図７（ａ）は電極７０１の先端近傍の斜視図を、図７（ｂ）は先端近傍の断面図をそれぞれ示す。延出部７０３ｂは、線状芯材７０２の軸心に対して傾斜した平面により一端が切断された筒の形状を有する。
本明細書の説明は、特に断りのない限り、図１の実施形態と、図７の実施形態のどちらにも適用される。
前記延出部３ｂ，７０３ｂの内側表面（すなわち空洞６、７０６側の表面）の、延出方向の最短長さは、線状芯材２，７０２の太さに対して、０．１〜１０倍であることが好ましく、０．５〜８倍であることが更に好ましい。延出方向の最短長さが異なると、先端部の空洞内の容積が異なる。このため、前記比率に応じて、使用時においては、空洞内を満たす電解質溶液に起因するインピーダンスが異なることとなる。延出部の内表面の延出方向の最短長さが線状芯材の太さに対して上記の特定の範囲にあるとき、本発明の電極でのインピーダンス変化により測定感度が上昇する。
線状芯材２，７０２を構成する材料は導電性材料であるかぎり特に限定されないが、典型的には、ニクロム、タングステン、ステンレス、プラチナイリジウム等が例示できる。線状芯材の太さとしては例えば５〜８０μｍが例示できる。線状芯材２，７０２の長さは測定部位等に応じて適宜変更でき、神経活動の計測又は神経細胞の刺激を行おうとする部位に電極の先端が到達できる長さであればよく、典型的には数１０ｃｍ程度、例えば１０〜２０ｃｍである。「線状」とは、長さが、太さに対して十分に大きい（例えば１０倍以上、典型的には５０倍以上である）、細長い形状を指す。線状芯材はどのような断面形状を有するものであってもよいが、典型的には、真円形又は楕円形である円形、或いは、四角形等の多角形の断面を有する線状芯材を用いる。線状芯材の太さとは、線状芯材の長手方向軸に対し垂直な横断面における最大幅の寸法を指す。線状芯材の太さの値として、横断面の全周囲が絶縁性の被覆層に覆われている、線状芯材の部分の、最も先端側（延出部が形成される側）の長手方向位置における太さの値を採用することができる。例えば、延出部３ｂ，７０３ｂの内側表面の延出方向の最短長さと線状心材の太さに関する上記の比は、横断面の全周囲が被覆層３ａ，７０３ａに覆われている、線状芯材２，７０２の部分の、最も先端側の長手方向位置での太さの値を基準として算出すればよい。
被覆層３ａ，７０３ａ及び延出部３ｂ，７０３ｂを構成する材料は絶縁性材料であるかぎり特に限定されないが、エポキシ樹脂等の、脳等の神経組織に刺入する際に破損又は変形しない強度を有する膜が形成できる樹脂を使用することが好ましい。被覆層３ａ，７０３ａ及び延出部３ｂ，７０３ｂの厚さは、３〜２０μｍであることが好ましい。
本発明に係る微小電極の上記特徴を先端部に備える限り、どのような形態の電極も本発明の範囲に包含される。例えば、導電性部分は、少なくとも先端側に上記の線状形状の部分を有していればよく、機械的強度を高めることを目的として、先端側の線状形状の部分に加えて、大径化された部分を更に含んでいてもよい。
本発明の電極１，７０１を複数本組み合わせて多チャネル化することができる。以下、本発明の電極１，７０１を「微小電極」、微小電極を複数本組み合わせたものを「多チャネル電極」と称することがある。複数本の微小電極を組み合わせる場合の、微小電極の配置の形態及び方法は特に限定されず、目的に応じて選択できる。
複数の微小電極は、例えば、隣接する微小電極の側面間に隙間ができるように配置してもよいし、隣接する微小電極の側面同士が密接するように配置してもよいし、これら二つの配置形態を組み合わせてもよい。隣接する微小電極の側面間に隙間ができるように配置する実施形態の例としては、複数の微小電極を、互いに平行に、側面同士を接触させずに間隔を空け、先端が同一方向を向くように一平面上に立設して剣山状に配置する例が挙げられる（例えば米国特許第５２１５０８８号参照）。隣接する微小電極の側面同士が密接するように配置する実施形態には、複数の微小電極を平行に束ねる形態や、複数の微小電極を撚り合せる形態が包含され、この実施形態では更に、微小電極同士が互いに接着されていてもよい。隣接する微小電極の側面間に隙間ができるように配置する実施形態と、隣接する微小電極の側面同士が密接するように配置する実施形態とを組み合わせた例としては、図３（ａ）に示すような形態が挙げられる。図３（ａ）の実施形態では、先端部分において、微小電極の側面間に隙間が形成され、その他の部分では微小電極同士は互いに密接している。
多チャネル化された複数の微小電極の先端の配置もまた、目的に応じて決定することができる。例えば、複数の微小電極のうち少なくとも一つの先端が、他の微小電極の先端と比較して、微小電極の集合体の軸方向の異なる位置に配置されていてもよいし（例えば図３（ａ））、複数の微小電極の先端が、微小電極の集合体の軸方向の同一位置に配置されていてもよい（例えば図３（ｂ））。更に、隣接する微小電極の先端の側面間に間隙が生じるように各先端が配置されていてもよいし（例えば図３（ａ））、隣接する微小電極の先端の側面同士が互いに密接するように各先端が配置されていてもよい。
微小電極を構成する線状芯材の太さは、多チャネル化した場合の、試料に刺入される微小電極先端の配置に応じて決定することができる。例えば実施例１のように、試料刺入時の微小電極の先端同士の間に間隙が存在する場合には、微小電極の線状芯材の太さは１５〜８０μｍであることが好ましい。一方、例えば実施例２のように、試料刺入時の微小電極の先端が複数撚り合わされている又は接着されている場合には、微小電極の線状芯材の太さは５〜３０μｍであることが好ましい。
多チャネル化された複数の微小電極は、例えば実施例１及び２のように、電気的に独立させ、それぞれから独立に電気信号を入力または出力するよう用いることができる。
本発明に係る微小電極は、微小電極は神経細胞の活動電位を大きな振幅の波形として記録することができる。この効果は、本発明に係る微小電極の先端部分に形成された空洞に起因すると推定される。本発明の微小電極１を神経活動の計測又は神経細胞の刺激に用いるときの状態を図８に模式的に示す。空洞６の外に位置する神経細胞を含む神経組織８１と、空洞６の内部の線状芯材２の先端とが、電解質溶液８０を介して相互に連絡されるように形成されている。電解質溶液８０は神経組織中の細胞外液や、調製された人工脳脊髄液であることができる。本発明に係る微小電極の使用状態においては、絶縁性の延出部の延出方向端部（空洞６の開口に相当する）から空洞６内に電解質溶液８０が浸入し空洞６内が電解質溶液８０で満たされる状態となり、また浸入した空洞６内の電解質溶液８０は、空洞６の開口でのみ微小電極周囲の電解質溶液８０と接する。このとき、神経活動によりバルク電解質溶液８０で生じたイオン密度変化が延出方向端部を介して空洞６内の電解質溶液８０のイオン密度変化を生じさせる。
空洞６内は、空洞外周の絶縁性の被覆層により電極周囲と隔離されているため、この空洞６内の電解質溶液８０のイオン密度変化は電極周囲の影響を受けず、また周囲に影響を及ぼすことも無く、電極表面で検知することが可能である。
さらに、本発明に係る微小電極を複数本用いて多チャンネル電極として使用する場合、各微小電極の先端部分の形状を均一化すれば、各電極間でそれぞれ同等の性能を発揮することが可能となり、測定効率を顕著に高めることができる。
本発明に係る微小電極の先端部の構造は、従来の電気化学測定用電極に類似の構造を見ることができる（例えば、Ｕｍｅｄａ  ｅｔ．ａｌ，Ｅｌｅｃｔｒｏｃｈｉｍｉｃａ  Ａｃｔａ，４８（２００３）１３６７−１３７４  Ｆｉｇ．１参照）。しかしながら、この従来の電極の先端部はカーボンペースト等の導電性物質や触媒で先端部の空洞を充填して測定に使用するものである。一方、本発明に係る微小電極における延出部の内側の空洞には触媒や導電性物質等の他の要素を備えておらず、使用時において電解質溶液を収容するための空間として機能する。従来型電気化学測定用電極での種々の測定は、充填された導電性物質等と電解質との界面で生じる反応を捉えるものであるから、本発明に係る微小電極での測定状態とは技術的特徴を異にする電極であると言える。なお、従来型電気化学測定用電極の測定状態は、導電性芯材が露出した先端部分を有する従来から用いられている微小電極での測定状態に類すると考えられる。
本発明の電極は、神経活動の計測又は神経細胞の刺激に用いるための電極として好適に使用できる。本発明の電極は神経活動計測用の電極として有用であるだけでなく、神経細胞の刺激のための刺激電極として用いることもできる。
本発明の微小電極を少なくとも一つ、神経活動を計測するための素子として備える、神経活動計測装置の一実施形態の構成を図９に示す。神経活動計測装置９００は、少なくとも１つの本発明の微小電極９０１と、増幅器９０２を少なくとも含む。神経組織９５０に刺入された微小電極９０１は、神経活動に起因する電気信号（すなわち神経活動電位）を増幅器９０２に導出する。増幅器９０２は、前置増幅器９０３と主増幅器９０４から構成することができる。増幅器９０２からの出力信号は演算処理装置９０５に入力される。演算処理装置９０５は入力された信号に基づき、波形の解析等の解析を行い、解析結果を表示装置９０６に出力する。更に、必要に応じて、演算処理装置９０５は解析結果を記憶装置９０７に出力し、記憶させることができる。また、必要に応じて、キーボード等の入力装置９０８を備えることができる。微小電極９０１を複数組み合わせて多チャンネル電極として用いる実施形態では、演算処理装置９０５は、各微小電極から導出され、増幅器により増幅された信号を独立して解析することができる。
本発明の微小電極を少なくとも一つ、神経細胞を刺激するための素子として備える、神経細胞刺激装置の一実施形態の構成を図１０に示す。神経細胞刺激装置１０００は、少なくとも１つの本発明の微小電極１００１と、電気刺激信号印加装置１０１０とを少なくとも含む。電気刺激信号印加装置１０１０により印加された電気刺激信号は、微小電極１００１を介して神経組織１０５０に伝播される。演算処理装置１００５は、入力装置１００８により入力された情報に基づき、電気刺激信号印加装置１００２に電気刺激信号の出力を制御する制御信号を出力する。演算処理装置１００５は必要に応じて表示装置１００６と記憶装置１００７を備えることができる。
上記の神経活動計測装置と神経細胞刺激装置とを一体化した、神経活動計測／神経細胞刺激装置１１００の実施形態を図１１に示す。図１１中の各構成要素は、図９及び１０に基づき説明した同一名称の構成要素と同じ機能を有するため、その説明は省略する。
次に本発明の電極１の作成方法について図２に基づき説明する。
はじめに線状芯材２の外周に初期被覆層３’（最終的には被覆層３ａ及び延出部３ｂとなる）を形成する。例えばニクロム線などの線状芯材２の表面にエポキシ樹脂などの絶縁材料を塗布し、室温で乾燥させ、オーブン中で加熱し、この工程を必要に応じて反復することにより、線状芯材２の外周に初期被覆層３’を形成する。ハサミ等で初期被覆層３’を有する線状芯材２を切断し、端部を形成する。こうして得られた第一次電極１０１（図２（ａ））は従来から神経活動計測用電極として使用されているものである。切断により生じる端部は平滑でなく、電極毎に異なる不均一な構造となる。
第一次電極１０１の先端部を、電動ヤスリなどを用いて機械的に研磨し、外径が先端方向に向け縮小されたテーパー状構造を有する第二次電極１０２を得る（図２（ｂ））。
次いで、第二次電極１０２の線状芯材２を、先端部から電解により溶出させ、先端を初期被覆層３’の内側にまで後退させ、結果として線状芯材２の外径と同一の内径を有する、内側に空洞（キャビティ）６が形成された筒状の延出部３ｂが形成される。こうして本発明の電極１が作成される。電解の方法としては、第二次電極１０２の先端部と、対極としての銀線とを共に食塩水等に浸し、定電流装置のプラス側を第二次電極１０２に、マイナス側を銀線にそれぞれ接続し、通電することで行うことができる。通電の条件は芯材の太さ、構成材料に応じて適宜決定することができる。例えば、直径が４０μｍのニクロム線を芯材として使用する場合、５マイクロアンペアで１〜６０分間の通電条件が好ましい。
先鋭形状の本発明の電極７０１もまた、図２と同様の手順により作成することができる。ただし、電動ヤスリなどを用いて機械的に研磨する工程において、線状芯材の軸心に対して傾斜した一平面が先端部に形成されるように研磨加工を行う点で図２に示す方法とは異なる。
【実施例１】
【０００７】
以下に、本発明の電極１を実際に作成し、従来型の電極（第一次電極１０１）と比較した実施例を示す。
１．電極の作成
１．１．エポキシ被膜の作成
直径４０μｍ直径のニクロム線を１５センチに切り、最下部に重りを付け垂直に吊るした。それにエポキシを含ませたブラシを当て、必要な長さを下方向に移動させてからブラシを離した。同様の操作を方向を１８０度変えてもう一度行った。室温で５分程度乾燥させてからオーブンに入れて１００℃で２０分間、更に１８０℃で３０分間加温した。この操作（塗布〜加温）を１０回反復した。こうして得られたエポキシ被膜の厚さは１２μｍであった。一端をハサミで切断し、第一次電極を作成した。なお、本実施例で用いたニクロム線の横断面はほぼ真円形である。
１．２．機械的研磨
小型モーターシャフトの先端に固着されたダイアモンドパウダーを高速回転させ、上記１．１で得られた第一次電極の先端を接触させた。小型モータと電極の立体位置関係を少しずつずらすことにより先端がテーパー状となった第二次電極を得た。
１．３．電解
１．２で得られた第二次電極の先端部と、対極としての銀線とを共に食塩水等に浸し、定電流装置のプラス側を第二次電極に、マイナス側を銀線にそれぞれ接続し、通電を行った。通電は、５マイクロアンペアで１２分間行った。こうして得られた本発明の電極の先端には、１１０マイクロメータの深さを有するキャビティ（空洞）が形成された。
２．神経細胞の活動電位の測定
上記１で得られた本発明の電極と、上記１．１終了時の第一次電極とを用いて神経細胞の活動電位を測定した。以下、本発明の電極及び第一次電極を総称して微小電極と呼ぶことがある。
本実験において使用した、８本の微小電極１１を含む多チャネル電極微動装置１０の構造及び機能を図３及び４に基づいて説明する。
多チャネル電極微動装置１０は、複数本（本実施例では８本）の微小電極１１と、内側シース管１２と、外側シース管１３とを少なくとも備える。内側シース管１２は一方の端に先端開口１４を有する中空の管状部材である。外側シース管１３は一方の端に先端開口１５を有する中空の管状部材である。外側シース管１３の内径は、内側シース管１２の外径と同一であるか、それよりも若干大きい。外側シース管１３の長さは、内側シース管１２よりも短い。内側シース管１２は、その先端開口１４側部分（以下単に「内側シース管の先端部分」と呼ぶ）が、外側シース管１３内に、先端開口１４と先端開口１５とが同一方向に向き、かつ、長手方向に往復動可能となるように挿入されている。内側シース管１２の、内側シース管１２の先端開口１４とは異なる端の側の部分（以下単に「内側シース管の後端部分」と呼ぶ）の側壁には、内側シース管１２の内部空間と外部とを連絡する側壁開口１６が形成されている。複数本の微小電極１１は、上記１の処理を施した先端が先端開口１４から突出し（以下、突出した部分を「突出部分１１’」と呼ぶ）、他端（以下、「微小電極の後端部分１１’’」と呼ぶ）が側壁開口１６から外部に現れるように、内側シース管１２の内部空間内に固定して配置される。このとき、複数の微小電極１１は、それぞれの突出部分１１’が、先端開口１４の開口方向に対して９０°未満の角度の範囲内で異なる方向を向くように、内側シース管１２の先端開口１４の近傍で屈曲されている。微小電極１１は、側壁開口１６から接着剤１７を注入することにより内側シース管１２に固定される。更に、微小電極１１と重なるため図示していないが、微小電極１１を挿入してなる内側シース管１２の内部に先端開口１４からも接着剤が注入され、微小電極１１は先端開口１４の近傍においても内側シース管１２に固定される。外側シース管１３の開口１５側端（外側シース管先端）が内側シース管１２の開口１４側端（内側シース管先端）よりも、内側シース管長手方向に関し先端側に位置する場合であって、内側シース管先端から外側シース管先端までの距離Ｌがワイヤ状電極突出部分１１’の長さよりも小さい場合には、電極突出部分１１’の先端からの一部は外部に露出する。外側シース管先端と内側シース管先端とが内側シース管長手方向に関し同一位置に位置する場合、または、外側シース管先端が内側シース管先端よりも、内側シース管長手方向に関し後端側に位置する場合には、電極突出部分１１’の全体が外部に露出する。図３（ａ）では、外側シース管先端と内側シース管先端とが内側シース管長手方向に関し同一位置に位置する場合を示す。図３（ｂ）では、外側シース管先端が内側シース管先端よりも、内側シース管長手方向に関し先端側に位置する場合であって、距離Ｌが突出部分１１’の長さと同一である場合を示す。このとき、ワイヤ状電極突出部分１１’は外側シース管１３の内部に格納され、外部には露出しない。
図４に基づき、内側シース管１２の外側シース管１３に対する位置を自在に調整することにより微小電極１１の突出長さを自在に調整するための位置調整手段を含めた多チャネル電極微動装置１０の全体構造について説明する。内側シース管１２の後端部分には第一支持板２１が、外側シース管１３には第二支持板２２がそれぞれ垂直に固定され取り付けられている。第一支持板２１および第二支持板２２にはそれぞれボルト軸挿通孔が２つ、第一支持板２１と第二支持板２２とを対向させたときに対向する位置に形成されている。２本のボルト２３，２３は、それぞれ頭部が第二支持板２２側、軸部が第一支持板２１側になるように前記ボルト軸挿通孔を通して平行に配置される。ボルト２３，２３の頭部は、ボルト頭部固定用ナット２４，２４を第二支持板２２側に締め付けることにより、第二支持板２２に固定される。ボルト２３，２３の、ボルト頭部固定用ナット２４，２４よりも軸端側には更に、後述する付勢バネ２６，２６の一端を支持するバネ支持用ナット２５，２５が螺合されている。バネ支持用ナット２５，２５のボルト軸端側の面と、第一支持板２１のボルト頭部側の面との間には付勢バネ２６，２６が配置されている。付勢バネ２６，２６はそれぞれ、第一支持板２１をボルト軸端方向に付勢している。ボルト２３，２３の第一支持板２１よりも軸端側には位置決め用ナット２７，２７が螺合されている。位置決め用ナット２７，２７を締め付け方向に回すことにより第一支持板２１に固定された内側シース管１２を、外側シース管１３の先端方向に送り出すことができる。一方、位置決め用ナット２７，２７を緩め方向に回すことにより内側シース管１２を逆方向に後退させることができる。図４（ａ）は、位置決め用ナット２７，２７を緩めた状態の図であり、このとき、微小電極の突出部分１１’は全て外側シース管１３に格納されている。図４（ａ）における先端の内部構造は図３（ｂ）に対応する。図４（ｂ）は、位置決め用ナット２７，２７を締め付けた状態の図であり、このとき、微小電極の突出部分１１’は外側シース管１３の先端開口１５を通じて外部に露出している。図４（ｂ）における先端の内部構造は図３（ａ）に対応する。このようにして、位置決め用ナット２７，２７の締め付け位置を適宜調整することにより、微小電極の突出部分１１’の外側シース管１３からの突出量を自在に調整することができる。なお、図３及び４には図示を省略したが、電極後端部分１１’’は電位変化を測定するための装置に電気的に接続される。
本実施例では、内側シース管１２としてステンレス鋼製の内径０．６ｍｍ、外径０．３ｍｍの管を使用し、外側シース管１３としてステンレス鋼製の内径０．９ｍｍ、外径０．６ｍｍの管を使用した。微小電極１１としては、上記１で得られた本発明の電極、または第一次電極を８本使用した。微小電極の突出部分１１’の長さは７ｍｍとした。本実施例に用いた装置では、微小電極の突出部分１１’が外側シース管１３の先端開口１５から送り出される長さ（移動距離）が３ｍｍ程度までであれば、突出部分１１’の束は放射状には広がらない。それ以上移動させると徐々に広がっていく。
まず、外側シース管１３の内部に微小電極１１を完全に格納した状態（すなわち図４（ａ）の状態）で、ラットの脳内に外側シース管１３の先端を挿入した。具体的には、ラットをペントバルビタール（５０ｍｇ／ｋｇ）で麻酔し脳定位装置に固定して  Ｂｒｅｇｍａ  より２ｍｍ後方、正中より０．５ｍｍ右の頭蓋骨に約２ｍｍの穴を開け脳表より５．５ｍｍの深さまで外側シース管１３の先端を刺入し、刺入した状態でアクリルレジンにより固定した。外側シース管１３の先端は視床下部室傍核の上方２ｍｍに位置するようにした。麻酔から覚醒する前に記録用の前置アンプを微小電極の後端部分１１’’にコネクターを介して接続した。
ラットの十分な回復を待って、約３日以降より２つの位置決め用ナット２７，２７を交互に締め付け方向に回しながら微小電極先端を送り出して移動させ、目的の部位に近づけながら記録を行った。微小電極先端が３ｍｍ移動したところを終点とした。
本発明の電極による測定結果の一例を図５、第一次電極（従来の電極）による測定結果の一例を図６にそれぞれ示す。図５及び６はどちらも、一定以上の振幅をもつ活動電位を切り出し、電極毎（＃１〜＃８）に重ね合わせたものである。
本発明の電極では８本のうち６〜７本の電極において最大で１．５ｍＶの振幅の活動が記録できた。図５に示した例では＃３及び＃７において同時に約１ｍＶの活動が記録できた。＃３及び＃７以外の６本についても１００〜２００マイクロボルトの活動が複数記録できた。また、８本の電極を同時に脳内で３ｍｍ移動させる間に、＃３及び＃７以外の電極でも１ｍＶ級の活動が記録された。移動中はそれぞれの電極において、振幅は変化するものの途切れなく神経活動が記録された。
従来型の第一次電極では８本のうち１〜３本（図６では＃３及び＃４）のみにおいて１００〜２００マイクロボルト程度の振幅の波形が記録された。また電極微動装置を用いて８本の電極を同時に３ｍｍ移動させたとき、特定の電極（図６では＃３及び＃４）のみに数個ずつの神経活動が記録されただけであった。
【実施例２】
【０００８】
以下に、６．５μｍのタングステンワイヤを用いて先鋭形状の微小電極７０１を作成し、脳スライス標本から細胞外活動電位を記録した実施例を示す。
本実施例では、測定対象試料として、動物を麻酔してから迅速に取り出した脳を専用のスライサーで４００μｍの薄いスライスにした試料を用いた。この試料を、人工脳脊髄液で潅流した状態で、顕微鏡下にその表面近くの神経細胞を確認しながら、電極をスライス表面に軽く押し当て、記録を行った。
６．５μｍのタングステンワイヤの外周に、実施例１の１．１記載の方法と同様の方法でエポキシ樹脂被膜を形成した。こうして得られたエポキシ被膜の厚さは３μｍであった。なお、本実施例で用いたタングステンワイヤの横断面はほぼ真円形である。この３本もしくは７本を束にして揃え中央部を細い糸で縛った。それらを一体化させるために、再びエポキシを含ませたブラシを当てて塗布を行い束の隙間を埋め、１００℃３０分間と１８０℃３０分間の加熱により硬化させた。ただし電極先端として使う部分は不必要に太くしないように、このエポキシがおよばないように注意した。
硬化後、電極の端部を回転砥石に対して傾斜させて当接させ、ワイヤ軸心に対して傾斜した一平面を端部に形成して、端部を先鋭形状に加工した。傾斜の角度は、電極を脳スライスにアプローチする角度と同じ３０°に設定した。
機械的研磨が終了した後に、電流量１μＡにて５分通電することにより電解研磨を行った。こうして、図７に示すような先鋭形状の微小電極７０１が、数本束になった電極を得た。
こうして得られた、複数本を束にした、先鋭形状の微小電極を３次元マニュピレータに装着して、脳スライスの表面に軽く押し当てるようにすると細胞外活動電位が記録できることを確認した。
【実施例３】
【０００９】
電極特性の確認
実施例１の上記１の方法と同様の手順で得られた本発明の電極１の電極特性をインピーダンス測定にて確認した。ただし、上記１．３において５マイクロアンペアで１２分間通電を行ったことに代えて、本実験では、５マイクロアンペアで３分間、１５分間、２０分間、３０分間、及び５０分間のいずれかの時間通電した。インピーダンス測定は、生理食塩水中に本発明の電極を浸漬させて、１０Ｈｚから１００ｋＨｚまで周波数を変化させながら、定電圧１０ｍＶのサイン波状の信号を用いて行った（Ｈｉｏｋｉ社  ＬＣＲメーター３５２２−５０）。比較として、上記１．１終了時の第一次電極及び１．２終了時の第二次電極を用いた。
神経細胞の活動電位はその持続時間が１ｍｓｅｃ前後であることから、周波数１ｋＨｚでのインピーダンス値の比較を表１に示す。また、測定結果を図１２に示す。
本発明の電極では、第一次電極と比較してインピーダンスが大幅に減少することが確認された。また図１２Ｄに示す測定例により、電解時間（３、１５、２０、３０、５０分間）に応じて電極特性を変化させることが可能であることが確認された。ここで、上記１．３の電解により空洞が生じることに鑑みると、これらの測定結果から空洞と電極特性との関連が強く示唆される。
【表１】
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本明細書で引用した全ての刊行物、特許および特許出願をそのまま参考として本明細書にとり入れるものとする。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図５】
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【図６】
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【図１２】
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【手続補正書】
【提出日】平成22年3月15日(2010.3.15)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
導電性の線状芯材と、
前記線状芯材の外周を被覆する絶縁性の被覆層と、
前記被覆層の、前記線状芯材の一方の先端の側の端部を、前記線状芯材の長手方向に、前記先端よりも先端側にまで延出して形成される、延出方向に開放された空洞を内側に形成する絶縁性の延出部と
を備え、
前記空洞内において、前記線状芯材の先端部の外径が先端方向に向けて縮小していることを特徴とする電極。
【請求項２】
神経活動の計測又は神経細胞の刺激に用いるための、請求項１記載の電極。
【請求項３】
前記延出部の延出方向端が、前記線状芯材の軸心に対して垂直な一平面上に位置しており、かつ、前記延出部の延出方向端部の外径が延出方向に縮小するように形成されている、請求項１又は２記載の電極。
【請求項４】
前記延出部の延出方向端部が先鋭形状に形成されている、請求項１又は２記載の電極。
【請求項５】
前記延出部の内側表面の、延出方向の最短長さは、前記線状芯材の太さに対して、０．１〜１０倍である、請求項１〜４のいずれか１項記載の電極。
【請求項６】
前記線状芯材の太さが５〜８０μｍである、請求項１〜５のいずれか１項記載の電極。
【請求項７】
神経活動の計測又は神経細胞の刺激に用いるとき、前記空洞外に位置する神経細胞と、前記空洞内の線状芯材の先端とが、電解質溶液を介して連絡される、請求項２記載の電極。
【請求項８】
請求項１〜７のいずれか１項記載の電極を複数組み合わせてなる多チャネル電極。
【請求項９】
神経活動を計測するための素子として、請求項１〜７のいずれか１項記載の電極を少なくとも一つ備える、神経活動計測装置。
【請求項１０】
神経細胞を刺激するための素子として、請求項１〜７のいずれか１項記載の電極を少なくとも一つ備える、神経細胞刺激装置。
【国際調査報告】
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