(57)【要約】  提供されるのは、生物組織と熱的にインターフェースするためのワイヤレス電子デバイスである。このデバイスは、可撓性基板と、前記生物組織に熱入力を提供するように構成されている前記可撓性基板によって支持されている熱アクチュエータと、前記生物組織の熱伝導率を決定するために温度を測定するように構成されている、前記可撓性基板によって支持されている温度センサと、前記熱アクチュエータおよび前記温度センサと電子的に通信しているワイヤレス電子システムとを有するものとしてよく、前記ワイヤレス電子デバイスは外部コントローラとの双方向通信を行うように構成されている。さらに提供されるのは、化粧品、美容、または医療用途に関するものを含む、電子デバイスを使用する関係する方法である。
2021519200.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生物組織と熱的にインターフェースするためのワイヤレス電子デバイスであって、
可撓性基板と、
前記生物組織に熱入力を提供するように構成されている前記可撓性基板によって支持されている熱アクチュエータと、
前記生物組織の熱伝導率を決定するために温度を測定するように構成されている、前記可撓性基板によって支持されている温度センサと、
前記熱アクチュエータおよび前記温度センサと電子的に通信しているワイヤレス電子システムであって、外部コントローラとの双方向通信を行うように構成されているワイヤレス電子システムと
を備えるワイヤレス電子デバイス。
【請求項２】
前記外部コントローラは、前記熱伝導率に基づき組織パラメータを決定するように構成されている、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３】
前記熱入力は、前記熱アクチュエータの温度上昇に対応している、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項４】
１日以上の期間にわたって前記生物組織と長期的にインターフェースするように構成されている、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項５】
１０分以上の期間にわたって熱伝導率の周期的に連続する測定を提供するように構成されている、請求項４に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項６】
前記生物組織は、皮膚を含み、前記ワイヤレス電子デバイスは、前記皮膚またはそこに配設される材料に形状適合性装着するように構成されている表皮電子デバイスである、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項７】
前記生物組織は、指または足指の爪に対応している、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項８】
前記ワイヤレス電子デバイスは、生きている動物の体内に埋め込むように構成され、前記生物組織は内臓または皮下組織を含む、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項９】
前記生物組織は、移植された臓器を含む、移植組織である、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１０】
前記熱伝導率は、組織水分補給、炎症状態、組織酸素化、組織灌流、血流、または組織治癒、組織損傷、もしくは組織健康のうちの１つまたは複数である組織パラメータを計算するために使用される、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１１】
前記組織パラメータは、日焼けパラメータに関連付けられている、請求項１０に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１２】
前記組織パラメータは、個別のユーザ向けに個人化される、請求項１０に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１３】
前記ワイヤレス電子デバイスは、保湿剤製品に接触するように構成され、前記温度センサは、保湿剤の含水量を決定するために前記保湿剤製品の温度変化を測定する、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１４】
前記保湿剤製品は、皮膚表面に位置決めされる、請求項１３に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１５】
皮膚の水分補給の監視、評価、およびその治療のための個別のユーザによる個人化された使用のための請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１６】
ベースラインの皮膚水分補給値を取得し、乾燥肌の悪化を示す前記ベースラインの皮膚水分補給値からの逸脱を決定する、請求項１５に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１７】
組織水分補給状態が低下していることをユーザに警告するための触覚フィードバック要素をさらに備える、請求項１５に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１８】
前記温度センサは、皮膚を含む前記生物組織の温度変化を測定して、過剰な皮膚水分損失および皮膚水分補給低下を評価する、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１９】
前記過剰な皮膚水分損失は、アトピー性皮膚炎または湿疹に関連している、請求項１８に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２０】
皮膚科学的リスク状態を検出する際に使用するように構成されている、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２１】
前記生物組織の温度変化は、炎症状態または浮腫を示す、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２２】
皮膚への早期日焼け損傷状態を検出するために使用される、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２３】
前記アクチュエータおよび前記センサは、温度によって抵抗が変化する抵抗線を備える、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２４】
前記センサは、前記アクチュエータに対応している、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２５】
前記センサおよび前記アクチュエータは、温度の測定のために、温度によって抵抗が変化する電気抵抗線から形成され、前記電気抵抗線は、ジュール加熱によって前記生物組織に熱出力を送出する、請求項２４に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２６】
前記アクチュエータおよび前記センサは、異なる抵抗線から形成され、分離距離によって互いに分離される、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２７】
複数の温度センサおよび／または複数の熱アクチュエータを備える、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２８】
前記ワイヤレス電子システムは、前記外部コントローラから前記ワイヤレス電子デバイスに給電するように構成されている、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２９】
前記ワイヤレス電子デバイスに少なくとも部分的に給電するための電池をさらに備える、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３０】
前記熱伝導率は、最大深さ８ｍｍまでの範囲の、前記生物組織の表面からの選択された深さで決定される、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３１】
第１および第２のアクティブ領域であって、各領域は、前記温度センサおよび前記熱アクチュエータとして働く導電線を備える、第１および第２のアクティブ領域と、
第１のコンタクトパッド、および前記第１のコンタクトパッドを前記第１のアクティブ領域に電気的に接続する第１の導電性リボンと、
第２のコンタクトパッド、および前記第２のコンタクトパッドを前記第２のアクティブ領域に電気的に接続する第２の導電性リボンと、
前記第１および第２のアクティブ領域を流体的に隔離する封緘層とをさらに備え、
前記可撓性基板は、前記第１および第２のコンタクトパッドを支持する、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３２】
前記温度センサおよび前記熱アクチュエータを前記可撓性基板によって支持されているコンタクトバッドに電気的に接続する蛇行電気的インターコネクトをさらに備える、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３３】
前記ワイヤレス電子デバイスは、爪表面に形状適合性装着するように構成され、組織パラメータは、爪甲の変化、爪母基の変化、下爪皮の変化、近位爪郭の変化、側方爪郭組成、または爪床の変化のうちの１つまたは複数から選択される爪床パラメータである、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３４】
前記熱入力は、爪の下にある爪床に供給される、請求項３３に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３５】
表皮層水分補給パラメータに対する低浸透深さ、血流パラメータに対する中間浸透深さ、感染パラメータに対する深部真皮および皮下脂肪組織に対する高浸透深さのうちの１つまたは複数から熱特性を測定するように選択される、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３６】
前記熱アクチュエータおよび温度センサは、幅が５００μｍ未満、厚さが１００μｍ未満である蛇行金属線から形成される、請求項１から３５のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３７】
前記蛇行金属線は、Ｃｒ／Ａｕ線である、請求項３６に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３８】
厚さが１０μｍ未満であるＰＩの封緘層をさらに備える、請求項１から３７のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３９】
前記可撓性基板は、厚さが２００μｍ未満であるシリコーンを含む、請求項１から３８のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項４０】
２００μｍ未満厚さである基板層厚さ、
２０μｍ以下であるアクチュエータ厚さ、
２０μｍ以下であるセンサ厚さ、
３０μｍ以下である障壁層厚さ、
２５ｍｍ２以下であるセンサ面積、
２５ｍｍ２以下であるアクチュエータ面積、
１ＭＰａ以下である有効ヤング率、
１ｃｍ２以下である総デバイスフットプリント、
０．１ｎＮｍから１Ｎｍの範囲から選択される有効曲げ剛性
からなる群から選択される１つまたは複数の物理パラメータを備える、請求項１から３９のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項４１】
１０分以上の期間にわたって熱伝導率の連続測定を行う、請求項１から４０のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項４２】
使い捨てである、請求項１から４１のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項４３】
多機能デバイスであり、固有の配置での温度、周囲電磁放射線（ＵＶ放射を含む）、位置、皮膚弾性率、および色からなる群から選択される１つまたは複数の追加の組織パラメータを測定するための追加のセンサをさらに備える、請求項１から４２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項４４】
前記追加のセンサは、光検出器などの光学センサ、周囲電磁放射線センサ、加速度センサ、皮膚弾性率を測定するための圧電デバイス、インピーダンスセンサ、動きセンサ、または振動センサのうちの１つまたは複数である、請求項４３に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項４５】
外部コントローラをさらに備える、請求項１から４４のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項４６】
前記外部コントローラは、スマートフォン、タブレット、またはコンピュータを含む、携帯型電子デバイスである、請求項４５に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項４７】
前記外部コントローラは、組織の熱伝導率の時間的変化を電子的に記録する、請求項４５に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項４８】
組織パラメータを決定する方法であって、
請求項１から４７のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイスを提供するステップと、
前記ワイヤレス電子デバイスを生物組織とインターフェースするステップと、
外部コントローラから前記熱アクチュエータをワイヤレスで作動させ、それによって前記生物組織の温度を上昇させるステップと、
前記温度センサにより時間の経過に伴う前記生物組織の温度の変化を測定するステップと、
前記生物組織の熱伝導率を計算して、それによって前記生物組織の組織パラメータを決定するステップとを含む方法。
【請求項４９】
前記組織パラメータを評価するステップと、有害組織パラメータについて、前記有害組織パラメータを改善するための治療処置を講じるステップとをさらに含む、請求項４８に記載の方法。
【請求項５０】
前記組織パラメータは、皮膚の水分補給またはＵＶ損傷を含み、前記治療処置は、保湿剤または日焼け止めの塗布である、請求項４９に記載の方法。
【請求項５１】
インターフェースする前記ステップは、前記ワイヤレス電子デバイスを前記組織の露出表面に形状適合性接触させるステップを含む、請求項４８から５０のいずれか一項に記載の方法。
【請求項５２】
前記外部コントローラにより前記ワイヤレス電子デバイスにワイヤレス給電するステップをさらに含む、請求項４８から５１のいずれか一項に記載の方法。
【請求項５３】
前記生物組織の水分補給状態、血流状態、炎症状態、または日焼け状態を決定するステップをさらに含む、請求項４８から５２のいずれか一項に記載の方法。
【請求項５４】
ユーザに有害な皮膚状態を警告するステップをさらに含む、請求項４８から５３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項５５】
警告する前記ステップは、触覚信号、または前記外部コントローラによる警告を含む、請求項５４に記載の方法。
【請求項５６】
ユーザのためにベースライン組織パラメータを確立し、それによってユーザに合わせて手直しした前記デバイスの個人化された使用を可能にするステップをさらに含む、請求項４８から５５のいずれか一項に記載の方法。
【請求項５７】
皮膚の柔らかさまたは弾力性を決定するために皮膚である生物組織に力を加えるステップをさらに含む、請求項４８から５６のいずれか一項に記載の方法。
【請求項５８】
生物組織の熱伝導率を測定する方法であって、
ａ．請求項１に記載のデバイスを生物組織と熱的にインターフェースするステップと、
ｂ．前記熱アクチュエータを作動させ、生物組織の熱伝導率を測定するステップとを含む方法。
【請求項５９】
前記熱伝導率は、化粧品または医療用途に関連する皮膚組織パラメータを反映する、請求項５８に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願の相互参照
本出願は、２０１８年３月３０日に出願した米国仮特許出願第６２／６５０，８２６号、２０１９年１月１１日に出願した米国仮特許出願第６２／７９１，３９０号、および２０１８年７月１１日に出願した米国仮特許出願６２／６９６，６８５号の利益および優先権を主張するものであり、それらの各々が、矛盾しない範囲で全体として参照により明確に本明細書に組み込まれている。
【背景技術】
【０００２】
ウェアラブル電子機器は、様々な技術、産業、および消費者製品に広く影響を与える潜在的可能性のあるシステムの一クラスである。ウェアラブルシステムの進歩は、一部は、身体と親和性の高いデバイスフォームファクタを使用して実装される新しい機能性を提供する新しい材料およびデバイスアーキテクチャの開発によって推進される。利用可能なウェアラブル消費者製品は、たとえば、眼鏡、リストバンド、履き物などの従来の身体に装着するデバイスから構築されるシステムなどの、身体装着フォームファクタで提供される小型で携帯可能な電子システムおよび／またはフォトニックシステムを利用したものである。新しいデバイスプラットフォームは、また、低電力動作、無線通信、および身体とインターフェースするための新規性のある統合スキームと互換性のある空間的に適合したフォームファクタに高度な機能性を組み込むウェアラブル技術アプリケーションの範囲を拡張するために開発中である。（たとえば、Ｋｉｍら、Ａｎｎｕ．  Ｒｅｖ．  Ｂｉｏｍｅｄ．  Ｅｎｇ．  ２０１２．１４、１１３〜１２８頁、Ｗｉｎｄｍｉｌｌｅｒら、Ｅｌｅｃｔｒｏａｎａｌｙｓｉｓ、２０１３年、２５、１、２９〜４６頁、Ｚｅｎｇら、Ａｄｖ．Ｍａｔｅｒ．  ２０１４年、２６、５３１０〜５３３６頁、Ａｈｎら、Ｊ  Ｐｈｙｓ．  Ｄ．  Ａｐｐｌ．  Ｐｈｙｓ．  ２０１２年、４５、１０３００１を参照）。
【０００３】
組織装着システムは、ヘルスケア、感知、動き認識、および通信における多様なアプリケーションをサポートするウェアラブルシステムの１つのクラスを代表している。たとえば、表皮電子機器における最近の進歩は、機械的に堅牢で、皮膚との物理的に密着する接触を可能にする物理的構成で提供される皮膚装着電子システムの一クラスを提供する。いくつかのクラスの表皮電子システムは、たとえば、高性能の伸縮性および／または極薄の機能性材料と、皮膚の柔らかく、曲線的で時間変化する表面との形状適合性接触を確立し、維持するのに有用なデバイス幾何学的形状で実装された軟質弾性基板とを組み合わせて開発されてきた。（たとえば、米国特許公開第２０１３／００４１２３５号；  Ｗ．−Ｈ．  Ｙｅｏら、「Ｍｕｌｔｉｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  Ｅｐｉｄｅｒｍａｌ  Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ  Ｐｒｉｎｔｅｄ  Ｄｉｒｅｃｔｌｙ  Ｏｎｔｏ  ｔｈｅ  Ｓｋｉｎ」、Ａｄｖａｎｃｅｄ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ  ２５、２７７３〜２７７８頁（２０１３年）；  ＰＣＴ国際公開第ＷＯ２０１６／０２５４３８号；  ＰＣＴ国際公開第ＷＯ２０１６／０５４３４８号；  ＰＣＴ国際公開第ＷＯ２０１６／１９６６７５号を参照）。
【０００４】
皮膚は、人体の最大の器官であり、最も多様な機能のセットの１つを提供する。最外層である角質層（ＳＣ）は、保護障壁ならびに物理的、化学的、および生物学的損傷に対する最初の防御壁として働く。皮膚は、触覚、疼痛、および温度などの複数の感覚刺激を受け取り、処理し、体温の制御および体内と体外との間の流体の流れを助ける。これらのプロセスは、神経系や循環器系によって高度に制御されるが、皮膚の熱的特性、したがって水分補給状態にも直接的、間接的に依存している。そのような機能的に重要な皮膚が皮膚の監視および維持を重要にするだけでなく、化粧品を含む、皮膚の美しさということに関する大きな市場がある。
【０００５】
表皮電子システムの新しく出現したクラスを実用状況で使用する上で重要なのは、化粧品／美容および／または臨床皮膚科学分野などの個人的な健康管理評価および臨床医学を含む幅広いアプリケーションをそれによってサポートするための堅牢でワイヤレス方式をとるデバイスの継続的開発である。特に必要とされるのは、ユーザの行動範囲、ライフスタイルを制限せず、必ずしも臨床現場に限定されない方式で、皮膚の様々な物理的特性を確実に測定する能力である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】米国特許公開第２０１３／００４１２３５号
【特許文献２】ＰＣＴ国際公開第ＷＯ２０１６／０２５４３８号
【特許文献３】ＰＣＴ国際公開第ＷＯ２０１６／０５４３４８号
【特許文献４】ＰＣＴ国際公開第ＷＯ２０１６／１９６６７５号
【非特許文献】
【０００７】
【非特許文献１】Ｋｉｍら、Ａｎｎｕ．  Ｒｅｖ．  Ｂｉｏｍｅｄ．  Ｅｎｇ．  ２０１２．１４、１１３〜１２８頁
【非特許文献２】Ｗｉｎｄｍｉｌｌｅｒら、Ｅｌｅｃｔｒｏａｎａｌｙｓｉｓ、２０１３年、２５、１、２９〜４６頁
【非特許文献３】Ｚｅｎｇら、Ａｄｖ．Ｍａｔｅｒ．  ２０１４年、２６、５３１０〜５３３６頁
【非特許文献４】Ａｈｎら、Ｊ  Ｐｈｙｓ．  Ｄ．  Ａｐｐｌ．  Ｐｈｙｓ．  ２０１２年、４５、１０３００１
【非特許文献５】Ｗ．−Ｈ．  Ｙｅｏら、「Ｍｕｌｔｉｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  Ｅｐｉｄｅｒｍａｌ  Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ  Ｐｒｉｎｔｅｄ  Ｄｉｒｅｃｔｌｙ  Ｏｎｔｏ  ｔｈｅ  Ｓｋｉｎ」、Ａｄｖａｎｃｅｄ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ  ２５、２７７３〜２７７８頁（２０１３年）
【非特許文献６】Ｌｉ，  Ｙａｊｉｎｇら（２０１８年）「Ｔｈｉｎ，  Ｍｉｌｌｉｍｅｔｅｒ  Ｓｃａｌｅ  Ｆｉｎｇｅｒｎａｉｌ  Ｓｅｎｓｏｒｓ  ｆｏｒ  Ｔｈｅｒｍａｌ  Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｎａｉｌ  Ｂｅｄ  Ｔｉｓｓｕｅ．  Ａｄｖａｎｃｅｄ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ．」１８０１３８０．１０．１００２／ａｄｆｍ．２０１８０１３８０
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
本発明は、ユーザの行動範囲、ライフスタイルを制限せずに、必ずしも臨床現場に限定されない方式で、ワイヤレス方式をとり、下にある組織に対して形状適合性を有する特別に構成されている電子デバイスによって、皮膚の様々な物理的特性を確実に測定する必要性に対処する。ユーザにとって快適で邪魔にならない仕方でデバイスをワイヤレスで着用することができれば、多くの機能的利点を活かせる。たとえば、制御された医療現場の外にいるユーザに対しても、重要な生物組織パラメータが取得され得る。これらのパラメータは、リアルタイムで評価するために離れた場所から、または後で、ユーザまたは医療介護者、友人もしくは家族などの第三者によって、通信され得る。デバイスおよび方法は、ユーザに提供される警告から、水分補給化合物、日焼け止め化合物、または注目するアプリケーションに応じた他の任意の応答を適用することなどの自動化された応答に至るまで、より能動的な介入に適応し得る。
【０００９】
本明細書で提供される装置および方法は、様々なアプリケーションと互換性があるが、１つの関連するアプリケーションは、患者の行動を誘導し、皮膚保湿をサポートするために使用することができるセンサ出力に関係する。これは、多数の皮膚状態、さらには一般的な皮膚の健康にも適用可能である。皮膚水分補給の個人化された測定が重要である多数の状態がある。これは、アトピー性皮膚炎、角化に対する遺伝性疾患、または乾皮性湿疹などの皮膚障壁機能不全によって特徴付けられる皮膚の問題を含む。一般的な皮膚健康に関して、特に乾燥した環境または寒冷な環境において、個人化された皮膚水分補給の尺度は、皮膚保湿を改善することができる。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
代表的な実施形態のリストは、次のうちの１つまたは複数を含む。
【００１１】
１．生物組織と熱的にインターフェースするためのワイヤレス電子デバイスであって、可撓性基板と、前記生物組織に熱入力を提供するように構成されている前記可撓性基板によって支持されている熱アクチュエータと、前記生物組織の熱伝導率を決定するために温度を測定するように構成されている、前記可撓性基板によって支持されている温度センサと、前記熱アクチュエータおよび前記温度センサと電子的に通信しているワイヤレス電子システムであって、外部コントローラとの双方向通信を行うように構成されている前記ワイヤレス電子システムとを備えるワイヤレス電子デバイス。
【００１２】
２．前記外部コントローラは、前記熱伝導率に基づき組織パラメータを決定するように構成されている、実施形態１のワイヤレス電子デバイス。
【００１３】
３．熱入力は、前記熱アクチュエータの温度上昇に対応する、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００１４】
４．１日以上の期間にわたって生物組織と長期的にインターフェースするように構成されている、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００１５】
５．１０分以上の期間にわたって熱伝導率の周期的に連続する測定を提供するように構成されている、実施形態４のワイヤレス電子デバイス。
【００１６】
６．生物組織は、皮膚を含み、ワイヤレス電子デバイスは、皮膚またはそこに配設される材料に形状適合性装着するように構成されている表皮電子デバイスである、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００１７】
７．生物組織は、指または足指の爪に対応する、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００１８】
８．生物組織は、内臓または皮下組織を含む、生きている動物の体内に埋め込むように構成されている、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００１９】
９．生体組織は、移植された臓器を含む移植組織である、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００２０】
１０．前記熱伝導率は、組織水分補給、炎症状態、組織酸素化、組織灌流、血流、または組織治癒、組織損傷、もしくは組織健康のうちの１つまたは複数である組織パラメータを計算するために使用される、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００２１】
１１．組織パラメータは、日焼けパラメータに関連付けられている、実施形態１０のワイヤレス電子デバイス。
【００２２】
１２．組織パラメータは、個別のユーザ向けに個人化される、実施形態１０のワイヤレス電子デバイス。
【００２３】
１３．保湿剤製品に接触するように構成され、温度センサは、保湿剤の含水量を決定するために保湿剤製品の温度変化を測定する、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００２４】
１４．保湿剤製品は、皮膚表面に位置決めされる、実施形態１３のワイヤレス電子デバイス。
【００２５】
１５．皮膚の水分補給の監視、評価、およびその治療のための個別のユーザによる個人化された使用のための、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００２６】
１６．ベースラインの皮膚水分補給値を取得し、乾燥肌の悪化を示すベースラインの皮膚水分補給値からの逸脱を決定する、実施形態１５のワイヤレス電子デバイス。
【００２７】
１７．組織水分補給状態が低下していることをユーザに警告するための触覚フィードバック要素をさらに備える、実施形態１５のワイヤレス電子デバイス。
【００２８】
１８．温度センサは、皮膚を含む生物組織の温度変化を測定して、過剰な皮膚水分損失および皮膚水分補給状態低下を評価する、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００２９】
１９．過剰な皮膚水分損失は、アトピー性皮膚炎または湿疹に関連している、実施形態１８のワイヤレス電子デバイス。
【００３０】
２０．皮膚科学的リスク状態を検出する際に使用するように構成されている、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００３１】
２１．生物組織の温度変化は、炎症状態または浮腫を示す、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００３２】
２２．皮膚への早期日焼け損傷状態を検出するために使用される、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００３３】
２３．前記アクチュエータと前記センサは、温度によって抵抗が変化する抵抗線を備える、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００３４】
２４．前記センサは、前記アクチュエータに対応する、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００３５】
２５．前記センサおよび前記アクチュエータは、温度の測定のために、温度によって抵抗が変化する電気抵抗線から形成され、電気抵抗線は、ジュール加熱によって生物組織に熱出力を送出する、実施形態２４のワイヤレス電子デバイス。
【００３６】
２６．前記アクチュエータおよび前記センサは、異なる抵抗線から形成され、分離距離によって互いに分離される、実施形態１〜２２のいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００３７】
２７．複数の温度センサおよび／または複数の熱アクチュエータを備える、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００３８】
２８．前記ワイヤレス電子システムは、前記外部コントローラから前記ワイヤレス電子デバイスに給電するように構成されている、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００３９】
２９．前記ワイヤレス電子デバイスに少なくとも部分的に給電するための電池をさらに備える、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００４０】
３０．熱伝導率は、最大深さ８ｍｍまでの範囲の、前記生物組織の表面からの選択された深さで決定される、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００４１】
３１．上記のいずれかの実施形態のワイヤレス電子デバイスであって、
ａ．第１および第２のアクティブ領域であって、各領域は、温度センサおよび熱アクチュエータとして働く導電線を備え、任意選択で、アクティブ領域は、螺旋状の円板、正方形、長方形、または線密度が高く（隣接するコイルの間の最小分離距離）なり得る他の任意の幾何学的形状などの、幾何学的形状に関して記述され得る、第１および第２のアクティブ領域と、
ｂ．第１のコンタクトパッド、および第１のコンタクトパッドを第１のアクティブ領域に電気的に接続する第１の導電性リボンと、
ｃ．第２のコンタクトパッド、および第２のコンタクトパッドを第２のアクティブ領域に電気的に接続する第２の導電性リボンと、
ｄ．前記第１および第２のアクティブ領域を流体的に隔離する封緘層とをさらに備え、
ｅ．前記可撓性基板は、前記第１および第２のコンタクトパッドを支持する、ワイヤレス電子デバイス。
【００４２】
３２．温度センサおよび熱アクチュエータを可撓性基板によって支持されているコンタクトバッドに電気的に接続する蛇行電気的インターコネクトをさらに備える、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００４３】
３３．爪表面に形状適合性装着するように構成され、組織パラメータは、爪甲の変化、爪母基の変化、下爪皮の変化、近位爪郭の変化、側方爪郭組成、または爪床の変化のうちの１つまたは複数から選択される爪床パラメータである、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００４４】
３４．熱入力は、爪の下にある爪床に供給される、実施形態３３のワイヤレス電子デバイス。
【００４５】
３５．表皮層水分補給パラメータに対する低浸透深さ、血流パラメータに対する中間浸透深さ、感染パラメータに対する深部真皮および皮下脂肪組織に対する高浸透深さのうちの１つまたは複数から熱特性を測定するように選択される、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００４６】
３６．熱アクチュエータおよび温度センサは、幅が５０μｍ未満、厚さが１μｍ未満である蛇行金属線から形成される、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００４７】
３７．蛇行金属線は、Ｃｒ／Ａｕ線である、実施形態３６のワイヤレス電子デバイス。
【００４８】
３８．厚さが１０μｍ未満であるＰＩの封緘層をさらに備える、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００４９】
３９．可撓性基板は、厚さが２００μｍ未満であるシリコーンを含む、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００５０】
４０．上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイスであって、
ａ．２００μｍ未満である基板層厚さ、
ｂ．２０μｍ以下であるアクチュエータ厚さ、
ｃ．２０μｍ以下であるセンサ厚さ、
ｄ．３０μｍ以下である障壁層厚さ、
ｅ．２５ｍｍ２以下であるセンサ面積、
ｆ．２５ｍｍ２以下であるアクチュエータ面積、
ｇ．１ＭＰａ以下である有効ヤング率、
ｈ．１ｃｍ２以下である総デバイスフットプリント、
ｉ．０．１ｎＮ．ｍから１Ｎ．ｍの範囲から選択される有効曲げ剛性
からなる群から選択される１つまたは複数の物理パラメータを備える、ワイヤレス電子デバイス。
【００５１】
４１．１０分以上の時間にわたって熱伝導率の連続測定を行う、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００５２】
４２．使い捨てである、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００５３】
４３．多機能デバイスである上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイスであって、固有の部位での温度、周囲電磁放射線（ＵＶ放射を含む）、位置、皮膚弾性率、および色からなる群から選択される１つまたは複数の追加の組織パラメータを測定するための追加のセンサをさらに備える、ワイヤレス電子デバイス。
【００５４】
４４．追加センサは、光検出器などの光学センサ、周囲電磁放射線センサ、加速度センサ、皮膚弾性率を測定するための圧電デバイス、インピーダンスセンサ、動きセンサ、または振動センサのうちの１つまたは複数である、実施形態４３のワイヤレス電子デバイス。
【００５５】
４５．外部コントローラをさらに備える、上記の実施形態のうちのいずれかのワイヤレス電子デバイス。
【００５６】
４６．外部コントローラは、スマートフォン、タブレット、またはコンピュータを含む、携帯型電子デバイスである、実施形態４５のワイヤレス電子デバイス。
【００５７】
４７．外部コントローラは、組織の熱伝導率の時間的変化を電子的に記録する、実施形態４５のワイヤレス電子デバイス。
【００５８】
４８．組織パラメータを決定する方法であって、
上記の実施形態のワイヤレス電子デバイスのいずれかを提供するステップと、
ワイヤレス電子デバイスを生物組織とインターフェースするステップと、
外部コントローラから熱アクチュエータをワイヤレスで作動させ、それによって生物組織の温度を上昇させるステップと、
温度センサにより時間の経過に伴う生物組織の温度の変化を測定するステップと、
生物組織の熱伝導率を計算して、それにより生物組織の組織パラメータを決定するステップとを含む方法。
【００５９】
４９．組織パラメータを評価するステップと、有害組織パラメータについて、有害組織パラメータを改善するための治療処置を講じるステップとをさらに含む、実施形態４８の方法。
【００６０】
５０．組織パラメータは、皮膚の水分補給またはＵＶ損傷を含み、治療処置は、保湿剤または日焼け止めの塗布である、実施形態４９の方法。
【００６１】
５１．インターフェースするステップは、ワイヤレス電子デバイスを組織の露出表面に形状適合性接触させることを含む、実施形態４８〜５０のいずれかの方法。
【００６２】
５２．外部コントローラによりワイヤレス電子デバイスにワイヤレス給電するステップをさらに含む、実施形態４８〜５１のいずれかの方法。
【００６３】
５３．生物組織の水分補給状態、血流状態、炎症状態、または日焼け状態を決定するために使用される、上記の実施形態のうちのいずれかの方法。
【００６４】
５４．上記の実施形態のうちのいずれかの方法であって、
ａ．ユーザに有害な皮膚状態を警告するステップ
をさらに含む方法。
【００６５】
５５．警告するステップは、
ａ．触覚信号、または
ｂ．外部コントローラによる警告
を含む、実施形態５４の方法。
【００６６】
５６．上記の実施形態のうちのいずれかの方法であって、
ａ．ユーザのためにベースライン組織パラメータを確立し、それによってユーザに合わせて手直ししたデバイスの個人化された使用を可能にするステップ
をさらに含む方法。
【００６７】
５７．皮膚の柔らかさまたは弾力性を決定するために皮膚である生物組織に力を加えるステップをさらに含む、上記の実施形態のうちのいずれかの方法。
【００６８】
５８．生物組織の熱伝導率を測定する方法であって、請求項１のデバイスを生物組織に熱的にインターフェースすることと、熱アクチュエータを作動させ、生物組織の熱伝導率を測定することとを含む方法。
【００６９】
５９．熱伝導率は、化粧品または医療用途に関連する皮膚組織パラメータを反映する、実施形態５８の方法。
【００７０】
６０．上記の方法実施形態のうちのいずれかを実行するためのデバイス。
【００７１】
本明細書において説明されているデバイスおよび方法はいずれも、注目しているアプリケーションに有用な１つまたは複数のコンポーネントをさらに含み得る。例は、限定はしないが、増幅器、歪みゲージ、温度センサ、ワイヤレスパワーコイル、太陽電池、誘導コイル、高周波インダクタ、高周波コンデンサ、高周波発振器、高周波アンテナ、多重化回路、心電図検査センサ、筋電図検査センサ、脳波検査センサ、電気生理学的センサ、サーミスタ、トランジスタ、ダイオード、抵抗器、容量性センサ、発光ダイオード、スーパーストレート、埋め込み層、封緘層、平坦化層、またはこれらの任意の組合せを含む。
【００７２】
任意の特定の理論に束縛されることを望むことなく、本明細書で開示されているデバイスおよび方法に関係する基礎となる原理の確信または理解の論考が本明細書にはあり得る。機械に関する説明または仮説の最終的な正しさに関係なく、本発明の一実施形態は、それでも動作可能であり、有用であり得ることが認識される。
【図面の簡単な説明】
【００７３】
【図１】層状コンポーネントを含むデバイスの断面を例示する図である。熱センサ／アクチュエータは、ワイヤレス電力伝達、感知、および近距離通信（ＮＦＣ）リーダーとのデータ通信を可能にする基礎回路に接続されている。基礎電子機器および回路のさらなる詳細が提示されている。
【図２】黄金律の赤外線カメラと比較して皮膚温度を測定するためのワイヤレスセンサの性能を説明する図である。さらに、このセンサは優れた直線性を示している。
【図３】グリセロール／水混合物の異なる含水量を定量化するためのワイヤレス熱センサの能力を説明する図である。含水量のレベルが低下すると、センサは明らかに温度変化の直線的な差を出力する。
【図４】アクティブ感知モードでのワイヤレスセンサを示す図である。わずかな量の熱（感知できない）が皮膚に施され、測定結果を得る。単純テストでは、センサは、保湿前と保湿後の皮膚を明確に区別する。
【図５】水の量が変化する保湿剤製品による皮膚水分補給測定値の差を示す図である。この例では、含水量がほぼ０である保湿剤製品であるペトロラタムを使用している。この製品は、皮膚水分補給において最大の変化を示す。Ａｑｕａｐｈｏｒは、もう１つの密封タイプの保湿剤で、皮膚水分補給の、次に高い改善を示している。クリーム、化粧水、およびジェルはすべて、水分補給ポテンシャルのレベルが低下している。この実証は、単一の被験者の前腕で実施された。
【図６】ヒトの皮膚における保湿剤の持続時間および有効性の経時的な減衰を示す図である。より大きな水分補給効果を有するクリームは、化粧水と比較して、皮膚の水分補給においてより長い持続的応答を有する。
【図７】センサによって可能になった新規性のある臨床的メトリック「皮膚水分補給係数」を示す図である。灰色のバーは、保湿剤製品を塗布した１５分後の皮膚を示しており、および１時間後にこれを繰り返した。これは、保湿剤が個人特有の皮膚水分補給を増加させる能力を実証している。複数の個人を対象としたより大規模な集団研究は、個別の保湿剤製品が皮膚に水分補給する能力を反映している平均的な「皮膚水分補給係数」を作成するために使用され得る。これは、消費者が皮膚の水分補給能力の改善に基づき保湿剤性能を区別することを試みる場合に有用であろう。
【図８】保湿剤製品の上に重ねて直接置かれたセンサを示す図である。このセンサは、保湿剤製品それ自体の含有量に基づき異なるレベルの水分補給を定量化することができる。これは、化粧品メーカーが自社製品の含水量を検証するために有用なセンサとして役立ち得る。
【図９Ａ】表皮熱深度センサ（ｅ−ＴＤＳ）を使用した測定の深度感度を定義する本質的な特徴を示す図であり、異なるＲに対するｔの関数としてのｈｍａｘの図９ＢのＦＥＡ計算に使用される二層系の概略図である。
【図９Ｂ】表皮熱深度センサ（ｅ−ＴＤＳ）を使用した測定の深度感度を定義する本質的な特徴を示す図である。
【図９Ｃ】表皮熱深度センサ（ｅ−ＴＤＳ）を使用した測定の深度感度を定義する本質的な特徴を示す図であり、Ｒおよびｔの関数としての臨界深度のスケーリング則を示す図である。式は調整されたＲ二乗誤差＝０．９９６による数値当てはめ（点線で表される）である。
【図９Ｄ】表皮熱深度センサ（ｅ−ＴＤＳ）を使用した測定の深度感度を定義する本質的な特徴を示す図であり、ｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅを決定するためのｈ／Ｒの関数としての定数Ｃ１に対するスケーリング則を示す図である。式は調整されたＲ二乗誤差＝０．９９７による計算の数値当てはめ（点線で表される）である。
【図１０】皮膚および脂肪に対するそれぞれ深さ感度を有する２つのセンサを使用して分析された皮膚水分補給に対する密封型保湿剤であるペトロラタム（ワセリン（登録商標）、ユニリーバ（登録商標））の効果を例示する図である。測定は、前腕に約５ｍｇ／ｃｍ２のペトロラタムの塗布する前、および塗布の１５分後に評価された３人の被験者を伴う。すべての事例で、ｅ−ＴＤＳ１から抽出されたｋは１５〜２５％増加し、ｅ−ＴＤＳ２から抽出された値はほとんど変化していない。これらの結果は、表面組織である角質層（約１００μｍ）のみの特性の変調を示唆している。ｋｐｅｔｒｏｌａｔｕｍ＝０．１９Ｗｍ−１Ｋ−１という発見は、ｅ−ＴＤＳがペトロラタムの熱的特性による変化を測定しているのではなく、むしろ経上皮水分損失（ＴＥＷＬ）の防止によるｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅの増加を測定していることを示しており、ＴＥＷＬを測定するための従来のデバイスを使用した以前の研究と一致している。
【図１１】センサのサイズ構成、爪の評価に基づく爪上のセンサの配備を例示する図である。
【図１２】局部血流量の変化を検出するための爪床熱センサの使用を例示する図である。これは、レイノー病、血栓塞栓症、または末梢動脈疾患の診断システムに対する意味合いを伴う閉塞を検出するセンサの能力を示している。
【図１３】冷却および再加熱に関係する熱伝導率の変化を検出するための爪床熱センサの使用例を示す図である。
【図１４】日焼けに関係する皮膚の治癒を追跡するための熱センサの能力を実証する図である。このセンサは、皮膚紅斑分解能を適切に追跡する日焼け回復の繰り返し可能で定量化可能な測定を可能にする。同様に、暑熱および寒冷ストレスも測定できる。
【図１５】蜂巣炎の影響を受けた皮膚上の病変の治癒を追跡することができるセンサの説明図である。このセンサは、表皮およびそれより深い位置の皮膚（真皮および皮下脂肪）の両方の熱伝導率測定を提供することができる。導出された値は、診断の確認および治癒の追跡の両方に使用することができる。
【図１６】ベースラインの皮膚水分補給を取りあげた例を示す図である。次いで、保湿剤が塗布され得る。設定された時間経過に基づき、繰り返し測定は、有意な水分損失を示すか、または皮膚の有意な水分損失がないことを示し得る。閾値条件が満たされた場合、使用者に保湿剤の使用が通知される。
【図１７】センサが日焼けを示す局部的皮膚炎症を検出しているかどうかを調べるために皮膚水分補給尺度が皮膚日焼け尺度に置き換えられ得る例を提示する図である。次いで、閾値を使用して、日陰を揺らすことまたは日焼け止めの使用などの日射しよけ行動に携わるようユーザに警告することができる。
【図１８】デバイスコンポーネントおよび検証の図である。（ａ）抵抗センサデバイス層の概略図。（ｂ）被験者の左手の薬指にラミネートされた抵抗センサデバイスのデジタル画像。差し込み図：抵抗線のパターンを示すアクチュエータ／センサの光学顕微鏡像（スケールバー２５０μｍ）。（ｃ）デバイスが２つの最も外側のロッドの上にドレープされ、最も中央にあるロッドの下に位置決めされるように一連の３つの透明ガラスロッドの間にねじ込まれる異なるアクチュエータ／センササイズを有する２つのデバイスの光学画像。
【図１９】（ａ）所与のデバイスに対する温度と抵抗との間の直線関係を示す代表的なプロットである。（ｂ）同一の過渡加熱時間後の４つの別々の測定の電力密度の関数としての温度の変化の間の直線関係を示す代表的なプロットである。
【図２０】空気対流係数の決定を示す図である。（ａ）実際のセンサ形状（赤線）と円として近似されているセンサ形状（黒線）との対比を考慮したＦＥＡ間の良好な一致を示す時間の関数としての温度変化のシミュレートされたプロットである。（ｂ）実際のセンサ形状（左）と近似されたセンサ形状（右）の上面図、およびサンプル上のセンサの側面図（下）である。（ｃ）空気対流近似値の検証のための実験装置を示す図である。（ｄ）実験データセットから解釈された「覆われた」（黒線、６Ｗ／ｍ２／Ｋ）と「覆われていない」（点線、１５Ｗ／ｍ２／Ｋ）に対する空気対流（Ｗ／ｍ２Ｋ）の関数としてのシミュレートされた誤差％のプロットである。
【図２１】異なるヒーターサイズの比較を示す図である。（ａ〜ｃ）半径Ｒ＝０．５ｍｍ（ａ）、Ｒ＝１．５ｍｍ（ｂ）、およびＲ＝２．０ｍｍ（ｃ）に対する静的表面の測定間の再現性の程度が高いことを示す例として重ねて示されている２秒間隔（赤線）、２０秒間隔（黒線）、および４０秒間隔（青線）での過渡加熱時間の関数としての温度変化（ΔＴ、℃）のプロットである。（ｄ〜ｌ）２秒、２０秒、および４０秒の過渡加熱時間およびヒーター半径Ｒ＝０．５ｍｍ（（ｄ）、（ｇ）、および（ｊ）、それぞれ）、Ｒ＝１．５ｍｍ（（ｅ）、（ｈ）、および（ｋ）、それぞれ）、ならびにＲ＝２．０ｍｍ（（ｆ）、（ｉ）、および（ｌ）、それぞれ）に対する熱拡散率（α、ｍｍ２／ｓ）と熱伝導率（ｋ、Ｗ／ｍＫ）とを対比する２Ｄ誤差表面プロットである。測定値は、３ｍＷ／ｍｍ２の電力密度でシリコーン基板（Ｅｃｏｆｌｅｘ、厚さ１０ｍｍ、直径６０ｍｍ、７０℃×２４時間で硬化）上にラミネートされた状態で収集された。
【図２２】過渡加熱時間と温度減衰との比較を示す図である。（ａ）、（ｂ）および（ｃ）は、それぞれ２秒、２０秒、および４０秒間隔での実験データ収集（黒色曲線）のＦＥＡ当てはめ（赤色曲線）による過渡加熱時間の関数としての温度変化の代表的なプロットである。これらのプロットは、熱拡散率（０．０５ｍｍ２／ｓ〜０．２０ｍｍ２／ｓ）および熱伝導率（０．１０Ｗ／ｍＫ〜０．３０Ｗ／ｍＫ）の範囲にわたる対応する２次元（２Ｄ）誤差面を伴い、２秒、２０秒、または４０秒の指定された過渡加熱時間における上昇（ΔＴｍｉｎからΔＴｍａｘまで）（（ｄ）、（ｅ）、および（ｆ）、それぞれ）、または完全な上昇（２秒、２０秒、または４０秒にわたって）および過渡加熱後の温度低下（３０秒、９０秒、または１３０秒にわたって）、（（ｇ）、（ｈ）、および（ｉ）、それぞれ）のみを包含する。測定値は、半径１．５ｍｍのヒーターを使用して３ｍＷ／ｍｍ２の電力密度でシリコーン基板（Ｅｃｏｆｌｅｘ、厚さ１０ｍｍ、直径６０ｍｍ、７０℃×２４時間で硬化）上にラミネートされた状態で収集された。
【図２３】スケーリング則とＦＥＡの比較を示す図である。（ａ）スケーリング則およびＦＥＡによって得られる正規化された時間対温度曲線。（ｂ）スケーリング則およびＦＥＡモデルの概略図（左：上図、右：側面図）。
【図２４】実験の再現性を示す図である。代表的な温度対時間プロットは、Ｒ＝０．５ｍｍおよびサンプル数ｎ＝３として抵抗センサを使用することで３ｍＷ／ｍｍ２においてＳ１８４上の繰り返し実験測定を示しいる。
【図２５】曲面上での熱伝導率測定結果を示す図である。（ａ）調査対象表面の半径（ｒ）と比較したヒーター半径（Ｒ）の概略図。（ｂ）一連の湾曲したシリコーン基板（ｒ／Ｒ＝２．６、４．７、７．２、および∞）上のヒーター半径Ｒ＝０．５ｍｍでの２秒間の過渡加熱後の温度変化のプロット。各列の上の値は、各シリコーン表面の平均熱伝導率（Ｗ／ｍＫ）を表す。（ｃ）過渡加熱の２秒間にわたる実験結果（ｒ／Ｒ＝５．２、黒色曲線）とＦＥＡ（赤色曲線）との間の当てはめの代表例。（ｄ）ｒ／Ｒの関数として観察された誤差％のプロット。差し込み図は、ｒ／Ｒ＝０からｒ／Ｒ＝２０の間のプロットの拡大図である。
【図２６】紅斑の監視を示す図である。（ａ）日焼けに誘発された紅斑の前、および紅斑後の４時間間隔、５時間、１９時間、４５時間、および７０時間で前腕の右手掌面から収集された過渡加熱時間の関数としてのΔＴ（℃）のプロット。（ｂ）紅斑後３６０時間の経過にわたる過渡加熱時間間隔の関数としてのΔＴ（℃）のプロット。黒色のデータ点は、過渡加熱前に抵抗素子から記録された温度を表し、白色の値はスケーリング則に基づき計算されたｋを表している。（ｃ）紅斑直前から紅斑後３６０時間までの時間間隔における前腕の右手掌面のデジタル画像。（ｄ）紅斑直前（暑熱ストレスを介して）から紅斑後１１０分までの時間間隔における前腕の左手掌面のデジタル画像。（ｅ）２０分間の暑熱ストレスを介して誘発された紅斑前、ならびに加熱後の０分、１５分、３０分、６０分、および１１０分の５つの時間間隔での、前腕の左手掌面の過渡加熱時間の関数としてのΔＴ（℃）のプロット。（ｆ）１７０分の時間経過にわたる（加熱前６０分、２０分、加熱後１１０分まで）過渡加熱時間の関数としてのΔＴ（℃）のプロット。黒色のデータ点は、過渡加熱前に抵抗素子から記録された温度を表し、白色の値はスケーリング則に基づき計算されたｋを表している。（ｇ）紅斑直前（寒冷ストレスを介して）から紅斑後６０分までの時間間隔における前腕の左手掌面のデジタル画像。画像は、熱測定が収集される時間の直前に撮られた。寒冷ストレスによる紅斑は、凍結したアイスパックで２０分間インキュベートすることで誘発された。（ｈ）２０分間の冷却を介して誘発された紅斑前、ならびに冷却後の０分、１５分、３０分、４０分、および６０分の５つの時間間隔での、左掌側前腕の過渡加熱時間の関数としてのΔＴ（℃）のプロット。（ｉ）８０分の時間経過にわたる（加熱前２０分および５分、寒冷ストレス後６０分まで）過渡加熱時間の関数としてのΔＴ（℃）のプロット。黒色のデータ点は、過渡加熱前に抵抗素子から記録された温度を表し、白色の値はスケーリング則に基づき計算されたｋを表している。すべての画像は、熱測定の時間の直前に撮られた。すべての測定は、半径Ｒ＝２．０ｍｍ、電力密度２．０ｍＷ／ｍｍ２、６０秒の熱作動間隔により抵抗センサデバイスを使用して収集された。エラーバーは全体を通して、４分間の時間窓内で収集された少なくとも４つの別々の測定に基づいている。
【図２７】熱プロファイル（ＩＲ）の図である。（ａ）ＬＤＰＥ上で２ｍＷ／ｍｍ２により５秒間作動させた後の抵抗センサ（Ｒ＝０．５ｍｍ）の頂部のＩＲ画像。（ｂ）温度（℃）対距離（ｍｍ）としてプロットされた（ａ）からの画像の断面図。（ｃ）ＬＤＰＥ上で２ｍＷ／ｍｍ２により５秒間作動させた後の抵抗センサ（Ｒ＝２．０ｍｍ）の頂部のＩＲ画像。（ｄ）温度（℃）対距離（ｍｍ）としてプロットされた（ｃ）からの画像の断面図。
【図２８】表皮熱深度センサ（ｅ−ＴＤＳ）の動作原理を示す図である。（ａ）代表的なｅ−ＴＤＳの層の図である。（ｂ）半径Ｒのコイルを有するｅ−ＴＤＳの光学像および拡大図。（ｃ）２５℃より高い温度で黒色からピンク色に変化するサーモクロミック色素と混合されたシリコーン（Ｅｃｏｆｌｅｘ）上に印刷されたｅ−ＴＤＳの画像。画像は、周囲温度Ｔ＝２２℃で、ヒーターがオンにされる前（ｔ＝０秒）に撮られた。（ｄ）ｔ＝２２．５秒および（ｅ）ｔ＝６０秒における印加電力密度ｑ＝１０ｍＷｍｍ−２に対するパネル（ｂ）と同じセンサの画像。Ｒ＝１．５ｍｍ、ｔ＝０秒、（ｇ）ｔ＝２２．５秒、および（ｈ）ｔ＝６０秒における印加電力密度ｑ＝１０ｍＷｍｍ−２のｅ−ＴＤＳのＦＥＡの結果の断面図。赤色陰影領域は、Ｔ≧２５℃におけるシリコーンの領域を示す。
【図２９】ｅ−ＴＤＳの半径に対する深さ感度（ｈｍａｘ）の依存関係を示す図である。（ａ）測定の深さ感度を特徴付けるように設計されている二層シリコーンサンプルに装着されたｅ−ＴＤＳの概略図。（ｂ）Ｒ＝１．５ｍｍ、ｑ＝３ｍＷｍｍ−２のｅ−ＴＤＳに対する時間の関数としての温度の変化（ΔＴ）。シリコーンＡ層（ｈ）の厚さは、矢印で示されている方向に増大する。（ｃ）ｈの関数としてｔ＝６０ｓにおいてΔＴ。深さ感度に対する５％の閾値（ｈｍａｘ）を計算する手順は、パネル（ｃ）の差し込み図で説明されている。（ｄ）ＦＥＡシミュレーションから決定されたＲの関数としてのｈｍａｘ。赤色点線は、測定時間６０秒における無限に大きなｅ−ＴＤＳに対するｈｍａｘの制限値を表す。点線は、調整されたＲ二乗誤差＝０．９９８を有するＦＥＡ計算の解析的当てはめを表す。（ｅ）ＦＥＡシミュレーションに使用されたパラメータ、ならびにｔ＝６０秒の測定時間およびｑ＝１０ｍＷｍｍ−２の対応する温度等高線図を、Ｒを変化させた場合について示す断面概略図。
【図３０】測定時間に対する深さ感度の依存関係を示す図である。（ａ）Ｒ＝１．５ｍｍ、ｑ＝３ｍＷｍｍ−２のｅ−ＴＤＳに対する時間の関数としてのΔＴ。（ｂ）パネル（ａ）から抽出されたｈの関数としてのｔ＝２２．５秒、１８０秒、および３００秒でのΔＴ。（ｃ）Ｒ＝１．５ｍｍであるｅ−ＴＤＳに対する測定時間の関数としてのｈｍａｘ。破線は、調整されたＲ二乗誤差＝０．９９４を有するＦＥＡ計算の解析的当てはめを表す。（ｄ）ＦＥＡシミュレーションに使用されるパラメータを示す断面概略図。（ｅ）ｔ＝１秒、６０秒、および３００秒の測定時間におけるＲ＝０．５ｍｍおよびｑ＝１０ｍＷｍｍ−２に対する温度等高線の対応する断面図である。
【図３１】ヒトの皮膚での実験を示す図である。（ａ）デバイス半径Ｒ１＝０．７５ｍｍ、およびＲ２＝３．５ｍｍのデュアルｅ−ＴＤＳシステムの光学イメージ。柔軟性と形状適合性を示す（ｂ）弛緩したおよび（ｃ）伸張された人間の皮膚に装着されたそのようなシステムの画像。（ｄ）ｔ＝６０秒間に、ｑ１＝３ｍＷｍｍ−２およびｑ２＝１ｍＷｍｍ−２として、４人の異なる被験者に対してペトロラタムを塗布する前（閉じた記号）および塗布してから１５分後（開いた記号）の皮膚熱伝導率（ｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅ（Ｗｍ−１Ｋ−１）の測定。ペトロラタムの塗布後のｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅの変化率は、記号の上に示されている。（ｅ）異なる４人の被験者（異なる記号で示されている）について腕の前面にホットパックを用いて熱を加える前および熱を加えてから１０分後のｅ−ＴＤＳ１およびｅ−ＴＤＳ２に対するｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅ（Ｗｍ−１Ｋ−１）（ｔ＝６０秒、ｑ１＝３ｍＷｍｍ−２およびｑ２＝１ｍＷｍｍ−２）。加熱期間は、赤色の陰影を付けられている。（ｆ）異なる４人の被験者（異なる記号で示されている）について腕の前面にコールドパックを用いて皮膚を冷却する前および冷却してから１０分後のｅ−ＴＤＳ１およびｅ−ＴＤＳ２に対するｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅ（Ｗｍ−１Ｋ−１）（ｔ＝６０秒、ｑ１＝３ｍＷｍｍ−２およびｑ２＝１ｍＷｍｍ−２）。冷却期間は青色の陰影を付けられている。（ｇ）二重ヒーターｅ−ＴＤＳを使用して蜂巣炎病変、病変部近傍、および反対側の脚上で４日間隔で行ったｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅ（Ｗｍ−１Ｋ−１）の測定結果（ｔ＝６０秒、ｑ１＝５ｍＷｍｍ−２およびｑ２＝１ｍＷｍｍ−２）と、対応する画像。蜂巣炎の測定は１人の被験者について行った。１日目と４日目の病変部は赤色輪郭で示されている。
【図３２】デバイスの構造を示す図である。Ａ．表皮ワイヤレス熱センサ（ｅＷＴＳ）の概略分解図。Ｂ．極薄、軟質、熱センサ／作動要素の概略分解図。Ｃ．ピンセットでつまんだセンサの光学画像。Ｄ．構成要素であるコンポーネントを例示する、皮膚装着センサの光学画像。Ｅ．ヒトの腕に付けたセンサの側面図画像。Ｆ．ＮＦＣプロトコルを使用するシミュレートされたスマートフォンの読み出し。
【図３３】電気的および熱的特性評価を示す図である。Ａ．感知、制御およびワイヤレス電力収穫、ならびにデータ伝送を受け持つコンポーネントを示す、表皮ワイヤレス熱センサ（ｅＷＴＳ）回路の概略図。Ｂ．熱作動による測定された電圧変化を示す、ある周波数および３３％のデューティサイクルでの順次作動時にワイヤレスで記録されたセンサ出力。Ｅ．皮膚の降伏点と破断点、およびセンサによってもたらされる接着を示す印加された一軸歪みの関数としてのｅＷＴＳと皮膚との間の接着の最小仕事の計算された曲線。Ｆ．受信コイルおよび抵抗感知／作動要素においてほぼ０％の歪みを示す、曲げ（左）および捻り（右）の間のｅＷＴＳの歪み分布。
【図３４】生物学的ファントムシステム（ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ  ｐｈａｎｔｏｍ  ｓｙｓｔｅｍｓ）上のワイヤレス方式のインビトロ測定を示す図である。Ａ．空気中（左）および皮膚（右）のｅＷＴＳのＩＲサーモグラフ。Ｂ．７．９ｍＷで作動してから６秒後の皮膚内への温度分布を示す３Ｄ−ＦＥＡ計算のヒートマップの上面図（左）および側面図（右）。Ｃ．安定した温度（左）およびドリフト温度（右）に対する同時に取得されたＩＲデータと重ね合わせた作動中にワイヤレスで測定された生の電圧。Ｄ．異なる熱特性を有する２つの市販エラストマー上のキャリブレートされた、ワイヤレスで取得された過渡温度上昇。Ｅ．流れが存在しているときの対流冷却の効果を示す、２つの流量で表面近くの血管およびカテーテルを模倣するベンチトップ流動システム上の概略図（上）および作動してから６秒後の測定された過渡温度上昇（下）を示す図。Ｆ．グリコール／ＤＩ  Ｈ２Ｏ混合物の液滴を使用するｅＷＴＳの概略図。Ｇ．感知／作動要素上の冷たい液滴を示すＩＲ画像。Ｈ．異なる熱応答を示す、重量％によるＤＩ  Ｈ２Ｏおよびグリコールの異なる比率に対する過渡温度上昇。Ｉ．直線当てはめと重ね合わされた、作動してから２秒後の測定された温度上昇。
【図３５】ワイヤレス方式のインビボ皮膚水分補給測定を示す図である。Ａ．局所的化合物実験のためのプロトコルの概略図および光学画像。Ｂ．各々異なる治療を受けた部位で同じ電子機器を使用して順次読み出される、被験者の腕に付けた複数のセンサの光学画像。Ｃ．Ｂに示されている３つの部位から順次記録されたデータ。Ｄ．局所的保湿化合物の塗布の前および塗布後に水分補給レベルが異なる３人の被験者のｅＷＴＳおよびコルネオメーターによる時系列測定。Ｅ．局所的保湿剤（ワセリン）塗布のための異なる身体部位（左）および保湿剤塗布の前および後の測定された過渡温度上昇を示す概略図。Ｆ．Ａｑｕａｐｈｏｒ、クリーム、ジェル、およびワセリンの４つの異なる局所的化合物を塗布した直後（左）およびその１５分後、拭いて乾かしテープを剥離した後（右）の被験者の腕の光学的画像。これらの化合物の各々の塗布前（黒色）および塗布してから１５分後（赤色）の過渡温度応答。「後の」測定は、拭いて乾かし、テープを剥離した後に実行される。
【図３６】外傷による皮膚の熱特性の変化のインビボ検出を示す図である。Ａ．焼けた、健康な、および病変部近傍の部位を示す、火傷をしてから３日後の、被験者の腕の光学画像。Ｂ．これら３つの部位の各々で作動してから６秒後の測定された温度上昇。Ｃ．炎症と発赤を示す、皮膚描記症性じんま疹を発症してから２分後の被験者の腕の光学画像。Ｄ．じんま疹の前、作動してから６秒後、じんま疹の２分後、じんま疹の５分後、およびじんま疹の１０分後の測定された温度上昇。
【図３７】外傷による皮膚の熱特性の変化のインビボ検出を示す図である。Ａ．シャワー状態をシミュレートした濡れたｅＷＴＳの光学画像。水は電子機器に影響を及ぼさない。Ｂ．安定した動作を示す、７日間にわたる過渡温度上昇。Ｃ．隣接する皮部位の上のコルネオメーター測定と比較した、７日間にわたって６秒後の測定された温度上昇。Ｄ．調査期間中のイリノイ州エバンストンの測定時の湿度および温度の天気記録によって測定されるような測定されたセンサ温度上昇、開始温度、コルネオメーター測定、および周囲条件の間の相関関係を示す散布図行列。
【図３８】品質因子分析を示す図である。
【図３９】センサ応答のＬＴＳｐｉｃｅによるシミュレーションの図である。
【図４０】空気中および皮膚中のセンサ周辺のＩＲ温度プロファイルを示す図である。
【図４１】ＩＲカメラによる温度センサのキャリブレーションを示す図である。
【図４２】デバイス動作中のＮＦＣチップ周辺の温度分布を示す図である。
【図４３】習慣的着用可能性試験中のセンサの光学画像である。
【図４４】爪床組織の熱輸送特性の測定を可能にする指の爪の表面上にラミネートされる薄い可撓性熱センサを示す図である。ａ）小型（半径約０．５ｍｍ）および大型（半径約１．５ｍｍ）センサを備える代表的なデバイスの概略分解図。ｂ）デバイスの光学画像。差し込み図は、小型センサの拡大図を示している。ｃ）指の爪にラミネートされたセンサプラットフォームの光学画像、およびｄ）動作中の対応する赤外線画像。
【図４５】二層サンプルの熱伝導率を決定するための手順の概要を示す図である。ａ）作動後に数回、二層サンプルの表面上に置かれた熱アクチュエータによって誘導される温度上昇の空間分布に対するＦＥＡの結果（四分の一、断面図）。ＦＥＡのパラメータは、Ｒ＝１．５ｍｍ（アクチュエータの半径）、ｑ＝３ｍＷｍｍ−２（アクチュエータからの熱出力）、ｈ＝０．５ｍｍ（最上層の厚さ）、ｋ１＝０．２１Ｗｍ−１Ｋ−１（最上層の熱伝導率）、ｋ２＝０．４４Ｗｍ−１Ｋ−１（最下層の熱伝導率）である。ｂ）Ｒ＝０．５ｍｍ（ｑ＝１０ｍＷｍｍ−２＞および１．５ｍｍ（ｑ＝３ｍＷｍｍ−２）の場合のアクチュエータの動作に要する時間の関数としての測定された温度上昇。ｃ，ｄ）ｋ１およびｋ２の関数としてプロットされたｔ＝４０秒、Ｔｓｓ、ｃ）Ｒ＝１．５ｍｍ、およびｑ＝３ｍＷｍｍ−２、ならびにｄ）Ｒ＝０．５ｍｍおよびｑ＝１０ｍＷｍｍ−２におけるアクチュエータの温度上昇に対するＦＥＡの結果。ｃ）およびｄ）の曲線はＴｓｓの特定の値を生み出すｋ１およびｋ２の組合せに対応する。これらのグラフの色は、他の値ｋ１およびｋ２について結果をもたらすＴｓｓの値に対応している。ｅ）（ｃ）および（ｄ）における２つの曲線の交差点はｋ１およびｋ２を生み出す。
【図４６】１．５および０．５ｍｍの半径Ｒのセンサを使用して評価された、厚い基板（シリコーン、Ｓｙｌｇａｒｄ  １７０）上で異なる厚さを有する薄膜（シリコーン、Ｅｃｏｆｌｅｘ）からなる二層サンプルの特性評価のための実験および計算結果を示す図である。（ａ）Ｒ＝０．５ｍｍおよび（ｂ）Ｒ＝１．５ｍｍであり、二層サンプルは異なる最上層厚さを有し、０秒で活性化し、４０秒で非活性化する、センサに対する時間の関数としての温度の上昇。（ｃ）最上層の厚さが０．５ｍｍであるサンプルについて繰り返し測定する場合の時間の関数として２つのセンサで測定された温度の上昇。ＦＥＡによって決定される、データから抽出されたパラメータの誤差および不確実性の分析。各曲線は、±δＴｓｓだけ偏移したＴｓｓの測定値を表す。差し込み図は、（ｃ）内の各曲線のＴｓｓの拡大図を示している。Ｔｓｓにおける実験変動により、δＴｓｓの値は一般的に０．１℃未満になる。曲線のこれらの対の交差点は、熱伝導率の値とその不確実性ｋ１，２±Δｋ１，２を定める。
【図４７】最下層の熱伝導率に焦点を当てた熱特性評価を示す図である。（ａ）異なる材料（Ｅｃｏｆｌｅｘ、Ｓｙｌｇａｒｄ５６７、Ｓｙｌｇａｒｄｌ７０、Ｓｙｌｇａｒｄｌ６４）の最下層上のＥｃｏｆｌｅｘ（最上層、厚さ＝０．３ｍｍ）の二層サンプル上のＲ＝０．５ｍｍおよび（ｂ）１．５ｍｍの時間の関数としてのアクチュエータに対する温度上昇。ｃ）異なる値ｋ１に対するｋ２の関数としてのＴｓｓのＦＥＡの結果。ｄ）異なる値ｋ１を有するΔｋ２／ｋ２の関数としてのΔＴｓｓ／Ｔｓｓ。ｅ）異なる値ｋ２を有するΔｋ２／ｋ２の関数としてのΔＴｓｓ／Ｔｓｓ。（ｆ）ＦＥＡおよび実験結果からのΔｋ２／ｋ２の関数としてのΔＴｓｓ／Ｔｓｓの比較。
【図４８】有志の被験者を対象とした熱特性試験の結果を示す図である。（ａ）８日間連続して毎日室温で測定した爪板および爪床組織の熱伝導率。（ｂ）左中指においてＲ＝１．５ｍｍのセンサを作動させる前（＜０秒）、作動中（０秒〜４０秒）、作動後（＞４０秒）の温度の時間依存変化。ｃ）血流の閉塞時および閉塞後に赤外線カメラを用いて決定された被験者の指爪の温度。ｄ）閉塞時および閉塞後の爪床組織および隣接する皮膚の熱伝導率の時間依存変化。指爪および隣接する皮膚上の測定部位は、（ｃ）の差し込み図の中で赤丸および黒丸によって示される。ｅ）爪床組織の熱伝導率の相対的な変化Δｋｎａｉｌｂｅｄ／ｋｎａｉｌｂｅｄ。ｆ）運動の前および後の被験者１および２の熱伝導率の変化。
【図４９】指の冷却に関連する爪床組織の熱輸送特性の変化の研究を示す図である。（ａ）および（ｂ）被験者１（女性、２９）および被験者２（男性、３０）について測定されたＲ＝１．５ｍｍのセンサの動作に関連する温度応答。（ｃ）および（ｄ）各被験者について、ｋｎａｉｌを指爪の熱伝導率の最小値、平均値、および最大値に固定して当てはめた爪床の熱伝導率。ｅ）および（ｆ）各被験者に対する冷却中および冷却後の熱伝導率の相対的変化Δｋｎａｉｌｂｅｄ／ｋｎａｉｌｂｅｄ。誤差バーは、（ｃ）および（ｄ）のｋｎａｉｌの値を使用して算出されたΔｋｎａｉｌｂｅｄ／ｋｎａｉｌｂｅｄの偏差に対応する。
【図５０】ＦＥＡシミュレーションにおける熱拡散率の影響を示す図である。Ｒ＝１．５ｍｍセンサのＦＥＡシミュレーション温度曲線。シミュレーションに採用したパラメータは、（ａ）最上層の厚さｈ＝０．３ｍｍ、電力ｑ＝３ｍＷｍｍ−２、最上層の熱伝導率ｋ１＝０．２４Ｗｍ−１Ｋ−１、最下層の熱伝導率ｋ２＝０．５５Ｗｍ−１Ｋ−１。最上層の熱拡散率α１＝０．１ｍｍ２ｓ−１（黒）、０．１５ｍｍ２ｓ−１（赤）、０．２ｍｍ２ｓ−１（青）、最下層の熱拡散率α２＝０．１５ｍｍ２ｓ−１。（ｂ）α１＝０．１５ｍｍ２ｓ−１、α２＝０．１ｍｍ２ｓ−１（黒）、０．１５ｍｍ２ｓ−１（赤）、０．２ｍｍ２ｓ−１（青）。
【図５１】周囲温度の変動を示す図である。（ａ）シャーレのエンクロージャを使用しＳｙｌｇａｒｄｌ７０上でＲ＝１．５ｍｍのセンサを使用して測定された温度。（ｂ）プラスチック発泡体エンクロージャを使用しＳｙｌｇａｒｄｌ７０上でＲ＝１．５ｍｍのセンサを使用して測定された温度。ｃ）シャーレのエンクロージャなしで赤外線カメラによって記録されたＳｙｌｇａｒｄ１７０の温度。（ｄ）プラスチック発泡体エンクロージャを使用し７日間にわたって測定されたＥｃｏｆｌｅｘ上のＲ＝１．５ｍｍのセンサの定常状態の温度。
【図５２】二層モデルにおける頂部膜の断面の光学像である。ａ）厚さ３００μｍのＥｃｏｆｌｅｘ、（ｂ）厚さ３００μｍのＳｙｌｇａｒｄ  ５６７。
【図５３】ＦＥＡシミュレーションにおける解析モデルの概略図である。２００μｍのＥｃｏｆｌｅｘ封緘層で覆われた丸型ヒーター（半径、Ｒ）が、最上層厚さｈおよび半無限底層を有する二層サンプル上に置かれている。底部パネルは、二重層材料の測定された熱伝導率の表要約である。文献によると、熱伝導率ｋＳｙｌｇａｒｄ５６７は０．２９〜０．３Ｗｍ−１Ｋ−１［３，４］の範囲内、ｋｓｙｌｇａｒｄ１７０は０．４０〜０．４８Ｗｍ−１Ｋ−１［５，６］の範囲内、ｋｓｙｌｇａｒｄ１６４は０．６４Ｗｍ−１Ｋ−１［７］であることが報告されている。
【図５４】指爪の熱特性評価を示す図である。（ａ）被験者（女性、２９歳）にＲ＝０．５ｍｍおよび（ｂ）Ｒ＝１．５ｍｍのセンサを装着した場合の温度応答。赤、青、紫の曲線は同じ配置で測定されている。（ｃ）当てはめた熱伝導率、ｋｎａｉｌおよびｋｔｉｓｓｕｅが最低温度と最高温度の等高線で囲まれている領域の赤色点として示されている（ａ）および（ｂ）の測定結果からのＦＥＡの結果。（ｄ）差し込み図に示されているような、プラスチック発泡体エンクロージャでＲ＝１．５ｍｍのセンサを使用して測定された指爪の表面温度の変化。
【図５５】二層システムの場合のＦＥＡで計算された異なるサイズを有するセンサに対する温度応答を示す図である。（ａ）底層の熱伝導率の関数としての正規化された温度応答。センサの半径は０．５、１．０、１．５ｍｍであり、頂部板の厚さはｈ＝０．３ｍｍ、および（ｃ）０．５ｍｍであり、ｋ１＝０．２Ｗｍ−１Ｋ−１である。（ａ）上層の熱伝導率の関数としての正規化された温度応答。センサの半径は０．５、１．０、１．５ｍｍであり、頂部板の厚さはｈ＝０．３ｍｍ、および（ｄ）０．５ｍｍであり、ｋ２＝０．４Ｗｍ−１Ｋ−１である。
【図５６】表皮細胞のＵＶＢ暴露の熱的研究を示す図である。
【図５７】細胞層の組織切片を示す図である。
【図５８】ヒトの皮膚の日焼けに対する反応を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００７４】
一般に、本明細書で使用されている用語および語句は、当技術分野で認識される意味を有し、これは当業者に知られている標準的な教科書、定期刊行物文献、および文脈を参照することで見つけられる。次の定義は、本発明の文脈における特定の使用を明確にするために用意されている。
【００７５】
「インターフェースする」は、デバイスが組織に影響を及ぼし、組織がデバイスに影響を及ぼし得るような、デバイスと組織との位置決めを指す。たとえば、デバイスの熱アクチュエータは、結果として「熱入力」の形で組織に提供される熱負荷をもたらし得る。熱入力は、好ましくは加熱動作であるが、デバイスは、冷却動作にも適合している。したがって、「熱的にインターフェースする」は、下層組織に熱的課題の影響を及ぼし、熱的入力が終了した後の期間を含めて、経時的な温度変化などの応答を検出するデバイスの能力を指す。このようにして、組織水分補給、炎症、血流、ＵＶ損傷などの１つまたは複数の組織パラメータが決定され得る。
【００７６】
「可撓性（を有する）」および「曲げられる」という用語は本明細書では同義語として使用され、材料、構造、デバイス、またはデバイスコンポーネントが材料、構造、デバイス、またはデバイスコンポーネントの破壊点を特徴付ける歪みなどの、著しい歪みを導入する変換を受けることなく湾曲したまたは曲げられた形状に変形される能力を指す。例示的な一実施形態において、可撓性材料、構造、デバイス、またはデバイスコンポーネントは、歪み感応領域において５％以上、いくつかの適用対象については、１％以上、さらに他の適用対象については、０．５％以上の歪みを導入することなく湾曲形状に変形されてよい。本明細書で使用されているように、いくつかの、ただし必ずしもすべてではないが、可撓性構造は延伸性も有する。様々な特性が、低縦弾性係数、曲げ剛性、および屈曲剛性などの材料特性、小さい平均厚さ（たとえば、１００ミクロン未満、任意選択で１０ミクロン未満、および任意選択で１ミクロン未満）などの物理的寸法、ならびに薄膜およびメッシュ幾何学的形状などのデバイス幾何学的形状を含む、本発明の可撓性構造（たとえば、デバイスコンポーネントを実現する。
【００７７】
本明細書において提供されるデバイスはいずれも、弾性または弾力性に関して記述され得る。「弾性」は、繰り返しの変形応力および応力緩和のサイクルを受ける状況を含む、実質的なクリープを受けることなく、元の変形されていない状態に戻る変形および応力緩和を受けることができる変形などの、非塑性変形の尺度を指す。クリープは、５％未満、２％未満、または１％未満の永久的な変形もしくは元の材料特性の変化として定義されてよい。
【００７８】
「延伸性（を有する）」は、材料、構造、デバイス、またはデバイスコンポーネントが破砕を生じることなく歪ませることができる能力を指す。例示的な一実施形態において、延伸性材料、構造、デバイス、またはデバイスコンポーネントは、破砕を生じることなく０．５％超の歪み、いくつかの適用対象については破砕を生じることなく１％超の歪み、さらに他の適用対象については破砕を生じることなく３％以上の歪みを受け得る。本明細書で使用されているように、多くの延伸性を有する構造物は可撓性も有する。いくつかの延伸性構造（たとえば、デバイスコンポーネント）は、圧縮、伸長、および／または捻れを受けて破砕を生じることなく変形できるように設計される。延伸性構造は、エラストマーなどの、延伸性材料を含む薄膜構造、伸長、圧縮、および／または捻り動作を行うことができる屈曲構造、およびアイランド／ブリッジ幾何学的形状を有する構造を含む。延伸性デバイスコンポーネントは、延伸性電気的インターコネクトなどの、延伸性インターコネクトを有する構造を含む。
【００７９】
「双方向通信」は、電力、コマンド、またはクエリがデバイスに送信され、デバイスに作用し、デバイスそれ自体がデバイスにワイヤレスで接続されている外部コントローラに情報または診断を送信できるような、デバイスとワイヤレスで通信する能力を指す。したがって、「外部コントローラ」は、デバイスを制御し、デバイスから情報を受信することができるオフボードコンポーネントを指す。例は、ハンドヘルドデバイス、コンピュータ、スマートフォン、および同様のものを含む。
【００８０】
本明細書で提供されるデバイスおよび方法は、デバイスが長期間にわたって「着用」され、機能を維持することができるという点で長期使用に適している。したがって、「連続的」は、本明細書で提供されるデバイスのうちのいずれかが生物組織上または生物組織内に配備され、ただちに使用できる期間を指す。デバイスが連続的に配備されている間、測定は、１分、５分、１０分、または２０分以上など、数分のオーダーの連続測定時間などの、断続的または周期的な測定として記述され得る。しかしながら、周期的な測定は、デバイスが着用されている期間にわたって、たとえば、朝、日中、および夕方に、１２時間以上、１日以上、または７日以上のオーダーで、繰り返され得る。
【００８１】
「熱パラメータ」または「熱輸送特性」は、時間および／または距離（速度）に関する熱関連組織特性などの温度関連組織特性の変化率を指すものとしてよい。いくつかの実施形態において、熱関連組織特性は、温度、伝導率、または湿度であってよい。熱関連組織特性は、組織の熱輸送特性を決定するために使用されてよく、「熱輸送特性」は、組織表面またはその近くの熱流量または熱分布に関連する。いくつかの実施形態において、熱輸送特性は、組織表面上の温度分布、熱伝導率、熱拡散率、および熱容量を含む。本発明の方法およびシステムにおいて評価されているような、熱輸送特性は、組織の物理的または生理学的特性と相関し得る。いくつかの実施形態において、熱輸送特性は、組織の温度と相関し得る。いくつかの実施形態において、熱輸送特性は、血流量および／または方向などの血管系の特性と相関し得る。
【００８２】
「基板」は、基板上に、または基板内に配設されるコンポーネントのための機械的支持を提供するデバイスの一部分を指す。基板は、少なくとも１つの皮膚関連機能または目的を有し得る。たとえば、基板は、たとえば、皮膚または爪表面などの、組織との界面における形状適合性接触を確立するための物理的および機械的特性をもたらす機械的機能性を有し得る。基板は、組織パラメータの測定および／または特性評価への干渉を回避するために十分に小さい熱負荷または質量を有し得る。本発明のデバイスおよび方法のうちのいずれかの基板は、生体適合性および／または生体不活性であってよい。基板は、基板および組織の機械的、熱的、化学的、および／または電気的特性が互いの２０％以内、もしくは１５％以内、もしくは１０％以内、もしくは５％以内となるような、被験者の皮膚もしくは爪などの下層組織への機械的、熱的、化学的、および／または電気的なマッチングを円滑にし得る。
【００８３】
皮膚などの、組織に機械的にマッチングする可撓性基板は、たとえば、組織の表面との形状適合性接触を確立するのに有用な形状適合性インターフェースを提供する。本明細書において説明されているデバイスおよび方法は、たとえば、ポリマーおよび／またはエラストマー材料などの、可撓性および／または伸縮自在性を示す軟質材料を含む機械的機能性基板を組み込み得る。機械的にマッチングされた基板は、１００ＭＰａ以下の、および任意選択でいくつかの実施形態については、１０ＭＰａ以下の、任意選択でいくつかの実施形態については、１ＭＰａ以下の、ヤング率を有し得る。一実施形態において、機械的にマッチングされた基板は、０．５ｍｍ以下の、および任意選択でいくつかの実施形態については、１ｃｍ以下の、任意選択でいくつかの実施形態については、３ｍｍ以下の、厚さを有する。一実施形態において、機械的にマッチングされた基板は、１ｎＮｍ以下の、任意選択で０．５ｎＮｍ以下の曲げ剛性を有する。
【００８４】
いくつかの実施形態において、機械的にマッチングされた基板は、１０の係数または２の係数など、皮膚または爪の表皮層に対する同じパラメータの指定された係数の範囲内にある１つまたは複数の機械的特性および／または物理的特性によって特徴付けられる。たとえば、基板は、本発明のデバイスとの界面において、皮膚または爪表面の表皮層などの、組織の、２０の係数の範囲内、または任意選択で、いくつかのアプリケーションについては、１０の係数の範囲内、または任意選択で、いくつかのアプリケーションについて、２の係数の範囲内のヤング率または厚さを有し得る。機械的にマッチングされた基板は、皮膚の質量または縦弾性率以下の質量または縦弾性率を有するものとしてよい。
【００８５】
いくつかの実施形態において、皮膚に熱的にマッチングされた基板は、デバイスの展開の結果、皮膚などの組織に熱的負荷がかからない十分に小さい、または生理学的パラメータの測定および／または特性評価に影響を及ぼさない十分に小さい熱質量を有する。いくつかの実施形態において、たとえば、皮膚に熱的にマッチングされた基板は、皮膚上に展開した結果温度上昇が２℃以下、および任意選択で、いくつかのアプリケーションについて、１℃以下、および任意選択で、いくつかのアプリケーションについて、０．５℃以下、および任意選択で、いくつかのアプリケーションについて、０．１℃以下となる十分に低い熱質量を有する。いくつかの実施形態において、たとえば、皮膚に熱的にマッチングされた基板は、１．２の係数以上の水損失の変化を回避することなど、皮膚からの水損失を著しく中断しない十分に低い熱質量を有する。したがって、デバイスは、皮膚の水分補給の十分さを決定する有効性を維持しながら、発汗を実質的に誘発すること、または皮膚からの経皮的水損失を有意に中断させることをしない。
【００８６】
基板は、少なくとも部分的に親水性および／または少なくとも部分的に疎水性を有するものとしてよい。
【００８７】
基板は、１００ＭＰａ以下、または５０ＭＰａ以下、または１０ＭＰａ以下、または１００ｋＰａ以下、または８０ｋＰａ以下、または５０ｋＰａ以下のヤング率を有するものとしてよい。さらに、いくつかの実施形態において、デバイスは、５ｍｍ以下、または２ｍｍ以下、または１００μｍ以下、または５０μｍ以下の厚さ、および１ｎＮｍ以下、または０．５ｎＮｍ以下、または０．２ｎＮｍ以下の正味曲げ剛性を有するものとしてよい。たとえば、デバイスは、０．１から１ｎＮｍ、または０．２から０．８ｎＮｍ、または０．３から０．７ｎＮｍ、または０．４から０．６ｎＮｍの範囲から選択された正味曲げ剛性を有するものとしてよい。
【００８８】
「コンポーネント」は、広い意味で、デバイスの個別の部分を指すために使用される。
【００８９】
一実施形態において、「完全に一致する」は、物理的および／または時間的にオーバーラップする物体、平面、表面、領域、または信号を含む、空間および時間において一緒に生じる２つまたはそれ以上の物体、平面、表面、領域、または信号の相対的位置を指す。
【００９０】
一実施形態において、「近接」は、２つの対象物、平面、表面、領域、または信号の相対的な位置を指す語であって、これら２つの対象物は第２の対象物と同じタイプの第３の対象物に対するそれらの対象物のうちのいずれか１つの近さに比べてより近い関係にあることを意味する語である。近接関係は、限定はしないが、物理的、電気的、熱的、および／または光学的接触を含む。一実施形態において、熱的要素に近接する表皮組織は、熱的要素に直接隣接しており、熱的要素の配列内の他の熱的要素よりもその熱的要素に近い。一実施形態において、互いに近接する２つの物体は、５０ｍｍ以下、または２５ｍｍ以下、または１０ｍｍ以下の距離だけ隔てられ得るか、または互いに近接する２つの物体は、０ｍｍから５０ｍｍ、または０．１ｍｍから２５ｍｍ、または０．５ｍｍから１０ｍｍ、または１ｍｍから５ｍｍの範囲から選択された距離だけ隔てられ得る。完全に一致する、および／または近接する、という語は、歪みまたは応力下での破壊に脆弱である可能性のある、電子機器、センサ、およびアクチュエータなどの歪み感応性のあるコンポーネントを含む、中立的機械的表面に関するコンポーネントの位置を指すために使用され得る。
【００９１】
したがって、「完全に一致する」は、２つまたはそれ以上の対象物、平面、または表面、たとえば、機能性層、電子機器層、センサもしくはアクチュエータ層、基板層、または他の層などの、層内に位置決めされた、または層に隣接する、中立機械表面（ＮＭＳ）または中立機械平面（ＮＭＰ）などの、表面の相対的位置を指す。一実施形態において、ＮＭＳまたはＮＭＰは、歪み感応性が最も高い層または層内の材料に対応するように位置決めされる。「近接する」は、歪み感応性のある材料の物理的特性に悪影響を及ぼすことなく所望の可撓性もしくは延伸性をそれでももたらしながら、２つまたはそれ以上の対象物、平面、または表面、たとえば、機能性層、基板層、または他の層などの、層の位置に密接に追従するＮＭＳもしくはＮＭＰ、の相対的な位置を指す。一般に、高い歪み感応性を有し、したがって破壊する第１の層である傾向のある層は、比較的脆い半導体または他の歪み感応性デバイス要素を含む機能性層などの、機能性層内に配置される。層に近接するＮＭＳまたはＮＭＰは、その層内に制約される必要はないが、デバイスが折り畳まれるときに歪み感応性デバイス要素にかかる歪みを低減する機能性に関する利点をもたらすように近接するか、または十分に近くに位置づけられ得る。
【００９２】
この態様において、「歪み感応性」は、比較的低いレベルの歪みに応答して破壊するか、または他の何らかの形で損なわれる材料を指す。一態様において、ＮＭＳは機能性層と完全に一致しているか、または近接している。一態様において、ＮＭＳは機能性層と完全に一致しており、ＮＭＳに沿ったすべての横方向の配置に対して歪み感応性材料を含む機能性層内に配置されるＮＭＳの少なくとも一部を指す。一態様において、ＮＭＳは機能性層に近接し、ＮＭＳは機能性層と完全に一致していなくてもよいが、ＮＭＳの位置は、そうしなければＮＭＳの位置を除き機能性層に及ぼされるであろう歪みを実質的に低下させるなどの、機能性層に機械的利点をもたらす。たとえば、近接するＮＭＳの位置は、任意選択で、曲率半径がミリメートルまたはセンチメートルスケールのオーダーであるようにデバイスが折り畳まれるなどの、所与の折り畳まれた構成に対して、歪み感応性材料における少なくとも１０％、２０％、５０％、または７５％の歪みの低減をもたらす歪み感応性材料からの距離として定義される。別の態様において、近接するＮＭＳの位置は、数ｍｍ未満、２ｍｍ未満、１０μｍ未満、１μｍ未満、または１００ｎｍ未満などの、歪み感応性材料からの距離などの絶対的な用語で定義することができる。別の態様において、近接する層の位置は、歪み感応物質含有層に最も近い層の５０％、２５％、または１０％以内など、歪み感応性材料に隣接する層に対して相対的に定義される。一態様において、近接するＮＭＳは、機能性層に隣接する層内に含まれる。
【００９３】
「感知する」は、物理的および／または化学的特性の存在、不在、量、大きさ、または強度を検出することを指す。感知に使用される有用なデバイスコンポーネントは、限定はしないが、電極素子、化学もしくは生体センサ素子、ｐＨセンサ、温度センサ、歪みセンサ、メカニカルセンサ、ポジションセンサ、光学センサ、および容量センサを含む。
【００９４】
「作動する」は、構造、材料、またはデバイスコンポーネントを刺激するか、制御するか、または他の何らかの形で影響を及ぼすことを指す。作動させるための有用なデバイスコンポーネントは、限定はしないが、電極素子、電磁放射線放出素子、発光ダイオード、レーザー、磁気素子、音響素子、圧電素子、化学素子、生体素子、および加熱素子を含む。
【００９５】
「直接的におよび間接的に」という用語は、一方のコンポーネントの、別のコンポーネントに関する作用または物理的位置を記述するものである。たとえば、別のコンポーネントに「直接的に」作用するか、触れるコンポーネントは、媒介物からの介入なしでそうする。反対に、別のコンポーネントに「間接的に」作用するか、触れるコンポーネントは、媒介物（たとえば、第３のコンポーネント）を通してそうする。
【００９６】
一実施形態において、「表皮組織」は、皮膚の最外層または表皮を指す。表皮は、次の非限定的な層（最外層から始まる）、すなわち、角質層、表皮透明層（掌および足の裏、すなわち手掌領域）、顆粒層、有棘層、胚芽層（基底層とも呼ばれる）に層化される。一実施形態において、表皮組織はヒト表皮組織である。
【００９７】
「封緘する」は、それが少なくとも部分的に、またいくつかの場合には、完全に、基板、接着剤層、または封緘層などの、１つまたは複数の他の構造物によって囲まれるような１つの構造物の配向を指す。「部分的に封緘される」は、１つの構造物が１つまたは複数の他の構造物によって部分的に囲まれる、たとえば、構造物の外部表面の３０％、または任意選択で５０％、または任意選択で９０％が１つまたは複数の構造物によって囲まれるような１つの構造物の配向を指す。「完全に封緘される」は、１つの構造物が１つまたは複数の他の構造物によって完全に囲まれるような１つの構造物の配向を指す。封緘は、特に、流体または電場がデバイスに悪影響を及ぼすことになる配置で、流体または電気的障壁であることなどの、機能的な用語で記述され得る。
【００９８】
「誘電体」は、非導電または絶縁材料を指す。
【００９９】
「ポリマー」は、共有化学結合によって結合された繰り返し構造単位からなる高分子または高分子量で特徴付けられることの多い、１つまたは複数のモノマーの重合生成物を指す。ポリマーという用語は、ホモポリマー、つまり本質的に単一の繰り返しモノマーサブユニットからなるポリマーを含む。ポリマーという用語は、コポリマー、すなわち、ランダム、ブロック、交互、セグメント、グラフト、テーパー、および他のコポリマーなどの、２つまたはそれ以上のモノマーサブユニットから本質的になるポリマーも含む。有用なポリマーは、アモルファス、半アモルファス、結晶性、もしくは部分的に結晶性の状態をとり得る有機ポリマーまたは無機ポリマーを含む。架橋モノマー鎖を有する架橋ポリマーは、いくつかの適用対象について特に有用である。開示されている方法、デバイス、およびコンポーネントにおいて使用可能なポリマーは、限定はしないが、プラスチック、エラストマー、熱可塑性エラストマー、弾塑性体、熱可塑性物質、およびアクリレートを含む。例示的なポリマーは、限定はしないが、アセタールポリマー、生分解性ポリマー、セルロースポリマー、フッ素ポリマー、ナイロン、ポリアクリロニトリルポリマー、ポリアミドイミドポリマー、ポリイミド、ポリアリレート、ポリベンゾイミダゾール、ポリブチレン、ポリカーボネート、ポリエステル、ポリエーテルイミド、ポリエチレン、ポリエチレンコポリマーおよび変性ポリエチレン、ポリケトン、ポリ（メチルメタクリレート）、ポリメチルペンテン、ポリフェニレン酸化物およびポリフェニレン硫化物、ポリフタルアミド、ポリプロピレン、ポリウレタン、スチレン樹脂、スルホン系樹脂、ビニル系樹脂、ゴム（天然ゴム、スチレンブタジエン、ポリブタジエン、ネオプレン、エチレンプロピレン、ブチル、ニトリル、シリコーンを含む）、アクリル、ナイロン、ポリカーボネート、ポリエステル、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリスチレン、ポリ塩化ビニル、ポリオレフィン、またはこれらの組合せを含む。
【０１００】
「エラストマー」は、実質的な永続的変形なしで延伸されるか、または変形され、元の形状に戻ることができるポリマー材料を指す。エラストマーは、一般に、実質的弾性変形を受ける。有用なエラストマーは、ポリマー、コポリマー、複合材料、またはポリマーとコポリマーとの混合物を含むものを含む。エラストマー層は、少なくとも１つの種類のエラストマーを含む層を指す。エラストマー層は、ドーパントおよび他の非エラストマー材料も含み得る。有用なエラストマーは、限定はしないが、熱可塑性エラストマー、スチレン材料、オレフィン材料、ポリオレフィン、ポリウレタン熱可塑性エラストマー、ポリアミド、合成ゴム、ＰＤＭＳ、ポリブタジエン、ポリイソブチレン、ポリ（スチレンブタジエンスチレン）、ポリウレタン、ポリクロロプレンおよびシリコーンを含む。例示的なエラストマーは、限定はしないが、ポリ（ジメチルシロキサン）（すなわち、ＰＤＭＳおよびｈ−ＰＤＭＳ）、ポリ（メチルシロキサン）、部分的にアルキル化されたポリ（メチルシロキサン）、ポリ（アルキルメチルシロキサン）、およびポリ（フェニルメチルシロキサン）を含むポリシロキサンなどのケイ素含有ポリマー、シリコン変性エラストマー、熱可塑性エラストマー、スチレン材料、オレフィン材料、ポリオレフィン、ポリウレタン熱可塑性エラストマー、ポリアミド、合成ゴム、ポリイソブチレン、ポリ（スチレンブタジエンスチレン）、ポリウレタン、ポリクロロプレン、およびシリコーンを含む。ポリマーは、エラストマーであるものとしてよい。
【０１０１】
「形状適合性を有する（形状適合可能である）」は、デバイス、材料、または基板が、デバイス、材料、または基板を所望の輪郭外形、たとえば皮膚などの、形状が身体運動または通常の毎日の動きなどにより時間の経過とともに変化し得る表面を含む、曲面との形状適合性接触を可能にする輪郭外形をとらせることができる十分に低い曲げ剛性を有するデバイス、材料、または基板を指す。
【０１０２】
「形状適合性接触」は、デバイスと受け入れ表面との間で確立される接触を指す。一態様において、形状適合性接触は、デバイスの１つまたは複数の表面（たとえば、接触表面）を表面の全体的形状に巨視的に適応させることを伴う。別の態様において、形状適合性接触は、デバイスの１つまたは複数の表面（たとえば、接触表面）を表面に微視的に適応させ、その結果実質的に空隙のない密着した接触をもたらすことを伴う。一実施形態において、形状適合性接触は、密接接触が達成されるようにデバイスの接触面を受け入れ面に適応させることを伴い、たとえば、デバイスの接触面の表面積の２０％未満が受け入れ面に物理的に接触しないか、または任意選択で、デバイスの接触面の１０％未満が受け入れ面に物理的に接触しないか、または任意選択で、デバイスの接触面の５％未満が受け入れ面に物理的に接触しない。いくつかの態様のデバイスは、内部組織および外部組織との形状適合性接触を確立することができる。いくつかの態様のデバイスは、平面である、湾曲している、起伏がある、巨視的特徴を有する、および微細特徴を有する表面、ならびにこれらの任意の組合せを含む様々な表面形態によって特徴付けられる組織表面との形状適合性接触を確立することができる。いくつかの態様のデバイスは、内臓または皮膚を含む、運動作用を受ける組織に対応する組織表面との形状適合性接触を確立することができる。
【０１０３】
「ヤング率」は、所与の物質に対する応力と歪みとの比を指す材料、デバイス、または層の機械的特性である。ヤング率は、式
【０１０４】
【数１】
2021519200.tif 000003
【０１０５】
で与えられるものとしてよく、Ｅはヤング率であり、Ｌ０は自然長であり、ΔＬは印加される応力の下での長さの変化であり、Ｆは印加される力であり、Ａは力が印加される面積である。ヤング率は、式
【０１０６】
【数２】
2021519200.tif 000004
【０１０７】
を介してラメ定数に関して表されてもよく、λおよびμは、ラメ定数である。高ヤング率（または「高縦弾性係数」）および低ヤング率（または「低縦弾性係数」）は、所与の材料、層、またはデバイスにおけるヤング率の大きさの相対的記述子である。いくつかの実施形態において、高ヤング率は、低ヤング率より大きく、好ましくはいくつかの適用対象については約１０倍大きく、より好ましくは他の適用対象については約１００倍大きく、なおいっそう好ましくはさらに他の適用対象については約１０００倍大きい。一実施形態において、低縦弾性係数層は１００ＭＰａ未満、任意選択で１０ＭＰａ未満のヤング率、および任意選択で０．１ＭＰａ〜５０ＭＰａの範囲から選択されたヤング率を有する。一実施形態において、高縦弾性係数層は１００ＭＰａ超、任意選択で１０ＧＰａ超のヤング率、および任意選択で１ＧＰａ〜１００ＧＰａの範囲から選択されたヤング率を有する。一実施形態において、本発明のデバイスは、低いヤング率を有する１つまたは複数のコンポーネントを有する。一実施形態において、本発明のデバイスは、全体として低いヤング率を有する。
【０１０８】
「低縦弾性率」は、１０ＭＰａ以下、５ＭＰａ以下、または１ＭＰａ以下のヤング率を有する材料を指す。
【０１０９】
任意の物理パラメータとともに「有効」という用語を使用することは、平均またはバルクパラメータを反映している。これは、たとえば、デバイスが単一材料から形成されていないが、エラストマー、接着剤、薄膜、金属、半導体、集積回路、および数桁の大きさにわたる他の材料を有することができることを反映している。有効デバイス弾性率は、それに応じて、デバイスのバルク挙動が注目するアプリケーションに合わせて手直しされることを確実にするためにコンポーネントの特別な幾何学的形状および構成とともに、デバイス全体の物理的特性を反映することができる。皮膚については、デバイス全体は高い可撓性および延伸性を有するように構成することができ、いくつかの部分は材料要件により必然的に可撓性および延伸性が低くなる。爪については、デバイス全体は、それほど高い延伸性を必要としないが、それでも爪の曲面輪郭に形状適合しているべきである。
【０１１０】
「曲げ剛性」は、印加される曲げモーメントへの材料、デバイス、または層の抵抗を記述する材料、デバイス、または層の機械的特性である。一般的に、曲げ剛性は、材料、デバイス、または層の縦弾性係数と断面２次モーメントとの積として定義される。不均一な曲げ剛性を有する材料は、任意選択で、材料の層全体に対する「バルク」または「平均」曲げ剛性に関して記述され得る。
【０１１１】
「組織パラメータ」は、物理的特性、生理学的特性、電子的特性、光学的特性、および／または化学組成を含む組織の特性を指す。組織パラメータは、表面特性、表面下特性、または生体液などの組織に由来する材料の特性を指すものとしてよい。組織パラメータは、温度、水分補給状態、組織の化学組成、組織由来の流体の化学組成、組織由来の流体のｐＨ、バイオマーカーの有無、組織に照射される電磁放射線の強度、組織に照射される電磁放射線の波長、組織が曝される環境汚染物質の量などのインビボ組織に対応するパラメータを指すものとしてよい。いくつかの実施形態のデバイスは、水分補給物質（たとえば、保湿剤）の低水分補給状態塗布、またはＵＶブロック（たとえば、日焼け止め）のＵＶ損傷状態塗布もしくはユーザに適切な行動をとるように警告する、振動信号、光学信号、または電気信号を提供する触覚フィードバックアクチュエータなどのデバイスを着用している個人への警告のための、１つまたは複数の組織パラメータに対応する応答を生成することができる。組織パラメータは、組織の健康についての有用な情報を提供し得る。たとえば、「日焼けパラメータ」である組織パラメータは、日焼け止めとしての化合物の有効性を評価するため、ユーザに警告するため、または日焼け止めの塗布を含む、治療を自動的に適用するために使用され得る。日焼けパラメータは、色などの光学的特性であってもよいし、延いては下層組織の熱伝導率に関係する水分補給特性であってもよい。
【０１１２】
本明細書において提供されるデバイスおよび方法はいずれも、ユーザに対して個人化され得る。この文脈において、「個人化される」は、１つまたは複数のベースライン組織パラメータ、および刺激に対する組織の挙動に関して比較的著しい個人間のばらつきがあり得ることを認識した上で、個別ユーザに合わせて手直しされたデバイスまたは方法を指すものである。たとえば、人によっては、より高い固有の熱伝導率、または高い安静時水分補給レベルを有し得る。デバイスまたは方法は、正確に、ベースライン組織パラメータを決定するものとしてよく、その個人のベースライン組織パラメータに合わせて手直しした治療の監視および対応する治療がなされる。
【０１１３】
「触覚フィードバック要素」とは、バイブレーター、光源、または電極からなる群から選択される触覚フィードバック要素であるなど、ユーザによって物理的に検出可能な刺激を発生するデバイスコンポーネントを指す。
【０１１４】
「環境パラメータ」は、組織と形状適合性接触しているデバイスなどの、デバイスの環境の特性を指す。環境パラメータは、物理的特性、電子的特性、光学的特性、および／または化学組成、たとえば、デバイスに照射される電磁放射線の強度、デバイスに照射される電磁放射線の波長、デバイスが曝される環境コンポーネントの化学組成、デバイスが曝される環境コンポーネントの化学組成、デバイスが曝される環境汚染物質の量、および／またはデバイスが曝される環境汚染物質の化学組成などを指すものとしてよい。いくつかの実施形態のデバイスは、１つまたは複数の環境パラメータに対応する応答を生成することができる。たとえば、低湿度条件では、水分補給材料の塗布、高ＵＶ条件では、ＵＶブロック材料の塗布である。
【０１１５】
次の例は、本発明をさらに例示するものであるが、もちろん、本発明の範囲をいかなる形でも限定するものとして解釈されるべきでない。
【０１１６】
図を参照すると、ワイヤレス電子デバイス１０は、皮膚を含む下層組織に確実に接触し、それによって熱インターフェースを確立するように構成されている可撓性および／または弾力性を有する基板２０を備える。熱アクチュエータ３０は、可撓性基板によって支持され、作動後、デバイスの下にある生物組織１５に熱入力を提供する。温度センサ４０は、温度を測定して、下にある生物組織１５の熱伝導率を決定する。ワイヤレス電子システム５０は、図３２に示されているようなハンドヘルドデバイスを含む、外部コントローラ６５と双方向通信を行う。触覚フィードバック要素１７０は、ユーザに使いやすくわかりやすい信号（たとえば、振動、衝撃、光、および同様のもの）を提供するためにシステムに組み込まれ得る。そうしたければ、追加のセンサ４３０をシステムに組み込んでもよい。
【０１１７】
デバイスは、皮膚とデバイスとの間の皮膚表面、またはデバイスが、様々な条件下での水分補給特性評価を含む、保湿剤製品を試験するために使用されるスタンドアロン構成、のいずれかで、保湿剤製品１３０と親和性がある。
【０１１８】
デバイスは、第１のアクティブ領域４４００、第２のアクティブ領域４４１０、第１のコンタクトパッド４４０２、第２のコンタクトパッド４４１２、第１の導電性リボン４４０４、第２の導電性リボン４４１４、および封緘層４４２０を有し得る。蛇行電気的インターコネクト３２０は、様々なコンポーネントをコンタクトパッド３３０に電気的に接続し得る。
【実施例１】
【０１１９】
ワイヤレス皮膚水分補給センサ
【０１２０】
皮膚の物理的パラメータを連続的に測定することは、化粧品と医療の両方に対して深い関連性を有する。この実施例では、われわれは、皮膚の熱伝導率−単純な表面温度ではわからない皮膚水分補給および皮膚炎症に直接的に相関するパラメータ−を測定することができるワイヤレス方式の、ウェアラブルな、および小型化されたセンサを提示する。皮膚水分補給を評価するための現在のツールは、大きく、かさばり、その上高価である（たとえば、コルネオメーターや経上皮水分損失計）。さらに、これらのツールは、連続的な測定を妨げる。臨床皮膚科学の文脈における、皮膚水分補給は、皮膚障壁機能のその状態を直接反映する。水分損失が過剰であるかまたは水分補給が少ない皮膚は、アトピー性皮膚炎（湿疹）などの皮膚状態の進行を予後する。保湿剤および局所ステロイドの塗布は、皮膚含水量の改善に直接つながる。化粧品の文脈では、十分水分補給された皮膚は若々しく、ふっくらとして見える。第１に、この技術は、乾燥の臨床的証拠の前に皮膚の状態を評価し、保湿剤または他の局所薬剤の塗布を可能にするために使用することができる。第２に、このツールは、皮膚状態の治療のために使用される全身性薬剤のための転帰ツールとして使用することができる。第３に、センサは、皮膚に塗布される保湿剤製品の有効性および性能を決定するために使用することができる。第４に、センサは、含水量を定量化し、保湿剤の性能および使用感の客観的な尺度を提供するために化粧品に直接使用され得る。第５に、熱伝導率は、皮膚炎症や浮腫に対する代理マーカーとしても使用することができ、したがって、この技術は、皮膚の損傷（たとえば、日焼けの程度）を評価するか、または皮膚もしくはより深い組織の感染症（たとえば、蜂巣炎）を診断するために利用することができる。最後に、この技術の埋め込み可能な（たとえば、皮下）ものには、より深い位置の臓器および組織の炎症の見張りシステムとして働かせる機会がある。たとえば、この技術は、移植された臓器の上に載る形で留置され、腎臓拒絶に関する監視システムとして機能し得る。
【０１２１】
本明細書において提供されるデバイスおよび方法は、臨床皮膚科学および化粧品皮膚科学および美容を含む、様々なアプリケーションにおいて有用である。
【０１２２】
臨床皮膚科学：
【０１２３】
アトピー性皮膚炎（ＡＤ）または湿疹は、世界中の子供の２０％に影響を与え、最も一般的な炎症性皮膚状態を代表する。アトピー性皮膚炎の顕著な特徴は、皮膚の障壁機能が損なわれていることであり、過剰な皮膚の水分損失および皮膚水分補給量の低下をもたらす。現在、アトピー性皮膚炎の治療薬は反応性を有し、薬剤が塗布される前に皮膚の炎症、乾燥、かゆみの臨床的証拠を必要とする。ウェアラブルな皮膚水分補給センサがあれば症状の発症前に先手を打つことができる。
【０１２４】
現在、アトピー性皮膚炎の全身治療のために多数の薬剤が開発中である。アトピー性皮膚炎の治療は、医薬品研究の最も活発な分野の１つである。ＡＤの臨床試験は、視覚的スケールで医師の評価に依存しており、これらのメトリックは、小さいが臨床的に意味のある変化に対しては敏感でない。これらの薬物の治療的利点をよりよく捉える、皮膚水分補給などの、代理マーカーが必要である。
【０１２５】
皮膚水分補給センサは、多数の疾患状態にわたって影響をもたらす皮膚炎症および皮膚損傷の診断ツールとして使用することができる。熱伝導率および表面温度の変化は、蜂巣炎などの状態に対する診断的価値を有するか、または臨床的には明らかでない場合もある創傷形成の代理マーカーとしての役割を果たす。それに加えて、このセンサは、将来の皮膚治癒の潜在的可能性を予測するために使用することができる。日焼けは、一般的な皮膚状態であり、このセンサは、視覚的には明らかでない場合のある初期の日焼けを評価するため、または日焼けの重症度を等級付けするために使用することができる。
【０１２６】
爪床は、水密性の高い被覆（爪板）を介して覆われている角質層なしの固有の解剖学的配置を表している。爪床を調べることで、より深い軟組織構造に関係する皮膚水分補給の評価を行うことが可能になり、血流および体芯水分補給についてさらなる洞察を得ることができる。
【０１２７】
化粧品皮膚科学および美容：
【０１２８】
皮膚水分補給は、健康的でふっくらとした皮膚を見せるうえで欠かせない。保湿剤は、年間数十億ドルの市場を形成している。しかしながら、皮膚水分補給の状態に関する実世界の患者固有のフィードバックは、これらの製品の使用に関係しているので、非常に少ない。ウェアラブルＵＶセンサが日焼け止めの使用を増やすのと同様に、ウェアラブル皮膚水分補給センサは保湿剤の使用の増大を推進する。保湿剤メーカーにとっての意味合いは自明である。
【０１２９】
個人化された水分補給メトリックス：センサは、皮膚水分補給のベースライン値を作成し、乾燥肌の悪化を示し得るこのベースラインからの％偏差を検出することができる。
【０１３０】
保湿剤性能の定量化：センサそれ自体は、含水量を評価するために保湿剤製品に適用され得る。保湿剤中の含水量の割合は、その「化粧品の感触」、また「水分補給の潜在的可能性」と相関関係がある。したがって、センサは、製品の保湿潜在的可能性を記述する「皮膚水分補給係数」という新しいメトリックを作成するために使用することができる。
【０１３１】
センサは皮膚に貼り付けられ、それにより様々な解剖学的配置で皮膚水分補給を測定することができる。たとえば、下肢は、冬の低温条件の下で乾燥することが多い。顔は、ふっくらとした外観を作るために保湿剤で頻繁に治療される領域である。爪も、注目すべき価値ある解剖学的配置である。脆い爪は、化粧品としても大きな問題であり、爪の健康を目的として数十億ドル規模の化粧品産業が支えられている。皮膚水分補給センサが爪に配備されれば、爪の健康のための客観的なメトリックが作成される。
【０１３２】
本明細書で提供されるデバイスおよび方法はいずれも、埋め込み可能なデバイスとして使用され得る。本技術の埋め込み可能なバージョンは、身体の局部領域（たとえば、移植された臓器）における炎症の早期警告指標として働き得る。次いで、この情報は、実験室での証拠または画像化された証拠に先立って臓器移植拒絶反応を将来予測することを可能にし得る。これは、免疫抑制剤の投与の変更をトリガーするであろう。他の実施形態は、埋め込み可能な整形外科または軟組織インプラントにおける感染症の調査を含むことができる。
【０１３３】
本明細書において説明されているシステムの方法およびデバイスは、完全ワイヤレス方式のフォームファクタ、標準的なスマートフォンまたはカスタムＮＦＣリーダーでの読み取りを可能にするように最適化されたアンテナ構成、快適な連続着用を可能にする軟質の薄い可撓性および防水フォームファクタ、特定の解剖学的部位（たとえば、ヒトの爪）への配備を可能にするｍｍスケール（＜１ｃｍ）、および新規性のある個人化された患者メトリック、たとえば、様々な保湿剤の客観的性能を記述することができる皮膚水分補給係数の導出を可能にするセンサを有し得る。
【０１３４】
本明細書において説明されている熱センサ測定は、適切に確立された過渡面源（ＴＰＳ）１法に基づいている。簡単に言えば、ＴＰＳアプローチのアクティブ要素は、ＤＣ電流の印加から結果として生じるジュール加熱を介してサンプルに熱出力を伝達する。その同じデバイスが、同時に、金属の抵抗温度係数（ＴＣＲ）を通じて結果として生じる温度変化の時間依存的測定を実行することを可能にする。この方式で記録されたデータは、計算技術と組み合わされて、試験用の材料の固有熱輸送特性、すなわち、熱伝導率および熱拡散率を決定することができる。ＴＰＳ法に関連した特徴的なプロービング深さλは、熱拡散率（α）および熱作動時間（ｔ）１−３とともに増加する。すなわち、二層サンプルについては、最下層の熱特性の特性評価は、熱が最上層を通って拡散するのに十分な作動時間を必要とする。長い時間が経ち、温度は、もっぱら熱伝導率に依存し、熱拡散率には弱くしか依存しない値にほぼ飽和する。
【０１３５】
実施例１の参考文献：
【０１３６】
１．米国特許出願公開第２００８／０２７５３１９号明細書
２．国際公開第２０１６／０２５４３８号
３．米国特許出願公開第２０１７／０３４７８９１号明細書
４．A Wearable Hydration Sensor with Conformal Nanowire Electrodes. Adv. Healthcare Mater. 2017, 1601159; 
５．Xian Huang, Woon-Hong Yeo, Yuhao Liu, John A Rogers. Epidermal Differential Impedance Sensor for Conformal Skin Hydration Monitoring. Biointerphases (2012) 7:52;
６．Flexible and Stretchable 3ω Sensors for Thermal Characterization of Human Skin. Advanced Functional Materials (2017), 27(26): 1701282; 
７．S Krishnan, Y Shi, RC Webb, Y Ma, P Bastien, KE Crawford, A Wang, ... JA Rogers. Multimodal epidermal devices for hydration monitoring. Microsystems and Nanoengineering 3 (17014); 
８．RC Webb, S Krishnan, JA Rogers. Ultrathin, Skin-Like Devices for Precise, Continuous Thermal Property Mapping of Human Skin and Soft Tissues. Stretchable Bioelectronics for Medical Devices and Systems, 117-132. 2016.
【実施例２】
【０１３７】
この形状適合性抵抗センサを使用する軟質材料における熱輸送特性の定量的な特性評価のための高度なアプローチ
【０１３８】
皮膚などの軟質生物組織の熱特性を精密に特性評価するための非侵襲的な方法は、皮膚損傷に続く回復時の重要な間隔を含め、生理学的な健康状態に関する重要な詳細をもたらし得る。ここで、われわれは、薄い皮膚のような抵抗センサプラットフォームを使用して軟質材料の熱伝導率を迅速かつ正確に決定することを可能にする定量的測定および特性評価方法を紹介する。センササイズ、測定時間、表面幾何学的形状（平面、高度に曲線的）に関する８つの異なる配置の皮膚および６つの異なる合成皮膚模倣材料の系統的評価により、データ解釈およびパラメータ抽出のための単純なスケーリング則を検証する。いくつかある可能性のある例のうちの１つとして、皮膚（掌側前腕）の熱特性の変化は、紫外線照射への暴露（日焼け）ならびに局部加熱および冷却に関連するストレッサーへの暴露からの回復時に監視することができる。より一般的には、ここで説明されている結果は、生物学的および非生物学的な軟質材料の幅広いクラスに関する迅速で非侵襲的な熱測定を円滑にする。
【０１３９】
皮膚は、外皮系内の重要な多目的器官である［１］。全体重の１２から１５パーセントを占める皮膚は、１）病原体や微生物からの保護障壁、２）周囲環境との感覚インターフェース（すなわち、接触、熱、冷たい、痛み）、および３）生理学的調節因子（水分補給、汗、毛髪、ビタミンＤ合成、および体温など）などの多くの目的に使用される［２］。皮膚の熱特性を測定するためのデバイス、特にウェアラブルシステムは、生理学的な健康状態に関するきわめて重要な情報を提供することができる。１）皮膚−デバイス界面における機械的なミスマッチを最小限に抑え、２）皮膚とデバイスとの間の形状適合性接触を最大化し、３）皮膚の自然な動きの制約を排除し、４）皮膚への熱負荷を回避し、５）物理的に知覚できない、いらいらさせないようにして動作する設計は、特に魅力的である［３−１２］。最近の報告では、このような皮膚のような、または「表皮」デバイスへのアプローチを説明しており、水分補給、皮膚創傷治癒、血流、温度、熱伝導率、および熱拡散率の精密で連続的な測定が可能であることを概説している［１３−２４］。
【０１４０】
次に、以前のアプローチに関連する実験的不確実性を回避する計算効率の高い正確な方式で熱伝導率を求めるためにそのようなデバイスを過渡面源（ＴＰＳ）モード［２５］で使用するための高度な方法の開発、検証、および応用について説明する。応用例として、皮膚損傷の兆候としての紅斑の特性評価に焦点を当てる。紅斑は、生理学的な現象であり、暑熱／寒冷ストレス、圧力、感染、炎症、アレルギー反応、および太陽放射線への長時間の暴露（日焼け）の後に出現する表面近傍の毛細血管の血管拡張によって引き起こされる皮膚の発赤によって特徴付けられる［２５］。結果は、診断および予測の目的に有用な、紅斑回復の非侵襲的監視に使用できる方式で表面近くの熱伝導率が変化することを示している。
【０１４１】
材料と方法：センサの作製およびその動作原理。デバイスのアーキテクチャは、フォトリソグラフで定められた蛇行金属線（幅１５〜２０μｍ、Ｃｒ／Ａｕ  ８／１００ｎｍの厚さ）で形成された抵抗センサからなる。図１８Ａに拡大図および顕微鏡写真が示されている。抵抗センサは、半径が０．５ｍｍ〜２．０ｍｍの間で選択された円形レイアウトを有する。抵抗センサを電源に接続する電線は、表皮電子機器の設計ルール（幅１００μｍ、Ｔｉ／Ｃｕ／Ｔｉ／Ａｕ  ８／５５０／８／２５ｎｍの太さ）と一致する蛇行形状を有する［３−１２］。上下のポリイミド（約４μｍの厚さ、Ｄｏｗ  Ｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｃｏ．社）の封緘層は、アセンブリの中立機械平面内に感知要素を留置し、それによって歪み誘起抵抗変化からそれを遮蔽する［３−１２］。シリコーンの超軟質（ショアＡ  ００、約６０ｋＰａのヤング率）の薄膜（５０±１０μｍの厚さ、Ｅｃｏｆｌｅｘ、Ｓｍｏｏｔｈ−Ｏｎ）は、デバイスの両側に化学的に付着し、平坦な表面または曲面上への配備に適合する再利用可能で機械的形状適合性を有するシステムを形成する。表面への高度の形状適合性の視覚的な例として、別々のデジタル画像に、左手の４番目の指に巻き付けられ、３本の平行な透明ガラス棒（棒半径：１．３ｍｍ）を通して上−下−上表面ラミネーションで織られた代表的なデバイスが表示されているが、それぞれ図１８Ｂおよび図１８Ｃを参照のこと。
【０１４２】
動作中、センサは、直流電流の印加後に熱アクチュエータとして作動する（Ｋｅｉｔｈｌｅｙ  ６２２０、Ａ  Ｔｅｋｔｒｏｎｉｘ  Ｃｏ．社）。このデバイスは、導電性リボン（２５０μｍ間隔、３Ｍ）および小型ＰＣボード（約２．５ｃｍ×５ｃｍ）に接着することによって電流源に接続する。熱作動する場合、抵抗センサは自己発熱を起こし、センサの抵抗は、金属（Ａｕ）の抵抗係数に応じて温度とともに直線的に増加する（図１９参照）。抵抗と温度の間の直接的な変換は、デバイスキャリブレーションによって達成される。各デバイスは、５つの異なる温度で抵抗を測定し、次いで温度対抵抗をプロットして傾きを決定することによってキャリブレートされる。赤外線カメラ（ＦＬＩＲ  Ｏｎｅ）が温度の決定に使用されている。
【０１４３】
熱輸送の有限要素解析のためのモデル。有限要素解析（ＦＥＡ）モデリングでは、市販のソフトウェアＡＢＡＱＵＳ［２６］を利用して、平面および湾曲円柱状のサンプル上でデバイスの熱応答を取り込む。ＦＥＡに対する入力は、知られているパラメータと実験的に決定されたパラメータとを併せた近似値を含む。知られているパラメータおよび実験的に決定されたパラメータは、（１）ポリイミド（厚さ４μｍ、ｋ＝０．５２Ｗ／ｍＫ、α＝０．３２ｍｍ２／ｓ［１７，２７］）およびＥｃｏｆｌｅｘ（厚さ５０μｍ、ｋ＝０．２１Ｗ／ｍＫ、α＝０．１１ｍｍ２／ｓ［１７］）の２つの封止層の厚さ、ならびに熱伝導率（ｋ）および拡散率（α）、ならびに（２）選択した時間点（すなわち、２秒、２０秒、４０秒などにおけるΔＴ）における熱作動による温度変化（ΔＴ）を含む。ＦＥＡ入力は、（Ａ１）近似的な抵抗センサ面積、（Ａ２）室内空気対流係数、（Ａ３）サンプル物質の熱拡散率（α）を含み、これらは文献または商業規格から前提とされたものである。Ａ１の場合、抵抗センサは均質な外側輪郭および出力を有する円形面として扱われる。丸型抵抗センサの近似がある場合とない場合のＦＥＡは、わずか１％の差しかない（図２０Ａ〜図２０Ｂ参照）。この近似は、計算時間を短縮するので価値がある。Ａ２の場合、２つの異なるデバイスを伴う簡単なベンチ実験が、デバイスの上を流れる空気流に対応する適切な対流熱伝達係数の決定を助ける。簡単に説明すると、第１のデバイスは、通常のＥｃｏｆｌｅｘの厚さ（５０μｍ）で封緘され、Ｅｃｏｆｌｅｘの大きく厚い（１０ｍｍ）平坦なサンプル（たとえば、サンプルは半無限平面と見なされる）の上に直接ラミネートされる。実験的測定値を収集するときに、２つの異なる空気流環境（制御および無制御）が使用される。すなわち（１）制御された空気流環境（すなわち、ガラス製エンクロージャがデバイスの上に留置され、室内空調の低強制流からデバイスを保護する）と、（２）無制御空気流環境（標準的な室内空調からの強制対流空気流はデバイスの上に流される）の２つである。第２のデバイスは、デバイスの両側に半無限平面が考慮され得るように過剰なＥｃｏｆｌｅｘにより頂部側と底部側の両方で封緘され、加熱時に０Ｗ／ｍ２Ｋの有効空気対流係数を許容する。他のすべての実験条件は、両方のデバイスについて同じである。適切な空気対流係数を決定するためにデバイス１で考慮された両方の空気流環境について最小誤差（％）点を評価するためにＦＥＡが使用される。最小誤差ＦＥＡシミュレーションに基づき、「制御」空気流の場合に対する熱係数は６Ｗ／ｍ２Ｋであり（この値は、特に断りのない限り、すべてのＦＥＡシミュレーションで使用される）、「無制御」空気流の場合の熱係数は１５Ｗ／ｍ２／Ｋである（図２０Ｃ〜図２０Ｄ参照）。
【０１４４】
ＦＥＡと実験データとの間の誤差は、所与のαについてｋに関して最小にされる。ここで、誤差は
【０１４５】
【数３】
2021519200.tif 000005
【０１４６】
として定義され、ΔＴＥｘｐおよびΔＴＦＥＡは、それぞれ、実験およびＦＥＡにおける温度上昇であり、ｔｔｏｔａｌは総測定時間である。ｙ軸上にα（ｍｍ２／ｓ）、ｘ軸上にｋ（Ｗ／ｍＫ）を有する２次元（２Ｄ）誤差表面は、最小誤差の点を示す（図２１および図２２）。
【０１４７】
スケーリング則および関連する近似の説明。ＦＥＡ手法は、パラメータ抽出の基礎として使用されたときにかなりの計算時間を必要とする。日常的なデータ解析を行うため、または熱物理学の知見を得るためのこれらの方法の価値は限られている。代替的手段は、図２３に例示されているモデルに基づき確立された解析的スケーリング則を使用する。このモデルは、デバイスの幾何学的形状を均等な出力分布を有する一様な円形ディスクとして近似し、空気の対流および封緘層（ポリイミドおよびＥｃｏｆｌｅｘ）の影響を無視する。一定の出力密度ｑ（単位面積当たりの出力）については、断面内の任意の点（図２４Ｂの点Ｐ）における温度変化（ΔＴｐ）は、
【０１４８】
【数４】
2021519200.tif 000006
【０１４９】
として得られ、Ｒは抵抗センサの半径であり、ｒｐおよびｚはＰの座標であり（図２３Ｂ）、Ｊ０およびＪ１はそれぞれ０次および１次の第１種ベッセル関数であり、ｅｒｆｃは相補誤差関数である［２８］。抵抗センサの平均温度変化（ｚ＝０、ｒｐ＜Ｒ）は
【０１５０】
【数５】
2021519200.tif 000007
【０１５１】
であり、ｅｒｆは誤差関数である。したがって、正規化された温度変化ΔＴｋ／（ｑＲ）および正規化された時間αｔ／Ｒ２は、スケーリング則
【０１５２】
【数６】
2021519200.tif 000008
【０１５３】
を満たす。
【０１５４】
熱伝導率を測定するための実験手順。本明細書において説明されているのは、特に断りのない限り、３ｍＷ／ｍｍ２の出力密度で加熱の３つの異なる持続時間（すなわち、ｔ＝２秒、２０秒、および４０秒の熱作動）で使用される３つの異なるデバイスサイズ（Ｒ＝０．５ｍｍ、１．５ｍｍ、および２．０ｍｍ）である。空気対流の影響を減らすために、データ収集時に、デバイスおよびサンプル領域の両方の上にガラス皿（直径約２００ｍｍ×深さ約１００ｍｍ）が留置される。記録されたデータは、熱作動の前および後の時間の関数としての抵抗値の測定された変化から推測される温度変化（ΔＴ、℃）からなる。すべての場合において、図２１および図２２に示されているように、温度は作動前には一定であり、作動中に上昇し、作動が停止した後に低下する。サンプル表面タイプは、６つの異なるポリマー皮膚模倣基板（平坦または湾曲のいずれか）を含み、さらには皮膚上に直接置かれる（有志被験者で取った測定値）。すべての測定は、３回に分けて収集され、誤差は、各データセット（図２４参照）に対する対応する実験的変動の標準偏差として報告されている。
【０１５５】
平坦な表面を有するサンプルの調製。熱可塑性金型が、皮膚模倣ポリマー材料から構成される、データ収集に使用されるときの半無限平面と見なすのに十分な大きさのサンプル円板（半径３０ｍｍ、厚さ１０ｍｍ）を作成するために使用されてる。熱伝導率は、選択された材料について十分に確立されており、また、それらのｋ値は、生物学的皮膚の異なる層について見られるものと類似している［１７、２９、３０］。これら６つの材料は、ポリイソブチレン（ＰＩＢ、ＢＡＳＦ）、Ｓｙｌｇａｒｄ  １８４、およびＳｙｌｇａｒｄ  １７０（Ｓ１８４、Ｓ１７０、Ｄｏｗ  Ｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｃｏ．社）、Ｅｃｏｆｌｅｘ（ＥＦ、Ｓｍｏｏｔｈ−Ｏｎ）、低密度ポリエチレン（ＬＤＰＥ、Ｓｉｇｍａ  Ａｌｄｒｉｃｈ）、およびポリアクリル酸塩（ＰＡ、Ｐｌａｓｔｉｃｓ  Ｉｎｃ．）を含む。
【０１５６】
曲面を有するサンプルの調製。液体シリコーン（Ｓ１８４）プレポリマーを円筒形熱可塑性金型内で鋳造し、硬化（７０℃、２４時間）させると、曲率比ｒ／Ｒが２．６、４．８、および７．２の湾曲したサンプルが得られ、ｒは円筒形金型の半径であり、Ｒは抵抗センサの半径である（図２５Ａ参照）。
【０１５７】
皮膚の熱伝導率の測定。測定は、３ｍＷ／ｍｍ２の出力密度の２秒間の熱作動期間において２人の健康な有志被験者（被験者１：３３歳の女性、被験者２：３３歳の男性）の前腕二頭筋、掌側前腕、頬の中央部、首の側面、鼻、掌、一番端の肩の領域、および足首にデバイス（Ｒ＝１．５ｍｍ）を施すことを伴う。医療グレードのイソプロピルアルコールパッドで皮膚を優しく洗浄し、皮膚の測定準備をする。ＦＥＡおよびスケーリング則の適用から導き出されたｋの値は、Ｔａｂｌｅ  １（表１）に示されている。
【０１５８】
紅斑の発症後の測定。紅斑回復研究は、日射（日焼け）、暑熱ストレス（医療グレードの加温パッド、Ｓｕｎｂｅａｍ  Ｈｅａｌｔｈ  ａｔ  Ｈｏｍｅ  Ｈｅａｔｉｎｇ  Ｐａｄ、約５０℃によって誘発）、および寒冷ストレス（アイスパック、プラスチック袋に入れた自家製氷嚢によって誘発）によって誘発された紅斑後の回復時間の関数として、フィッツパトリックスキンタイプ１の皮膚の熱特性の変化（℃単位の表面温度、ｋ、およびΔＴ）の測定を伴う（図２７参照）。医療グレードのイソプロピルアルコールパッドで皮膚を優しく洗浄し、皮膚の測定準備をする。最大６０秒の熱作動時間および２ｍＷ／ｍｍ２の出力密度で動作するＲ＝２．０ｍｍのデバイスは、評価のための基礎として働く。皮膚の特性評価のための６０秒の測定時間は、合成サンプルに対する４０秒の熱作動間隔より長いことに留意されたい。ｋの計算は、４０秒対６０秒の時間間隔に関係なく同じままである。ここでは、追加の測定時間は、単にサンプル時間の間のΔＴの差をより明確に視覚化するだけである。
【０１５９】
結果および論考
【０１６０】
測定時間、パラメータ抽出の手順、デバイス寸法。モデル化およびパラメータ抽出のための手順、測定時間（すなわち、熱作動の持続時間）、およびデバイスサイズの影響を系統的に調査した結果、ｋを正確に決定するための重要な考慮事項が明らかになった。これらの寄与分の評価および論考を以下に示す。
【０１６１】
測定時間。前述したように、抵抗センサの熱作動は、その温度の上昇を引き起こす。温度は、熱作動の短い持続時間（すなわち、２秒）（測定時間）において急速に上昇し、熱作動のより長い持続時間（すなわち、＞４０秒）では漸増的に上昇し、後者は時間の関数としてのΔＴの擬似定常状態系に似ている（すなわち、ΔＴは長い時間の経過の後に安定した非変化値に到達するように見えるが、しかしながら、過渡面源系は真の定常状態に到達しないことが知られており、したがって擬似定常状態という表現を使用している）。たとえば、２秒、２０秒、および４０秒の３つの別々の時点で、ｑ＝３ｍＷ／ｍｍ２において、平坦なＥｃｏｆｌｅｘ表面上で抵抗センサ（Ｒ＝１．５ｍｍ）を使用して収集された実験データに対する温度プロファイルを考える。２秒で、温度は５．６５±０．０１℃だけ上昇する（ΔＴ）。２０秒で、ΔＴ＝１０．６２±０．０２℃、４０秒間で、ΔＴ＝１１．６８±０．０２℃である（図２１Ｂ参照）。各時点でＦＥＡによって決定されるｋは、２秒、２０秒、および４０秒において、それぞれ、０．２２±０．０２Ｗ／ｍＫ、０．２２±０．０ｌＷ／ｍＫ、および０．２２±０．００Ｗ／ｍＫである。すべてのサンプルデータセット上の温度プロファイルの一般的な形状は類似しており（すなわち、短い測定時間におけるΔＴの急激な増加と、それに続く長い測定時間におけるΔＴの漸増的な差）、ＦＥＡから抽出されたｋに対する所与の時点でのΔＴの影響は小さい。しかしながら、ｋの値は、２秒と４０秒との間の測定時間の関数として有意に変化しないが、２Ｄ誤差面の形状は、水平に近い位置から垂直に近い位置へとシフトする（たとえば、図２１Ｅ、図２１Ｈ、および図２１Ｋを参照）。このシフトは、一般に、αが温度の時間微分とその曲率との比と考えられ得るので生じ、したがって、αは「熱慣性」の尺度であり、加熱時間が長くなるほどαの効果は減少する［３１］。この現象から、サンプル表面が半無限平面であるときに計算は長時間の測定ではもっぱらｋに依存し、αにはあまり依存しない。Ｔａｂｌｅ  ２（表２）は、６つの異なる皮膚模倣材料について、２秒、２０秒、および４０秒におけるＦＥＡで決定されたｋのまとめであり、文献［３７〜４１］で報告されている値によく似ている。
【０１６２】
センササイズ。抵抗センサのサイズも、Ｒが０．５ｍｍ、１．５ｍｍ、および２．０ｍｍであり、熱作動時間が２秒、２０秒、および４０秒であるデバイスを使用する一連の測定で例示されているように、ｋを決定する際に考慮することが重要である。一般に、２Ｄ誤差面プロットによって、ＦＥＡでシミュレートされたｋの誤差が最小のデバイス（Ｒ＝０．５ｍｍ）に対して最大となるが（図２１Ｄ〜図２１Ｌ）、これは、類似の最小誤差結果を有する、２つの大きなデバイス（Ｒ＝１．５ｍｍおよび２．０ｍｍ）を使用して決定されるｋ値に対する最小誤差と対比されることが示唆される。２Ｄ誤差面プロットで観察されたより大きなセンササイズに対する改善された最小誤差を説明するために、２つの追加のコンポーネントが考慮される。第１に、ＦＥＡ入力は、Ｅｃｏｆｌｅｘの厚さ５０μｍの二層封緘の考慮を含むが、封緘層の影響は、センササイズに基づき重み付けされない。したがって、ヒーターサイズの減少に伴う誤差の増加は、封緘層に起因する可能性がある。たとえば、Ｒ＝０．５ｍｍでは、封緘層厚さとデバイス半径との比率が著しく（すなわち、５０μｍ／５００μｍ約１０％対５０μｍ／１５００μｍ約３．３％、５０μｍ／２０００μｍ約２％）、その結果、Ｅｃｏｆｌｅｘ封緘層の厚さと摩耗の不確実性に関連する不確実性が生じる。第２に、伝導は（デバイスの）表面積に比例するので、ＦＥＡで抵抗センサのより大きいサイズが考慮されるときに、温度はより広い面積にわたって平均化される。その結果、面内（ｘ−ｙ方向）の熱放散の効果は、センササイズが小さくなるにつれて材料への熱伝導（ｚ方向）に比べて減少する。視覚的実証として、熱作動（ｔ＝約５秒、Ｒ＝２．０ｍｍ、ｑ＝２ｍＷ／ｍｍ２）が、２つのデバイスサイズの熱画像を比較するために使用される（図２７）。類似の結果は、Ｔａｂｌｅ  ２（表２）にまとめられている皮膚模倣サンプルタイプにおいて観察される。ｋに関するすべての結果は、以前の文献報告および商業価値と非常によく一致している［３７〜４１］。
【０１６３】
スケーリング則。式４で導入されたスケーリング則は、手間のかかるＦＥＡシミュレーションを行うこと（または熱方程式を解析的に解くこと）を必要とせずにｋを求めるための直截的な方法として注目されている。対応するＦＥＡオーバーレイを伴うΔＴｋ／ｑＲ対αｔ／Ｒ２のプロットは、スケーリング則の初期評価が可能にする（図２３）。プロットされたスケーリング則およびＦＥＡプロファイルは、互いに優れた一致を示しており、スケーリング則がｋを決定するための好適な代替的手段であり得ることを検証している。スケーリング則の信頼性をさらに評価するために、６つの皮膚模倣材料が、３つの異なる作動時間（２秒、２０秒、および４０秒）および３つの抵抗センササイズ（Ｒ＝０．５ｍｍ、１．０ｍｍ、および１．５ｍｍ）でデータ収集に使用され、スケーリング則とＦＥＡの両方によって計算されたｋ値を直接比較することができる（それぞれＴａｂｌｅ  ２（表２）およびＴａｂｌｅ  ３（表３））。ここで、ｋは、αの違いの影響を例示するために単一の値ではなく狭い範囲として報告されている。特に、現在の皮膚模倣材料に対するα値が報告されているが、われわれは、サンプルバッチ間でαの正確な値にばらつきがある可能性があることを認識している。これらの違いを考慮するために、われわれは、αが文献値から±１０％だけ変化することを許容する。結果として、報告されたｋ値は、αの下限値および上限値を表す。この作業に関連するα値は、Ｓ１７０：０．１１〜０．１７ｍｍ２ｓ、ＬＤＰＥ：０．１４〜０．２０ｍｍ２／ｓ、ＥＦ：０．０９〜０．１３ｍｍ２／ｓ、ＰＩＢ：０．０８〜０．１２ｍｍ２／ｓ、およびＰＡ：０．０９〜０．１３ｍｍ２／ｓである［１７、３０ａ〜ｅ］。いくつかの場合において、スケーリング則（ＳＬ）とＦＥＡとの間で観察されるｋ値は、２秒（ＦＥＡ：０．４２±０．０３Ｗ／ｍＫ対ＳＬ：０．４１±０．０３Ｗ／ｍＫ）、２０秒（ＦＥＡ：０．５２±０．０２Ｗ／ｍＫ対ＳＬ：０．５１±０．０２）、および４０秒（ＦＥＡ：０．５５±０．０１Ｗ／ｍＫ対ＳＬ：０．５４±０．０１Ｗ／ｍＫ）におけるＳ１７０などについて類似している。他の場合には、平均ｋ値はわずかに逸脱するが、２秒（ＦＥＡ：０．２１±０．０２Ｗ／ｍＫ対ＳＬ：０．２４±０．０２Ｗ／ｍＫ）、２０秒（ＦＥＡ：０．２１±０．０１Ｗ／ｍＫ対ＳＬ：０．２４±０．０１Ｗ／ｍＫ）、および４０秒（ＦＥＡ：０．２２±０．０１Ｗ／ｍＫ対ＳＬ：０．２５±０．０１Ｗ／ｍＫ）におけるＳ１８４などについて文献で報告されている値の範囲内に留まる。後者の場合の逸脱は予想され、スケーリング則と比較してＦＥＡに組み込まれた初期近似値の差によって説明され得る。スケーリング則では、ＰＩおよびＥｃｏｆｌｅｘの封緘二層、または部屋の空調によって発生する小さな、ただし測定可能である、空気流の効果を考慮していないことに留意されたい。スケーリング則とＦＥＡとの間の全体的に優れた一致の結果として、スケーリング則は、曲面、健康な皮膚、および紅斑の回復中にｋを決定するためにこれ以降使用される。
【０１６４】
曲面を有するサンプルに関する測定。ほとんどの生物サンプルは、湾曲した、非平面状の表面を有する。この文脈における関連するパラメータは、半径比、ｒ／Ｒであり、ｒは測定配置におけるサンプルの曲率半径であり、Ｒはデバイスの半径である（図２５Ａ）。たとえば、健康な中肉中背の成人の前腕の半径は約８０ｍｍであり、Ｒ＝１．５ｍｍのデバイスの半径比は約５３である。典型的な成人の頸部（ｒ＝６０ｍｍ）については、半径比は４０である。人差し指（６．５）、幼児の前腕（約２５）［３２］、または幼児の人差し指（５）［３３］の値は、より低い範囲内にある。この範囲にわたるｋを決定するための実験研究は、測定に対して曲率の影響があることを確定している。特に、ｒ＝１．３ｍｍ、２．４ｍｍ、および３．６ｍｍのＳ１８４の円筒にＲ＝０．５ｍｍのデバイスを付けると、半径比は２．６、４．８、７．２となる（図２５Ｂ）。スケーリング則を使用してパラメータ抽出を行うと、ｋ＝０．１８±０．０１Ｗ／ｍＫが得られるが、これは平坦な表面（ｒ／Ｒ＝∞、０．１６±０．００Ｗ／ｍＫ）を有するＳ１８４から測定されたｋと比較して±０．０２Ｗ／ｍＫ以内である。データ収集は、２秒間、熱作動直後のΔＴ（℃）を記録することを伴う。湾曲しているＳ１８４サンプルから収集されたデータに関するＦＥＡによる分析およびスケーリング則の適用からｋが得られる（図２５Ｂ）。代表的なサンプル（ｒ／Ｒ＝２．６）について時間の関数（ｔ＝２秒）としてプロットされた温度の例は、図２５ＣのＦＥＡオーバーレイと併せて提示されている。小さいｒ／Ｒの限界では、サンプルそれ自体は、サンプル表面の底側の影響が無視できないくらい十分に小さく、薄い。シミュレーションにより、抽出されたパラメータ値の誤差がｒ／Ｒの関数として明らかにされる（図２５Ｄ）。半径比２．６では、シミュレートされた誤差は１０％である。図２５Ｄのシミュレーションに基づき、われわれは、半無限サンプルとして近似できる最小の半径比は５であると推定するが、それは、ｒ／Ｒが５の場合の誤差が５％であり、過渡面源法を使用するｋの商業用の測定で見られる精度限界に類似しているからである［３４］。
【０１６５】
健康な皮膚の熱伝導率の測定。２人の健康な成人有志被験者（被験者１（Ｓｕｂ１）：３３歳の女性、被験者２（Ｓｕｂ２）：３３歳の男性）の８箇所（足首、前腕二頭筋、頬の中央部、掌側前腕、首の側面、鼻、掌、一番端の肩の領域）にデバイスを付け、スケーリング則およびＦＥＡを使用してデータを解析することで、ｋの対応する値が得られる。熱拡散率として、０．１５ｍｍ２／ｓを選択しているが、それは、健康な皮膚に典型的な値であるからであるが［２０］、しかしながら、αは皮膚の配置およびタイプに関してこの値から逸脱することが知られている。この逸脱を考慮するために、α＝０．１５ｍｍ２／ｓの±１０％以内のすべてのｋ値が考慮され、ここでは「ｋ−範囲」として報告される。８つの皮膚配置に対するｋ−範囲（α±１０％に基づく）と曲率半径（Ｒｃ）は、両方の有志被験者についてＴａｂｌｅ  １（表１）に示されている。すべての場合において、α±１０％におけるｋの逸脱は小さい。Ｓｕｂ２については、鼻（ｋ＝０．３４Ｗ／ｍＫ）と掌（ｋ＝０．３５Ｗ／ｍＫ）にｋの最も低い値が出現するが、足首と肩は比較的大きな値を示す（ｋ＝０．４６Ｗ／ｍＫ）。Ｓｕｂ２に対する残りの６箇所は平均０．４０±０．０４Ｗ／ｍＫで０．３４Ｗ／ｍＫから０．４６Ｗ／ｍＫの間に収まるｋ値を有する。Ｓｕｂ１に対する最も低いｋは、掌（ｋ＝０．３５Ｗ／ｍＫ）および足首（ｋ＝０．３６Ｗ／ｍＫ）であり、最も高いのは前腕および首（ｋ＝０．４７Ｗ／ｍＫ）である。Ｓｕｂ１に対する残りの６箇所は平均０．４２±０．０４Ｗ／ｍＫで０．３５Ｗ／ｍＫから０．４７Ｗ／ｍＫの間に収まるｋ値を有する。すべての場合において、スケーリング則を使用して抽出されたｋ値は、ＦＥＡによって決定された値、および皮膚に関する代表的な文献報告とよく一致している（Ｔａｂｌｅ  １（表１））［１５〜２３、３５］。
【０１６６】
紅斑の回復時間の評価。現在、紅斑の重症度と回復度を決定するために、皮膚の発赤（強度と表面被覆率）の目視検査が最も一般的な方法となっている。この方法は、視覚的情報をもたらすが、定性的である。したがって、紅斑の回復の定量化を改善するために新しい特性評価方法が必要である。ここで、ΔＴおよびｋ（スケーリング則から計算される）は、目視紅斑検査と並べて比較され、それにより、回復時の数値定量化を可能にするわれわれの抵抗センサの潜在的可能性を評価する。回復の測定では、皮膚に対して（１）右前腕に１時間の日光浴（日焼け）をする、（２）左前腕に２０分間の加温パッドを当てる、および（３）左前腕に２０分間の氷嚢を当てた（有志被験者は健康な３３歳の女性で、フィッツパトリックスケールによりタイプＩの皮膚を有する（常に日焼けだが、褐色でない））［３６］。それぞれの場合において、皮膚ストレッサー（ＵＶ照射、熱および低温）の前に実行された測定は、皮膚の温度（Ｔｓｋｉｎ）およびｋ、ならびに２ｍＷ／ｍｍ２の出力密度で半径Ｒ＝２．０ｍｍのデバイスを使用する６０秒間の熱作動によって引き起こされる温度の上昇（ΔＴｓｋｉｎ）のベースライン値を確立する。
【０１６７】
事例１（日射）について、暴露は、有志被験者の右前腕を１時間直射日光下に置くことを伴う（ＵＶ−ｉｎｄｅｘ  ９、イリノイ州アーバナ、２０１７年６月３日１２〜１：００ＰＭ）。直後（ｔ＝０ｈ）、Ｔｓｋｉｎ、ΔＴｓｋｉｎ、およびｋは、それぞれ、３６．５０±０．０２℃、５．８３±０．０４℃、０．４６±０．０１Ｗ／ｍＫであり、ベースライン値である３６．６０±０．０２℃、５．７５±０．０８℃、０．４６±０．００Ｗ／ｍＫに匹敵する。普通の日焼けに対応する、水膨れのない、均一に分布する、赤い色が、暴露してから３〜５時間後に出現する（図２７Ｃ、画像２）。目視検査（図２６Ｃの前腕のデジタル画像を参照）により、紅斑の程度は、ｔ＝５時間で高く、次いで、１５日の間にゆっくりと減少し、フィッツパトリックスキンタイプＩの皮膚の通常の淡い色に戻る。最も低いΔＴｓｋｉｎ、およびｋは、可視指示による紅斑が最大となるときｔ＝５時間（それぞれ４．７６±０．１４℃、０．５７±０．０２Ｗ／ｍＫ）に生じる。これらの値は、紅斑がかすかになるときのｔ＝９３時間（約４日）まで単調な傾向を示し、ΔＴｓｋｉｎおよびｋ（それぞれ６．０８±０．１０℃、０．４４±０．０１Ｗ／ｍＫ）はベースライン値に類似する。９３時間から３６０時間までのΔＴｓｋｉｎおよびｋはほぼ一定である。Ｔｓｋｉｎの値は、紅斑回復期全体を通してほとんど変化せず、平均３６．５７±１．０１℃を維持している。この結果は、表面皮膚温度が紅斑回復と強く相関しない場合があり、ΔＴｓｋｉｎ、およびｋは、この文脈においてより意味のある測定値をもたらすことを示唆している（図２７Ａおよび２７Ｂ）。
【０１６８】
事例２（暑熱ストレス）については、有志被験者の左前腕を加温パッド（約５０℃）の下に２０分間置くと、熱ストレスが生じる。左前腕は、暑熱ストレスの直後（時間、Ｔ＝０分）に測定され、そのときに皮膚は均一に明るい赤色をしており、中等度の紅斑であることを示唆している（図２７Ｄ、画像２）。直後に測定されたＴ＝０分における平均ΔＴｓｋｉｎおよびｋ（それぞれ、４．５７±０．０３℃、０．５８±０．００Ｗ／ｍＫ）は、それぞれのベースライン値（ｔ＝−２０分のベースライン：５．８７±０．２１℃、０．４５±０．０２Ｗ／ｍＫ）よりも低い。しかしながら、皮膚温度は、ベースラインより高く、予想と一致している（Ｔｓｋｉｎ＝３２．９９±０．２０℃でｔ＝−２０分および−６０分と比較してｔ＝０時間においてＴｓｋｉｎ＝３４．５９±０．２０℃）。目視検査は、熱源を除去してから１５分以内に紅斑が著しく減少することを示している（図２７Ｄ、画像３）。この結果は、熱特性の変化とよく対応しており、たとえば、Ｔ＝１５分でのΔＴｓｋｉｎおよびｋは、それぞれ、５．３９±０．１３℃および０．４９±０．０１Ｗ／ｍＫであり、皮膚温度は、３３．５１±０．２０℃まで低下する。視覚的には、完全な紅斑回復は、４５分以内に起こる（図２７Ｄ、画像４）。対照的に、熱特性は、２時間後にしかベースライン値に回復しない（図２７Ｅ〜図２７Ｆ）。事例１と同様に、結果は、皮膚温度が紅斑の回復を示す指標としては不十分であり、ΔＴｓｋｉｎおよびｋはより多くの情報を有することを示唆している。
【０１６９】
事例３（寒冷ストレス）および氷嚢を有志被験者の左前腕の上に２０分間載せた場合。皮膚が真っ赤なときのｔ＝０分の平均ΔＴｓｋｉｎおよびｋ（それぞれ５．６３±０．０９℃、０．４７±０．０１Ｗ／ｍＫ）は、ベースライン値（Ｔ＝−５分のベースライン：それぞれ、５．６７±０．１５℃、０．４７±０．０１Ｗ／ｍＫ、Ｔ＝−２０分間のベースライン：５．８７±０．０２℃、０．４５±０．００Ｗ／ｍＫ）とほぼ同じである（図２７Ｇ、画像２）。アイスパックを除去した直後（Ｔ＝０分）、皮膚温度はベースラインより低い（Ｔ＝−５分でＴｓｋｉｎ＝３２．３９±０．２０℃、Ｔ＝−２０分でＴｓｋｉｎ＝３１．８８±０．２３℃と比較してＴ＝０時間でＴｓｋｉｎ＝２４．５９±０．２０℃）。ｔ＝６分に、紅斑は視覚的に解消されているように見える（図２７Ｇ、画像３）。この時点で、ΔＴｓｋｉｎは５．６７±０．１０℃であり、Ｔｓｋｉｎはｔ＝１０分で２８．３５±０．２５℃であり、ｋ＝０．４７±０．０１Ｗ／ｍＫである。皮膚温度は約３０分以内にベースラインに戻る（ｔ＝２０分でＴｓｋｉｎ＝３０．２１±０．２３℃、ｔ＝４０分でＴｓｋｉｎ＝３３．５７±０．２３℃、ｔ＝６０分でＴｓｋｉｎ＝３３．８１±０．２３℃）。ΔＴｓｋｉｎおよびｋの値は、全回復期間を通して著しい変化を示さない（図２７Ｈ〜図２７Ｉ）。視覚的に、紅斑は５分以内にほぼ完全に解消される。これらの結果は、ΔＴｓｋｉｎおよびｋが、暑熱および太陽ストレスと比較して、寒冷ストレスに暴露された後の紅斑回復を監視する上で、限定的な価値を有し得ることを示唆している。上記で比較した視覚心像およびΔＴとｋとの数値は、様々な皮膚タイプおよび皮膚ストレスの強さに関する紅斑回復の追加研究においてこの熱感知モードが非侵襲的で形状適合性の高いな評価ツールとしてさらに調査されることを可能にする最初の基礎となる。
【０１７０】
結論。ここで提示されている薄い皮膚のような抵抗センサは、表皮電子機器における既存の概念に基づいており、ＦＥＡと併せて、皮膚および非生物学的な軟質材料の熱伝導率のデータの解釈および抽出のためのスケーリング則を検証するために使用される。熱伝導率を決定するためのこのレポートで説明されている定量的測定法および特性評価法は、紫外線照射（日焼け）ならびに局部加熱および冷却に関連するストレッサーへの暴露からの回復時の皮膚の熱特性を評価するために使用され成功している。これらの結果は、幅広いクラスの生物学的および非生物学的な軟質材料の迅速で非侵襲的な熱測定を円滑にするために抵抗センサおよびスケーリング則の使用を拡大するための基盤を提供し、さらに臨床的に関連する環境で皮膚損傷をさらに研究する機会を提供する。
【０１７１】
実施例２の参考文献：
［１］Marieb, Elaine; Katja Hoehn (2007). Human Anatomy & Physiology (7th ed.). Pearson Benjamin Cummings. p. 142.
［２］Martini & Nath: "Fundamentals of Anatomy & Physiology" 8th Edition, pp.158, Pearson Education, 2009.
［３］Kim, D.H.; Lu, N.S.; Ma, R.; Kim, Y.-S.; Kim, R.-H.; Wang, S.; Wu, J.; Won, S. M.; Tao, H.; Islam, A; Yu, K.-J.; Kim, T.-1.; Chowdhury, R.; Ying, M.; Xu, L.; Li, M.; Chung, H.-J.; Keum, H.; McCormick, M.; Liu, P.; Zhang, Y.-W.; Omenetto, F. G.; Huang, Y.; Coleman, T.; Rogers, J. A Epidermal Electronics. Science 2011, 333, 838-843.
［４］Wang, S.D.; Li, M.; Wu, J.; Kim, D.-H.; Lu, N.; Su, Y.; Kang, Z.; Huang, Y.; Rogers, J. A Mechanics of Epidermal Electronics. J Appl. Mech. 2012, 3, 031022.
［５］Rogers, J. A; Someya, T.; Huang, Y. Materials and Mechanics for Stretchable Electronics. Science 2010, 327, 1603-1607.
［６］Zhang, Y.; Huang, Y.; Rogers, J. A Mechanics of Stretchable Batteries and Supercapacitors. Curr. Opin. Solid St. M 2015, 19, 190-199.
［７］Zhang, Y.; Fu, H.; Su, Y.; Xu, S.; Cheng, H.; Fan, J. A: Hwang, K.-C.; Rogers, J. A; Huang, Y. Mechanics of Ultra-Stretchable Self-Similar Serpentine Interconnects. Acta Mater. 2013, 61, 7816-7827.
［８］Zhang, Y.; Wang, S.; Li, X.; Fan, J. A; Xu, S.; Song, Y. M.; Choi, K.-J.; Yeo, W.-H.; Lee, W.; Nazaar, S. N.; Lu, B.; Yin, L.; Hwang, K.-C.; Rogers, J. A; Huang, Y. Experimental and Theoretical Studies of Serpentine Microstructures Bonded to Prestrained Elastomers for Stretchable Electronics. Adv. Fune. Mater. 2014, 24, 2028 -2037.
［９］Guo, C. F.; Liu, Q.; Wang, G.; Wang, Y.; Shi, Z.; Sou, Z.; Chu, C. W.; Ren, Z. Fatigue-Free, Superstretchable, Transparent, and Biocompatible Metal Electrodes. P. Natl. Acad Sci. USA. 2015, 112, 12332-12337.
［１０］Kim, D. H.; Ahn, J. H.; Won, M. C.; Kim, H.-S.; Kim, T.-H.; Song, J.; Huang, Y. Y.; Liu, Z.; Lu, C.; Rogers, J. A Stretchable and Foldable Silicon Integrated Circuits. Science 2008, 320, 507-511.
［１１］a. White, M.S.; Kaltenbrunner, M.; Gtowacki, E. D.; Gutnichenko, K.; Kettlegruber, G.; Graz, I.; Aazou, S.; Ulbricht, C.; Egbe, D. A; Miron, M. C.; Major, Z.; Scharber, M. C.; Sekitani, T.; Someya, T.; Seigfried, B.; Sariciftci, N. S. "Ultrathin, highly flexible and stretchable PLEDs" Nat. Photonics, 2013, 7, 811-816. b. Melzer, M.; Kaltenbrunner, M.; Makarov, D.; Kamaushenko, D.; Kamaushenko, D.; Sekitani, T.; Someya, T.; Schmidt, O. G. Imperceptible Magnetoelectronics. Nat. Commun. 2015, 6, 6050. c. Bauer, S.; BauerGogonea, S.; Graz, I.; Kaltenbrunner, M.; Keplinger, C.; Schwodiauer, R. 25th Anniversary Article: A Soft Future: From Robots and Sensor Skin to Energy Harvesters. 2014, 1, 149-161.
［１２］a. Benight, S. J.; Wang, C.; Tok, J.B. H.; Bao, Z. Stretchable and Self-Healing Polymers and Devices for Electronic Skin. Frog. Polym. Sci. 2013, 12, 1961-1977. b. Hammock, M. L.; Chortos, A; Tee, B. C.-K.; Tok, J. B.-H.; Bao, Z. 25th Anniversary Article: The Evolution of Electronic Skin (E-Skin): A Brief History, Design Considerations, and Recent Progress. Adv. Mater. 2013, 42, 5997-6038.
［１３］Klinker, L; Lee, S.; Work, J.; Wright, J.; Ma, Y.; Ptaszek, L.; Webb, R. C.; Liu, C.; Sheth, N.; Mansour, M.; Rogers, J. A; Huang, Y.; Chen, H.; Ghaffari, R. Balloon Catheters with Integrated Stretchable Electronics for Electrical Stimulation, Ablation and Blood Flow Monitoring. Extreme Mechanics Lett. 2015, 3, 45-54.
［１４］Hattori, Y.; Falgout, L.; Lee, W.; Jung, S. Y.; Poon, E.; Lee, J. W.; Na, I.; Geisler, A; Sadhwani, D.; Zhang, Y.; Su, Y.; Wang, X.; Liu, Z.; Xia, J.; Cheng, H.; Webb, R. C.; Bonifas, AP.; Won, P.; Jeong, J. W.; Jang, K. I.; Song, Y. M.; Nardone, B.; Nodzenski, M.; Fan, J. A; Huang, Y.; West, D. P.; Paller, AS.; Alam, M.; Yeo, W. H.; Rogers, J. A Multifunctional Skin-Like Electronics for Quantitative, Clinical Monitoring of Cutaneous Wound Healing. Adv. Health. Mater. 3, 2014, 1597-1607.
［１５］Zhang, Y.; Webb, R. C.; Luo, H.; Xue, Y.; Kumiawan, J.; Cho, N. H.; Krishnan, S.; Li, Y.; Huang, Y.; Rogers, J. A Theoretical and Experimental Studies of Epidermal Heat Flux Sensors for Measurements of Core Body Temperature. Adv. Health. Mater. 2016, 5, 119-127. 
［１６］a. Krishnan, S.; Shi, Y.; Webb, R. C.; Ma, Y.; Bastien, P.; Crawford, K. E.; Wang, A; Feng, X.; Manco, M.; Kumiawan, J.; Tir, E.; Huang, Y.; Balooch, G.; Pielak, R. M.; Rogers, J. A "Multimodal Epidermal Devices for Hydration Monitoring," Microsystems & Nanoengineering 2017, 3, 17014. b. Huang, X.; Yeo, W.-H.; Liu, Y.; Rogers, J. A Epidermal Differential Impedance Sensor for Conformal Skin Hydration Monitoring. Biointerphaces 2012, 7, 52.
［１７］Tian, L.; Li, Y.; Webb, R. C.; Krishnan, S.; Bian, Z.; Song, J.; Ning, X.; Crawford, K.; Kumiawan, J.; Bonifas, A; Ma, J.; Liu, Y.; Xie, X.; Chen, J.; Liu, Y.; Shi, Z.; Wu, T.; Ning, R.; Li, D.; Sinha, S.; Cahill, D. G.; Huang, Y.; Rogers, J. A. Flexible and Stretchable 3- Omega Sensors for Thermal Characterization of Human Skin. Adv. Fune. Mater. 2017, 27, 1701282.
［１８］Koh, A; Gutcrog, S. R.; Meyers, J. D.; Lu, C.; Webb, R. C.; Shin, G.; Li, Y.; Kang, S. K.; Huang, Y.; Efimov, I. R.; Rogers, J. A Ultrathin Injectable Sensors of Temperature, Thermal Conductivity, Heath Capacity for Cardiac Ablation Monitoring. Adv. Health. Mater. 2016, 5, 373-381.
［１９］Gao, L.; Zhang, Y.; Malyarchuk, V.; Jia, L.; Jang, K. I.; Webb, R. C.; Fu, H.; Shi, Y.; Zhou, G.; Shi, L.; Shah, D.; Huang, X.; Xu, B.; Yu, C.; Huang, Y.; Rogers, J. A Epidermal Photonic Devices for Quantitative Imaging of Temperature and Thermal Transport Characteristics of the Skin. Nature Commun. 2014, 5, 4938. 
［２０］Webb, R. C.; Pielak, R. M.; Bastien, P.; Ayers, J.; Niittynen, J.; Kumiawan, J.; Manco, M.; Lin, A; Cho, N. H.; Malyrchuk, V.; Balooch, G.; Rogers, J. A Thermal Transport Characteristics of Human Skin Measured in Vivo using Ultrathin Conformal Arrays of Thermal Sensors and Actuators. PLoS ONE 2015, 10, e0118131.
［２１］Webb, R. C.; Ma, Y.; Krishnan, S.; Li, Y.; Yoon, S.; Guo, X.; Feng, X.; Shi, Y.; Seidel, M.; Cho, N. H.; Kimiawan, J.; Ahad, J.; Sheth, N.; Kim, J.; Taylor, J. G.; Darlington, T.; Chang, K.; Huang, W.; Ayers, J.; Gruebele, A; Pielak, R. M.; Slepian, M. J.; Huang, Y.; Gorbach, AM.; Rogers, J. A Epidermal Devices for Noninvasive, Precise, and Continuous Mapping of Macrovascular and Microvascular Blood Fow. Science Adv. 2015, I, e1500701. 
［２２］Bian, Z.; Song, J.; Webb, R. C.; Bonifas, AP.; Rogers, J. A; Huang, Y. Thermal Analysis ofUltrathin, Compliant Sensors for Characterization of the Human Skin. RSC Adv. 2014, 4, 5694-5697.
［２３］Webb, R. C.; Bonifas, AP.; Behnaz, A; et al. Ultrathin Conformal Devices for Precise and Continuous Thermal Characterization of Human Skin. Nature Mater. 2013, 12, 938-944.
［２４］Wilkin, J. K. Oral Thermal-Induced Flushing in Erythematotelangiectatic Rosacea. J. Investigative Dermatology, 1981, 76, 15-18.
［２５］Mosby's Medical Dictionary (9th Ed). St. Louis, Missouri: Elsevier. 2013, ISBN 978-0-323-08541-0.
［２６］ABAQUS Analysis User's Manual 2014, V6.14.
［２７］Mit.edu/~6.777/matprops/polyimide.htm (accessed 12/4/17).
［２８］Carslaw, H. S.; Jaeger, J.C. (1959) Conduction of Heat in Solids. Oxford,: Clarendon Press. 510 p.p.
［２９］Cohen, M. L. Measurement of the Thermal Properties of Human Skin. A Review. J. Invest. Dermatol. 1977, 69, 333-338.
［３０］a. I. Benedek and M.M. Feldstein (Eds), Handbook of Pressure Sensitive Adhesives and Products, Taylor and Francis Group, Boca Raton 2009. b. Tucker, G., Development and application of time-temperature integrators to thermal food processing, Ph.D. thesis, University of Birmingham 2008. c. http://www.aetnaplastics.com/site media/media/documents/acrylite_ff_material_data_sheet.pdf. accessed 022518. d. http://www.abgrp.co.uk/downloads/abgdatasheets/ldpe.pdf. accessed 022518. e. http://www.professionalplastics.com/professionalplastics/thermalpropertiesofplasticmaterials.pdf. accessed 022518.
［３１］Fundamentals of Heat and Mass Transfer (1st ed.). PHI Learning Pvt. Ltd., 2010. ISBN 8120340310.
［３２］WHO child growth standards: length/height-for-age, weight-for-age, weight-for-length, weight-for-height and body mass index-for-age: methods and development. ISBN92-4-154693-X.
［３３］HohendorffB, Weidermann C, Burkhart JK, Rommens PM, Prommersberger KJ, Konerding MA Lengths, Girths, and Diameters of Children's Fingers from 3 to 10 years of age. Ann Anat. 3, 2010, 156-161.
［３４］http://ctherm.com/files/C-Therm_TCi_Thermal_Conductivity_-_2016.pdf. Accessed 0215018.
［３５］van de Staak, W. J.B.; Brakker, A J.M.; de Rijke-Herweijer, H. E.; Measurements of the Thermal Conductivity of the Skin as an Indication of Skin Blood Flow. J Invest. Dermatol. 1968, 5, 149-154.
［３６］Fitzpatrick, T. B. The Validity and Practicality of Sun-Reactive Skin Types I through IV. Arch. Dermatol. 1988, 124, 869-871.
［３７］a. https://www.professionalplastics.com/professionalplastics/ThermalPropertiesofPlastic Materials.pdf. accessed 022518. b. https://www.makeitfrom.com/material-properties/LowDensity- Polyethylene-LDPE. c. www.spring.com/978-3540-44376-6. Accessed 022518.
［３８］a. http://research.engineering.ucdavis.edu/ncnc/wp-content/uploads/sites/11/2013/05/Sylgard_184_data_sheet.pdf. accessed 022518. b. https://krayden.com/sylgard-184/. accessed 022518. c. Erickson, D.; Sinton, D.; Li, D. Joule Heating and Heat Transfer in Poly(dimethylsiloxane) Microfluidic Systems. Lab Chip 2003, 3, 141-149. 
［３９］a. https://worldaccount.basf.com/wa/NAFTA/Catalog/ChemicalsNAFTA/doc4/BASF/PRD/30041534/Product%20information.pdf?title=&asset_type=pi/pdf&language=EN&um=um:documentum:eCommerce_sol_EU:09007bb2800leca2.pdf. accessed 022518. b. Andersson, S.P. Pressure and Volume Dependence of Thermal Conductivity and Isothermal Bulk Modulus up to 1 GPa for Poly(isobutylene ). J Polym. Sci. B Polym. Phys. 1998, 36, 1781-1792.
［４０］a. Springer Handbook of Condensed Matter and Materials Data. Martienssen, W.; Warlimont, H. Springer-Verlag Berlin Heidelberg. 2005, 488 pp. ISBN: 978-3-540-30437-l. b. https://www.makeitfrom.com/material-properties/Polymethylmethacrylate-PMMAAcrylic. Accessed 022518.
［４１］a. Dow Coming Sylgard 170 Silicone Elastomer Product Information. Accessed 022518.
【実施例３】
【０１７２】
数ミリメートルまでの深さでヒトの皮膚の熱特性を測定するための表皮電子システム（および添付補足資料２３頁のセクション、図Ｓ１〜図Ｓ１１、表Ｓ１〜表Ｓ４、および説明文、ジャーナルＡｄｖａｎｃｅｄ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓによって２０１８年６月２５日に公開されているような説明されている対応する論文については、ｏｎｌｉｎｅｌｉｂｒａｒｙ．ｗｉｌｅｙ．ｃｏｍ／ｄｏｉ／ｐｄｆ／１０．１００２／ａｄｆｍ．２０１８０２０８３で入手可能であり、参照により本明細書に明確に組み込まれている）。
【０１７３】
ヒトの皮膚の組成、血流特性、および水分補給状態を監視することは、疾患を診断し、全体的な健康状態を追跡するために不可欠である。現在の方法は、大部分臨床環境に限定されており、もっぱら角質層（１０〜４０μｍ）などの皮膚の表層の特性を測定するものである。この例では、表面から最大６ミリメートルの深さまでなどの、皮下で熱を確実に測定できるヒトの皮膚とシームレスに結合する設計の軟質の皮膚のような表皮熱深度センサ（ｅ−ＴＤＳ）を紹介している。デバイスを異なる有効深度による測定を可能にするように手直しするガイドラインは、理論的モデル化に裏付けられている、一連の体系的実験から得られる。オンボディ試験は、ｅ−ＴＤＳプラットフォームを使用して測定の生理学的関連性を検証し、深部皮膚疾患および全身性疾患の診断に役立つ潜在的可能性を有する。具体的な実証は、保湿剤の塗布に起因する皮膚特性の表面的変化から、加熱／冷却によって誘発される中間深さでの微小血管血流の変化、局所性細菌感染である蜂巣炎の罹患における真皮深部および皮下脂肪の炎症の検出に至るまでの応答を捉える測定を含む。
【０１７４】
ヒトの皮膚を介して行われる生物物理学的／化学的測定は、広範囲の身体構造および機能を非侵襲的に評価するための魅力的なモダリティである［１］。深部組織の炎症、中核体温、または中核身体水分補給に関係するパラメータを捕捉することによって、表皮のような皮膚の最上層（約１００μｍの厚さ）を超える生理学的プロセスに関する洞察を得ることは、依然として重要な課題として残っている［２］。コルネメトリーおよびレーザードップラー流量測定法などの定量的技術は、患者を固定し、高価な専用機器を必要とする。超音波、コンピュータ支援断層撮影（ＣＴ）、および核磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）などの画像診断法は、長い測定時間、解釈のための臨床的専門知識、高額な費用を必要とし、照射のリスクもある［３］。臨床的目視検査は、皮膚の表面において似ているように見える病変に対する高い誤診率につながることが多い［４］。したがって、ヒトの生理機能および病気に対する幅広い洞察を獲得することができる安価で堅牢な医療行為発生時点センサが引き続き求められている。
【０１７５】
ヒトの皮膚の熱特性の測定は、著しい運動アーチファクトまたは皮膚への電流の直接入力なしで、非侵襲的な方式により達成され得るという点で魅力的である［５］。熱伝導率（ｋ）および熱拡散率（α）は、組織組成、局部血流量、および組織水分補給を含む広範な生理学的特性への洞察を提供するので、有用なパラメータである［６］。過渡面源（ＴＰＳ）技術は、熱拡散および伝導を決める物理学から得られる深さ方向分析における機能により、これらの特性をリアルタイムで捉えることができる［７］。薄いエラストマー形態の先進的なデバイス実施形態は、人間の皮膚でこのような測定を行うことを円滑にするが、従来の研究では、表層（約５μｍ〜１ｍｍ）の測定のみに的を絞っており、そのため皮膚表面への応用が制限されている［５ｂ、６、８］。
【０１７６】
この実施例では、最大６ｍｍまでを含む、皮膚および組織の異なる深さでｋを評価する、軟質の皮膚のようなセンサを提示する。表皮センサは、皮膚に対する形状適合性を有しており、軟質で、伸縮性があり、再利用可能であり、非侵襲的である。デバイスの優れた接着性および形状適合性は、センサと皮膚との間の効率的な熱伝達を助ける。熱輸送の研究から、深さ感度の制御されたレベルに対する最適な測定条件およびセンサ設計が明らかになった。特に、皮膚を模倣した明確に定義された材料構造の実験および理論的調査により、チューニング可能な深度感知システムに対するフレームワークを提供する重要なパラメータが確立されている。ヒトの被験者とともにこれらのセンサを様々な研究で使用することで、熱特性測定を介して皮膚の生理学的変化についての洞察が得られる。これらの結果は、大きな測定深度に対する能力を有する非侵襲的な皮膚インターフェースセンサを初めて実証したものであり、他のアプローチの限界を回避する仕方で重要な生理学的および臨床的パラメータを明らかにするプラットフォームを提供する。
【０１７７】
単一層モデルを使用したデバイス構造および動作：各表皮熱深度センサ（ｅ−ＴＤＳ）は、円形のコイル幾何学的形状（半径Ｒ）の薄い金属トレース（Ａｕ、幅５〜１０μｍ）を、一対の蛇行インターコネクト（Ａｕ、幅１００μｍなど２００μｍ以下、長さ約２Ｒなど２．５Ｒ以下、＜１００Ｗの抵抗を備える）および外部配線用の対応する接着パッドとともに備える（図２８）。頂部および底部のポリイミド（ＰＩ）の層は、これらのトレースを電気的に絶縁する。シリコーンエラストマーなどの可撓性材料の薄い層は、試験用のサンプルの表面との間の形状適合性接触および剥離のサイクルを繰り返すことを可能にする基板として働く。
【０１７８】
これらのデバイスに関連する熱輸送の物理学を理解するために、Ｔ約２５℃で黒色からピンク色に変化するサーモクロミック色素をドープした均質な半無限基板（シリコーン、その熱特性はヒトの皮膚の熱特性の範囲内にある）での測定を考えてみる。ある初期時点において、ｑの単位面積当たりの電力で、直流（ＤＣ）電力を感知コイルに注入すると、材料の局所領域全体にわたって温度が上昇する。色の対応する変化は空間時間特性により生じ、熱物理学を反映している（図２８、中央パネル）。特に、熱は時間とともに拡散し、この材料系における熱伝導の等方性により類似の距離だけ、下に向かって基板内に、平面内で半径方向に広がる。配線およびデータ取得は、本明細書において説明されている。有限要素解析（ＦＥＡ）（図２８、下パネル）は、観察された挙動と、材料の熱伝導率（ｋ）および熱拡散率（α）およびｑの値への依存性を定量的に捉える。感知コイルの温度（Ｔ）は、熱作動開始後の時間（ｔ）に依存する量ΔＴだけ初期値から上昇する。ΔＴは、本研究で調査したすべての材料と加熱条件について、ｑに直線的に依存する。その結果、ＦＥＡによる線形熱解析は、α、Ｒ、ｔ、およびｑの知られている値が与えられた場合に、測定されたΔＴからｋを抽出するために使用することができる（ＴＰＳの測定およびＦＥＡ当てはめの詳細は、方法のセクションを参照のこと）。すべてのＦＥＡシミュレーションでは、ＰＩ封緘およびエラストマー基板を含む、ｅ−ＴＤＳの各層の熱特性を考慮している。
【０１７９】
シリコーンおよび他の標準的な材料とは異なり、ヒトの皮膚は、熱特性に関して大きなばらつきを示すことがあり、そのため、αおよびｋの値は一般的には未知の値である［６ｄ、９］。この例では、皮膚の含水量などの生理的特性に直線的に関連しており、αと比較して、ＦＥＡへの当てはめを使用してより高い精度で抽出することができるので、ｋをヒトの皮膚を特徴付けるための最も関連性の高い熱パラメータと考えている［６ｃ］。熱作動を開始した後の最初の温度上昇時に、αおよびｋの両方が熱応答に影響を及ぼすが、より長い時間では、ΔＴが準定常状態の値に達したときに、ｋだけが重要になる。ここで概要を述べている実用的なアプリケーションでは、ｅ−ＴＤＳはこの領域で動作する（ｔ＞ｔｍｉｎのときに、典型的には、皮膚に対しては数十秒）。ＦＥＡに加えて、αとΔＴとを関係付ける解析的スケーリング則は、ｔ＞ｔｍｉｎについて測定されたΔＴからｋを正確に抽出するうえでαを知っていることは必要ないことを明らかにしている。特に、計算は、この準定常状態領域では、ΔＴは、全生理学的範囲にわたってαの値に対して＜５％の変化を示す。次の研究では、この領域での測定に焦点を当てている。
【０１８０】
ヒトの皮膚に対して多層モデルを使用するｅ−ＴＤＳの深さ感度：ヒトの皮膚は、不均質で、３つの層を備える。一番外側の層は表皮であり、防水障壁として機能する。その下の真皮は、コラーゲンからなり、皮膚の機械的強度をもたらす。最後に、より深い皮下組織は、脂肪および追加の結合組織を含む。各層は、組成、血流量、および含水量の変動により異なるαおよびｋを示す［５ｂ、６ａ、６ｄ］。これらの層はすべて、程度の差はあれ、ｅ−ＴＤＳで測定されるΔＴに影響を及ぼす。ここで報告された研究では、皮膚を二層システムとして近似することで、分析を簡略化し、ΔＴに関するｅ−ＴＤＳ設計および測定条件の選択の評価を可能にするが、すべてｋの正確な値を抽出するという文脈で行われる。この治療では、表皮および真皮（Ｅ＋Ｄ）は、最上層を形成し（表皮は真皮の０．１倍の厚さ）［１０］、皮下脂肪は、最下層を構成する。ポリ（ジメチルシロキサン）（ＰＤＭＳ）の手直しされた配合のテスト二層サンプルは、ヒトの皮膚および脂肪の熱特性を近似することができる（図２９）。特に、シリコーンＡ（Ｓｙｌｇａｒｄ  １７０  （Ｓ１７０）、Ｄｏｗ−Ｃｏｒｎｉｎｇ、ｋＡ＝０．４７Ｗｍ−１Ｋ−１およびαＡ＝０．１４ｍｍ２ｓ−１［１１］）は、ヒトの皮膚の熱特性（Ｅ＋Ｄ、ｋ＝０．２５−０．４５Ｗｍ−１Ｋ−１［６ｄ、９、１２］）に類似する熱特性を有し、シリコーンＢ（Ｓｙｌｇａｒｄ  １８４  （Ｓ１８４）、Ｄｏｗ−Ｃｏｒｎｉｎｇ、ｋＢ＝０．２１Ｗｍ−１Ｋ−１およびαＢ＝０．１１ｍｍ２ｓ−１［６ｂ］）は、皮下脂肪（ｋ＝０．１８−０．２３Ｗｍ−１Ｋ−１［９、１２］）に匹敵する熱特性を有する。
【０１８１】
ｅ−ＴＤＳが熱特性を感知できる表面下の最大深度（ｈｍａｘ）は、固定二層システム（ｋＡ、ｋＢ、αＡ、αＢ）に対するセンサ設計（Ｒ）および測定条件（ｔ）に依存する（ＦＥＡモデル化に関する方法のセクションで説明されているように、ｈｍａｘは、空気中への熱輸送の性質にも依存する）。様々な厚さのシリコーンＡ（ｈ）を有するシリコーン二層サンプルに関する所与のｅ−ＴＤＳ（Ｒ＝１．５ｍｍ、ｑ＝３ｍＷｍｍ−２）による測定結果から、ｈｍａｘに対する応答の機能的依存性が明らかになっている（図２ｂ）。このようなサンプルから捕捉されたΔＴ対ｔの曲線は、ｈ＞ｈｍａｘのときに、シリコーンＡの半無限基板（ΔＴＡ）に関する測定値と重なっている。われわれは、ｋを分析することを目的として、センサのΔＴ対ｈ出力（図２ｃ）から抽出されたｈのすべての値についてｔ＝６０ｓ＞ｔｍｉｎでのΔＴ（したがって準定常状態領域）を考慮する。ΔＴがΔＴＡより５％大きいｈの最大値（式１）はｈｍａｘを定義する。特に、
【０１８２】
【数７】
2021519200.tif 000009
【０１８３】
である。
【０１８４】
５％の閾値は、ΔＴＡにおける最大相対標準誤差（ＲＳＥ）に対応している。半径Ｒのすべてのｅ−ＴＤＳについてΔＴＡを３回測定すると、式
【０１８５】
【数８】
2021519200.tif 000010
【０１８６】
で与えられるようにＲＳＥが得られる。
【０１８７】
ただし、
【０１８８】
【数９】
2021519200.tif 000011
【０１８９】
はΔＴＡの標準偏差であり、
【０１９０】
【数１０】
2021519200.tif 000012
【０１９１】
は３つのデータ点に対する標準誤差であり、
【０１９２】
【数１１】
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【０１９３】
はデータの平均値である。ＲＳＥは、ｔ＝６０秒でＲ＝０．５〜４．５ｍｍに対して０．１〜４．６％まで変化する。それに加えて、ＲＳＥは、調査した出力の範囲内で固定されたＲについてほぼ一定である（たとえば、Ｒ＝０．７５ｍｍ、ｑ＝２〜７ｍＷｍｍ−２、ＲＳＥ＝０．２２〜０．２３％）。これらの知見は、ｑに直線的に依存する平均値および標準偏差値と一致している。
【０１９４】
上記と同様のアプローチを使用すると、０．５から４．５ｍｍの間のＲに対してｈｍａｘが決定され得る。これらの結果は、Ｒ→∞のときにｈｍａｘは限界値に近づくことを示しており、これは、横方向の熱流量が無視できるくらい少なく、システムはほぼ一次元（１Ｄ）であり、熱流はもっぱら材料の深さ方向に流れている場合に対応する。ＦＥＡモデル化から導出される温度等高線図により、この挙動が確認される（図２ｅ）。Ｒの値が大きければ、皮膚の深い層の特性の測定が容易になる。しかしながら、利用可能な解剖学的測定領域は、Ｒの実用的なサイズを制限し得る。そのような場合には、次に説明されているように、ｈｍａｘを調整するための他のパラメータが有用であり得る。
【０１９５】
追加の研究により、同じ二層シリコーン構造ならびにＲ＝１．５ｍｍおよびｑ＝３ｍＷｍｍ−２を有するｅ−ＴＤＳを使用して、ｔに対するｈｍａｘの依存性が明らかになっている。図３０（パネルａ）は、ｈの異なる値を有するサンプルによるｔの関数としてのΔＴの測定結果を示している。ＦＥＡの結果は、図３０（パネルｂ）のように、測定結果とよく一致している。特に、ｈｍａｘは、ｔが増加すると増加し（図３０（パネルｃ））、最終的に、システムが定常状態を達成したときに、ｔ→∞で限界値に達する（図３０（パネルｄ〜ｅ））。ｔの値は、αによって持ち込まれる不確実性を回避するために、ｔｍｉｎより高くなるように選択されるべきである。実用上の考慮事項に基づくｔに対する上限値は、数分の範囲内にある。
【０１９６】
Ｒおよびｔに対するｈｍａｘの依存性が図１０に示されている。図４ｂにおけるｈｍａｘのＦＥＡ計算は、ｅ−ＴＤＳが最大６ｍｍの深さで熱特性を感知することができることを示している。ｅ−ＴＤＳ設計の最適化を支援するために、ｈｍａｘをｔおよびＲに関係付けるＦＥＡ導出スケーリング則が定式化され得る（図１０）。スケーリング則の導出において、センサに対する封緘層および基板は、明示的に考慮されず、また空気の対流の影響も考慮されていない。図４ａに示されているように、二層システム上に留置された円形センサについて、ｈｍａｘ、Ｒ、およびｔの間の関係式は、式３
【０１９７】
【数１２】
2021519200.tif 000014
【０１９８】
および図１０（パネルｃ）に示されている。
【０１９９】
したがって、二層サンプル中の最上層の熱特性を測定するために、ｅ−ＴＤＳは、好ましくは、ｈｍａｘ＜ｈとなるように設計される。同様に、最下層の熱特性を測定するためには、ｈｍａｘ＞ｈとなるように設計される。
【０２００】
有効熱伝導率ｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅの抽出
【０２０１】
前述の解析は、主に測定の深さ感度に関するものである。このセクションでの注目点は、測定されたΔＴ値を使用して、異なる深さにおける二層シリコーンシステムに対する熱特性の抽出に関連している。ｋＡおよびｋＢを抽出することは、当てはめに複数の自由パラメータに関連する大きな不確実性があるので困難である。その代わりに、二層システムに対する単一の有効パラメータであるｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅを
【０２０２】
ｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅ＝Ｃ１ｋＡ＋（１−Ｃ１）ｋＢ    （４）
と考える。
【０２０３】
Ｃ１は、次の式５および図４ｄで与えられるスケーリング則に従う定数である。
【０２０４】
【数１３】
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【０２０５】
ｋＡ、ｋＢ、αＡ、αＢの既知の値（Ｒ＝１．５ｍｍ、ｔ＝６０秒について）では、Ｃ１は、ｈ／Ｒにのみ依存する（図４ｄ）。図１０（パネルｄ）から、Ｒ＝１．５ｍｍについて、ｈの値を大きくするとＣ１→１となり、したがってｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅ→ｋＡとなる。大きいｈでは、ｅ−ＴＤＳからの熱の拡散は最上層に局在し、ｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅの値はｋＡが支配的になる。ｈの小さい値では、Ｃ１→０、およびｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅ→ｋＢとなり、ｈを大きく超える測定深度と一致する。したがって、ｈの知られている値について、ｈｍａｘ＜ｈとなるような小さなＲおよびｔを有するセンサではｋＡの測定が可能になるが、ｈｍａｘ＞＞ｈとなるような十分に大きいＲおよびｔを有するセンサではｋＢの測定が可能になる。これらの観察結果は、一方が最上層に敏感であり他方が最下層に敏感であるように構成されている一対のｅ−ＴＤＳを含むデバイスプラットフォームを示唆している。
【０２０６】
ヒトの皮膚での実験
【０２０７】
図１０におけるＦＥＡ予測を使用して、ヒトの皮膚を研究するためのこのタイプの理想的なシステムは、Ｅ＋Ｄに敏感なＲ１＝０．７５ｍｍ（ｈｍａｘ（ｔ＝６０秒）＝１．４２ｍｍ）であるｅ−ＴＤＳ１および皮下脂肪に敏感なＲ２＝３．５ｍｍ（ｈｍａｘ（ｔ＝６０秒）＝２．６６ｍｍ）であるｅ−ＴＤＳ２からなる（図３１）。アプリケーションまたは検査中の身体の一部に基づき、ｈｍａｘの関連する値を達成するようにＲおよびｔの値が選択され得る。ここで選択された二重ｅ−ＴＤＳ設計は、Ｅ＋Ｄの厚さが約１ｍｍである身体の多くの配置に適用可能である。ｅ−ＴＤＳは、皮膚への効果的な熱結合を確実にするために、図３１（パネルｂおよびｃ）に示されているように、形状適合性および延伸性を有する［１３］（提供されるのは機械的安定性の記述である）。ｅ−ＴＤＳを連続的に動作させることにより、能動的干渉が排除される。受動的干渉は、２つのｅ−ＴＤＳの周辺端部をｅ−ＴＤＳ１のｈｍａｘ（ΔＴにおいて１％未満の誤差）より大きい量だけ隔てることによって最小にすることができる。サンプルの曲率、粗さ、局所的空気対流などの、測定誤差のさらなる発生源について説明されている。
【０２０８】
オンボディ試験の選択は、ヒトの皮膚のｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅの臨床的関連性を示している。すべての実験について、最大ΔＴは１０℃未満である。健康な生物組織に対するｋの値は、関連する範囲にわたって、周囲温度に対して不変である［１４］。時間不変構成特性を仮定するわれわれの単純なモデルと測定データとの間の良好な一致は、能動的身体プロセスが調査対象の皮膚システムに重要な役割を果たしていないことを示唆している。次の実験では、熱特性の変化を定量化するための基準として同じ被験者の健康な普通の皮膚を使用している。持ち込まれた変化に対する、この基準点は、関連する変化が持ち込まれる直前の同じ配置に対応しており、他の場合については、身体の反対側の配置に対応する。したがって、熱特性の変化は、個別に測定され、単一の基準点との絶対比較の必要性はなくなる。３回行った測定から、各々、空気対流とヒトの動きの影響を考慮するエラーバーが得られる。いくつかの場合において、エラーバーは小さすぎて、シンボルを超えて可視化されない（すなわち、＜１％）。これは、デバイスと皮膚との間の優れた接着性に起因すると思われる。最初の研究では、密封型保湿剤であるペトロラタム（ワセリン、ユニリーバ）の効果を調べている［１５］。測定は、前腕に約５ｍｇ／ｃｍ２のペトロラタムの塗布する前、および塗布の１５分後に評価された３人の被験者を伴う。すべての事例で、ｅ−ＴＤＳ１から抽出されたｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅは１５〜２５％増加し、ｅ−ＴＤＳ２から抽出された値はほとんど変化していない。これらの結果は、表面組織である角質層（約１００μｍ）のみの特性の変調を示唆している。ｋｐｅｔｒｏｌａｔｕｍ＝０．１９Ｗｍ−１Ｋ−１（ｅ−ＴＤＳ１を使用して決定される）という知見は、ｅ−ＴＤＳがペトロラタムの熱的特性による変化を測定しているのではなく、むしろ経上皮水分損失（ＴＥＷＬ）の防止によるｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅの増加を測定していることを示しており、ＴＥＷＬを測定するための従来の装置を使用した以前の研究と一致している［１５ｃ］。
【０２０９】
皮膚の局所的な加熱および冷却を伴う測定（図３１のパネルｅ〜ｆ）は、中間の深さ（約５００μｍ〜１ｍｍ）でｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅを決定する能力のあることを例示している。前者は、ホットパック（平均温度＝４６〜４８℃、ＨｏｔＨａｎｄｓ（登録商標）Ｓｕｐｅｒ  Ｗａｒｍｅｒｓ）を腕の前部に１０分間貼り付けておくことを伴う。加熱時間の前、直後、および加熱時間後の２回の連続する１０分間隔のｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅを記録することで、印加された熱に対する皮膚の反応を捕捉する。ｅ−ＴＤＳ１から決定されたｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅは、加熱後に劇的に増大し、血流の増大と一致している。ｅ−ＴＤＳ２も、ｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅの著しい上昇を測定するが、ｅ−ＴＤＳ１よりも少ない程度であり、それによって、ホットパックによる影響を受ける組織の深さはペトロラタムによる影響を受ける深さより大きいことを示唆している。時間の経過とともに、ｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅは初期値に近づく。局部的冷却は、血流阻害による真皮の変化を誘発する。コールドパック（平均温度＝９〜１１℃、Ｉｎｓｔａｎｔ  Ｃｏｌｄ  Ｐａｃｋ、Ｐｒｉｍａｃａｒｅ）で腕の前部を１０分間冷却した後、ｅ−ＴＤＳ２からのｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅの測定値は、３人の患者全員についてｅ−ＴＤＳ１からの測定値よりも小さい変化を示している。これらの結果は、局部的冷却の効果が、加熱の場合と同様に、主に真皮で生じることを示唆している。
【０２１０】
この技術の臨床応用の１つは、蜂巣炎の診断補助手段としての応用である。蜂巣炎は、真皮深部および皮下組織の潜在的に致命的な感染症であり、年間１，４００万件の症例があり、年間６０万件以上の入院が生じている［４ａ］。しかし、抗生物質を必要としない一般的な類似疾患（たとえば、静脈うっ滞皮膚炎）の類似する臨床所見が与えられた場合に、蜂巣炎症例の３０〜４０％は誤診されている［４ａ］。現在のところ、この一般的な病状の診断に承認されている既存の研究所または画像診断ツールはない。報告されている研究は、蜂巣炎の一例において真皮深部および皮下脂肪（図３１）の変化を検出するためにｅ−ＴＤＳシステムを使用したことを例示している。蜂巣炎病変の中心、その病変部近傍、および健康な対側の脚の対応する配置（内部対照として）に施されたｅ−ＴＤＳ１および２による測定は、単一の患者で蜂巣炎を研究することを可能にしている。ｅ−ＴＤＳ１で決定されたｋｅｆｆｅｃｔｉｖｅの値は、病変部または病変部近傍（ｋｌｅｓｉｏｎおよびｋｐｅｒｉｌｅｓｉｏｎａｌ）における熱伝導率のみかけの時間的変化を示していない。対照的に、ｅ−ＴＤＳ２は、ｋｃｏｎｔｒａｌａｔｅｒａｌ＜ｋｐｅｒｉｌｅｓｉｏｎａｌ＜ｋｌｅｓｉｏｎであるので、炎症の証拠を示している。１日目および４日目のｋｃｏｎｔｒａｌａｔｅｒａｌはｅ−ＴＤＳ２に対して一定であるが、ｅ−ＴＤＳ１に対しては一定でない。表面のＥ＋Ｄの熱特性は、周囲条件および水分補給状態により日数単位で大きく変化し、したがってｅ−ＴＤＳ１に対する１日目のｋｃｏｎｔｒａｌａｔｅｒａｌおよびｅ−ＴＤＳ１に対する４日目のｋｃｏｎｔｒａｌａｔｅｒａｌの間のこの不一致は予想外ではない。しかしながら、真皮深部や脂肪は、表皮によって周囲の変化から絶縁されているので、ここまでの熱特性の変動は示さない。測定の４日目には、ｋｌｅｓｉｏｎおよびｋｐｅｒｉｌｅｓｉｏｎａｌがｋｃｏｎｔｒａｌａｔｅｒａｌに近づき、これは治癒を示唆しており、４日目の光学画像からも明らかである。これらの結果は、１日目に撮られた画像とは対照的に、紅斑および病変の大きさが明らかに減少していることを示している（病変の直径は約２．５ｃｍから約１ｃｍに減少している）。この分析は、ｅ−ＴＤＳ１およびｅ−ＴＤＳ２の両方が診断ツールとして臨床的関連性を有し得ることを明らかにしている。異なる深さで組織の熱特性を測定する能力は、蜂巣炎（表面または表皮の変化は最小であるが、深部の真皮下脂肪の変化は著しい）などの病状と静脈うっ滞皮膚炎（表皮炎症がより大きい）などの模倣病状との診断上の区別を改善し得る。したがって、ヒトの皮膚の深さ方向分析は、皮膚の状態が異なると熱特性も異なるので、ｅ−ＴＤＳの臨床応用に不可欠である。
【０２１１】
ここで報告されている知見は、ｅ−ＴＤＳ技術を用いることで最大約６ｍｍまでの深さのヒトの組織の熱特性を監視することを可能にすることを示唆している。測定に関連する熱物理学の詳細な研究により、深さの感度を定義する重要な設計パラメータが定量化され、様々な皮膚状態に対する制御され標的とされた測定が可能になる。ｅ−ＴＤＳシステムの機能は、組織の深さの関数として、皮膚水分補給量、微小血管血流量、組成の微妙な変化を検出することを含む。皮下脂肪の深さ感度は、広範囲の皮膚疾患および全身疾患の診断に新たな機会をもたらす可能性があり、デバイスの非侵襲的で再利用可能な性質は、長期監視のための家庭使用を促進する［２ｃ、４ａ］。ｅ−ＴＤＳプラットフォームは、侵襲的な診断アプローチおよび高価な画像診断技術に代わる貴重な選択肢を提供し得る。制御およびデータ抽出のためのワイヤレスシステムとの併用、ならびに様々な疾患を有す患者に対する臨床研究の拡大により、熱深度センサの診断関連性をさらに定めることができる。いくつかの固有の解剖学的部位において、表皮、真皮、および皮下脂肪は合計厚さが＜６ｍｍとなっており、皮膚の下の組織を調べることが可能である。このような部位は、瞼（厚さ＜２ｍｍ）または骨隆起部（たとえば、転子骨、仙骨、または座骨など、厚さ＜４ｍｍ）の上に載る領域を含む［１６］。したがって、これらのセンサは、感染症（骨髄炎）または出血（関節血症）の兆候がないか関節腔または骨を評価するうえで有用であり得る。したがって、特定の解剖学的留置では、これらのセンサを利用することで、関節腔などの他の組織タイプ、または骨に関する洞察を得ることができる。
【０２１２】
実験セクション：臨界深度を決定するためのＦＥＡ：単層または二層のサンプルの表面におけるｅ−ＴＤＳデバイスの熱応答を調べるために市販のソフトウェアＡＢＡＱＵＳが使用された。ここで、ｅ−ＴＤＳは、図２８に例示されているように、両面でＰＩの層（厚さ１．６μｍ、ｋＰＩ＝０．５２Ｗｍ−１Ｋ−１およびαＰＩ＝０．３２ｍｍ２ｓ−１［６ｂ、１１］）によって封緘され、サンプルに接触するＥｃｏｆｌｅｘの層（厚さ１００μｍ、ｋｅｃｏｆｌｅｘ＝０．２１Ｗｍ−１Ｋ−１およびαｅｃｏｆｌｅｘ＝０．１１ｍｍ２ｓ−１［６ｂ］）上に印刷された抵抗センサである。図１０は、単層および二層サンプル上に留置されているｅ−ＴＤＳ（抵抗センサは、同じ外形および全出力を有する円として近似されている）のＦＥＡモデルをそれぞれ示している。空気対流係数は６Ｗｍ−２Ｋ−１である。深さ感度を調べるために、次の２つのＦＥＡモデルが比較された。（１）図４ａのような、二層サンプル（最上層：シリコーンＡ、厚さｈ、純粋な単層サンプルの測定によって決定されるｋＡ＝０．４７Ｗｍ−１Ｋ−１、および文献［１７］に記載されているαＡ＝０．１４ｍｍ２ｓ−１、最下層：シリコーンＢ、純粋な単層サンプルの測定によって決定されるｋＢ＝０．２１Ｗｍ−１Ｋ−１、および文献［６ｂ］に記載されているαＢ＝０．１１ｍｍ２ｓ−１）、（２）単層サンプル（純粋なシリコーンＡ）。ＦＥＡに対する感度および臨界厚さ（ｈｍａｘ）の定義は、スケーリング則の定義と同じである。われわれは、異なるＲおよびｔに対するｈの関数として感度を例示している。図１０は、ｈｍａｘ、したがって感度がＲおよびｔとともに増加することを示している。
【０２１３】
熱深度センサの作製。キャリア基板（シリコンウェハ、スライドガラス、またはガラスウェハ）上にポリ（メチルメタクリレート）（ＰＭＭＡ  Ａ４、ＭｉｃｒｏＣｈｅｍ）の薄い（約２００ｎｍ）層をスピンコーティングし（３０００ｒｐｍ）、その後、１８０℃で３分間ベーキングして、犠牲剥離層を形成した。次に、同じ基板上にポリ（アミド）酸（ＰＩ−２５４５、ＨＤ  ＭｉｃｒｏＳｙｓｔｅｍｓ）の薄膜を５０００ｒｐｍでスピンコーティングし、その後、ホットプレートを使い、９０℃で３０秒間、次に１５０℃で５分間、最後に真空オーブンを使い、２５０℃で１時間ソフトベーキングすると、電気絶縁体として厚さ約１．６μｍのポリイミド（ＰＩ）の層が得られた。電子ビーム蒸着により、Ｔｉ（２０ｎｍ）およびＡｕ（１００ｎｍ）の二層を形成した。フォトリソグラフィおよびウェットエッチングで、デバイスに対する金属トレースを画成した。
【０２１４】
上記の条件を用いてポリ（アミド）酸をスピンコーティングし、硬化させることで、上部絶縁層を形成した。ＰＩのこれら２つの層は、金属を中立機械平面に留置し、それによって曲げ／延伸による歪みを最小限に抑えた。フォトリソグラフィおよび反応性イオンエッチング（Ｏ２プラズマ、Ｍａｒｃｈ  ＲＩＥ）で、金属トレースの幾何学的形状と一致する幾何学的形状でＰＩをパターン形成した。アセトン中に浸漬して、ＰＭＭＡ犠牲層を溶解させ、それによってキャリア基板から構造を除去し、水溶性テープ（Ｗａｔｅｒ−Ｓｏｌｕｂｌｅ  Ｗａｖｅ  Ｓｏｌｄｅｒ  Ｔａｐｅ、３Ｍ）片の表面に移すことができた。構造の裏面に約７０ｎｍのＳｉＯ２をスパッタ堆積することで、化学結合のための反応性表面を作成した。別に、ＰＭＭＡの薄層でコーティングされたスライドガラス上に低弾性率配合シリコーン（Ｅｃｏｆｌｅｘ、Ｓｍｏｏｔｈ−Ｏｎ）をスピンコーティング（１０００ｒｐｍ、１００μｍ）することで、薄い軟質エラストマー支持体を形成した。ＵＶ光に露光することで、シリコーンの表面を−ＯＨ基で官能化し、センサ構造のＳｉＯ２コーティングされた表面に結合させる。沸騰水に浸漬して水溶性テープを溶解させた。センサを７０℃のオーブンでベーキングして乾燥させ、１９３℃に設定されたホットアイロンと電流源への接続用の細いケーブル（ＡＣＦ、Ｅｌｆｏｒｍ）を使用して圧着して作製プロセスを完了した。
【０２１５】
過渡面源測定：ＴＰＳ測定で、単位面積ｑあたりの熱出力を設定するために市販の電流源（Ｋｅｉｔｈｌｅｙ  ６２２０）を使用した。結果として生じる加熱は、デジタルマルチメータ（Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）で記録された、電圧の対応する変化ΔＶによって決定される、抵抗値Δｒの変化をもたらした。測定されたΔｒは、Ａｕの抵抗の温度係数（ＴＣＲ）を通じてΔＴの決定を許した。赤外線（ＩＲ）カメラを使用してＴＣＲを決定するために、各センサは測定値に対して慎重にキャリブレートされた。測定時間に加熱電流を印加した後、同じ時間の間に低電流を印加することで、ΔＴ＝０℃になるようにセンサを冷却する。この研究で使用されたｑの標準的な印加電流は＜１．５ｍＡである。しかしながら、ＰＩ電気絶縁層およびＥｃｏｆｌｅｘ基板があるので、皮膚に電流が入ることはない。
【０２１６】
サーモクロミック顔料／Ｅｃｏｆｌｅｘを使用して調べた熱輸送：サーモクロミック顔料（Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ  Ａｃｔｉｖａｔｅｄ  Ｔｈｅｒｍｏｃｈｒｏｍｉｃ  Ｂｉ−Ｃｏｌｏｒ  Ｐｏｗｄｅｒ  Ｐｉｇｍｅｎｔ、Ａｔｌａｎｔａ  Ｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ）と混合されたＥｃｏｆｌｅｘ基板上にラミネートされた単一のセンサ（Ｒ＝１．５ｍｍ）は、図２８の実験レイアウトを定め、ＦＥＡ温度図に対するパラメータは、それぞれ、熱伝導率ｋｓｉｌｉｃｏｎｅ＝０．２１Ｗｍ−１Ｋ−１およびαｓｉｌｉｃｏｎｅ＝０．１１ｍｍ２ｓ−１［６ｂ］を仮定している。このサーモクロミック顔料は、２５℃以上で黒からピンクに変色する。実験は、周囲の実験室環境（Ｔ＝２２℃）、ｑ＝１０ｍＷｍｍ−２で観察を行った。
【０２１７】
二層ＰＤＭＳ構造の作製：ベンダーによって提案された比率でベースと硬化剤とを混合し（１０：１、Ｓｙｌｇａｒｄ  １８４、Ｄｏｗ  Ｃｏｒｎｉｎｇ）、その後、室温で約２４時間かけて硬化させて、シリコーンＢエラストマーを作製した。すべての実験において、サンプル温度近似値を一定に保つために、直径ｄ＝１００ｍｍの同じ厚さ１５ｍｍの円筒状のシリコーンＢのサンプルを使用した。サンプル温度を一定に保つための条件は、
【０２１８】
【数１４】
2021519200.tif 000016
【０２１９】
および
【０２２０】
【数１５】
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【０２２１】
であり、それらは維持される。シリコーンＡ（Ｓｙｌｇａｒｄ１７０、Ｄｏｗ  Ｃｏｒｎｉｎｇ）の合成は、３〜５分間、個別のベースおよび硬化剤に対する別々の混合ステップを伴い、その後、さらに３分かけて、１：１の比率で２つの成分を組み合わせた。ベンダーによって提供されたシリコーンＡの比重に高さｈの円筒状サンプル（ｄ＝１００ｍｍ）の体積を掛けて、異なるｈのシリコーンＡを作成するのに必要な混合物の質量を決定し、測定サンプルを作成する。これらのサンプルの厚さは、１．０〜１．５ｍｍ刻みで０．５ｍｍから１０ｍｍの範囲であった。硬化は、室温で約２４時間かけて行われた。分解能０．０１ｍｍのデジタルノギスで測定した結果、これらのシリコーンＡサンプルの厚さが得られた。このタイプの薄膜をシリコーンＢ基板上に物理的にラミネートすることで、試験用の二層シリコーンＡ／シリコーンＢ構造を形成した。可逆的なファンデルワールス接着で、このような薄膜に対して繰り返しラミネートと剥離を実行することで、単一のシリコーンＢ基板のみを有するサンプルの集合体を得ることができた。測定中に浅いプラスチック皿でデバイスを覆い、空気の対流の影響を最小限に抑えた。
【０２２２】
オンボディ実験。９人の異なる被験者が４つの固有のオンボディ試験に参加した。すべての試験について、選択されたｑの値（したがって、印加電流、Ｉ）は、ΔＴｔ＝６０ｓ＜１０℃となることを確実にした。最初の試験は、ｅ−ＴＤＳシステムを使用する表面的な（表皮、約１００μｍ）変化の検出を実証するのに役立った。４人の健康／正常な被験者（女性、年齢２３歳；男性、年齢２２歳；女性、年齢２７歳；男性、年齢２３歳）がこの実験に参加した。被験者は、試験中、実験室環境の中にじっと座っていた。市販の密封型保湿剤であるペトロラタム（Ｖａｓｅｌｉｎｅ、Ｕｎｉｌｅｖｅｒ）が、角質層および表皮内の水分補給レベルの変化を誘発する働きをした。最初に二重ｅ−ＴＤＳシステムを各被験者のむき出しの前腕に置くことで、熱特性を測定が可能であった。最初に、ｅ−ＴＤＳ１は、６０秒間、ｔの関数としてΔＴを測定し、その後、センサがオフになったときに６０秒間の冷却期間を置き、センサが初期温度に戻ることを可能にした。次いで、ｅ−ＴＤＳ２は、同じ持続時間（６０秒）の間、ｔの関数としてΔＴを測定し、その後、同じ時間（６０秒）の冷却期間を置いた。ｅ−ＴＤＳ１およびｅ−ＴＤＳ２による測定を３回繰り返すことで各々データが生成され、記号はデータの平均値として、エラーバーは標準偏差を表した。ｅ−ＴＤＳシステムは、前腕から剥がされた（前腕のペンマークは、二重ｅ−ＴＤＳシステムの配置を示していた）。各被験者の掌側前腕に５ｍｇ／ｃｍ２のペトロラタムを塗布し、１５分間待つことで、水分補給量の十分な増加が認められた。二重ｅ−ＴＤＳシステムを対応するマークされている配置に従って被験者の掌側前腕にラミネートし、ｅ−ＴＤＳ１およびｅ−ＴＤＳ２の両方について測定をそれぞれ３回繰り返して、実験を完了した。図３１（パネルｄ）において、記号は、各個別の被験者に対するデータの平均値を表し、エラーバーは対応する標準偏差を表す。
【０２２３】
次の試験は、市販の加熱および冷却パックを付けることにより血流を変化させ、中間深度（真皮、１００μｍ〜１ｍｍ）での血流の変化を誘発することを伴った。４人の健康／正常な被験者（女性、２６歳；男性、２２歳；女性、２３歳；男性、１８歳）が血管拡張のための加熱パック研究に参加し、他の４人の健康／正常な被験者（男性、３０歳；女性、２３歳；女性、２１歳；男性、１８歳）が血管収縮のための冷却パック研究に参加した。被験者は試験中、実験室環境内に比較的じっと座っていた。加熱／冷却パック研究の手順は、本明細書で説明されているものと同一であった。二重ｅ−ＴＤＳは、各被験者の腕の前部に付けられた。ペンマークで、皮膚上のデバイスの位置が識別された。第１のオンボディ実験と同じようにして、ｅ−ＴＤＳ１は、６０秒間、ｔの関数としてΔＴを測定し、その後、センサがオフになったときに６０秒間の冷却期間を置き、センサが初期温度に戻ることを可能にした。次いで、ｅ−ＴＤＳ２は、同じ持続時間（６０秒）の間、ｔの関数としてΔＴを測定し、その後、同じ時間（６０秒）の冷却期間を置いた。センサは、腕から取り外された。市販の加熱または冷却パックが、ペンでマークされた配置に１０分間置かれた。加熱または冷却パックを取り外し、マークされた配置に従ってセンサを再び皮膚にラミネートすることにより、被験者に対してその後の測定の準備をした。皮膚からホット／コールドパックを取り外した直後、１０分後、および２０分後に測定を行って、研究を完了した。この場合において、皮膚が時間の経過とともに正常に戻ることを示す証拠を図３１（パネルｅ〜ｆ）のデータが予想通り示していることから、ホット／コールドパックの効果は一過性であったので、測定は、各時間間隔（ｅ−ＴＤＳ１および２の両方について）で１回のみ行われた。しかしながら、無作為に選ばれた４人の被験者は両方の試験について類似の傾向を示しているので、結果は一貫している。
【０２２４】
最後の試験は、蜂巣炎病変の測定を伴った。上述の研究とは対照的に、蜂巣炎は誘発された変化ではないので、１人の被験者のみがこの研究に参加した。被験者（男性、年齢３０歳）は、左脚（大腿部）に蜂巣炎を患っていた。被験者は、デバイスと皮膚との間の形状適合性接触を確実にするためにピンセットを使用して蜂巣炎病変部から毛を除去した。１日目、および４日後に行った測定が研究であった。蜂巣炎病変の中心部、病変部近傍、および反対側の脚で、ｅ−ＴＤＳ１およびｅ−ＴＤＳ２を各々３回、順次使用して、２つの別々の日にｔの関数としてΔＴを測定すると、図５ｇにおけるデータが得られた。反対側の脚の画像、および２つの別々の日に撮られた蜂巣炎病変部の画像も、図５パネルｇに表示されている。
【０２２５】
実施例３の参考文献：
［１］J. Kattner, A Lichterfeld, U. Blume-Peytavi, British Journal of Dermatology 2013, 169, 528.
［２］a) M. N. Sawka, S. J. Montain, W. A Latzka, Comp Biochem Physiol A Mal Integr Physiol 2001, 128,679; b) L. S. Jutte, M. A Merrick, C. D. Ingersoll, J.E. Edwards, Arch Phys Med Rehabil 2001, 82, 845; c) P. V. Pople, K. K. Singh, Int J Pharm 2012, 434, 70.
［３］a) P. Clarys, R. Clijsen, J. Taeymans, A O. Barel, Skin Res Technol 2012, 18, 316; b) E. Alanen, J. Nuutinen, K. Nickl en, T. Lahtinen, J. Monkkonen, Skin Res Technol 2004, 10, 32; c) J.E. Tooke, J. Ostergren, B. Fagrell, Int J Microcirc Clin Exp 1983, 2,277; d) M. Vogt, H. Ermert, IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control 2005, 52, 375; e) F. Mirrashed, J.C. Sharp, Skin Res Technol 2004, 10, 149; f) J. Welzel, C. Reinhardt, E. Lankenau, C. Winter, H. H. Wolff, British Journal of Dermatology 2004, 150, 220.
［４］a) AB. Raff, D. Kroshinsky, JAMA 2016, 316, 325; b) Q. Weng, AB. Raff, J.M. Cohen, et al., JAMA Dermatology 2017, 153, 141.
［５］a) T. Someya, Y. Kato, T. Sekitani, S. Iba, Y. Noguchi, Y. Murase, H. Kawaguchi, T. Sakurai, Proc Natl Acad Sci US A 2005, 102, 12321; b) R. C. Webb, AP. Bonifas, A Behnaz, Y. Zhang, K. J. Yu, H. Cheng, M. Shi, Z. Bian, Z. Liu, Y. S. Kim, W. H. Yeo, J. S. Park, J. Song, Y. Li, Y. Huang, A M. Gorbach, J. A Rogers, Nat Mater 2013, 12, 938.
［６］a) R. C. Webb, Y. Ma, S. Krishnan, Y. Li, S. Yoon, X. Guo, X. Feng, Y. Shi, M. Seidel, N. H. Cho, J. Kurniawan, J. Ahad, N. Sheth, J. Kim, J. G. t. Taylor, T. Darlington, K. Chang, W. Huang, J. Ayers, A Gruebele, R. M. Pielak, M. J. Slepian, Y. Huang, AM. Gorbach, J. A Rogers, Sci Adv 2015, 1, e1500701; b) L. Tian, Y. Li, R. C. Webb, S. Krishnan, Z. Bian, J. Song, X. Ning, K. Crawford, J. Kurniawan, A Bonifas, J. Ma, Y. Liu, X. Xie, J. Chen, Y. Liu, Z. Shi, T. Wu, R. Ning, D. Li, S. Sinha, D. G. Cahill, Y. Huang, J. A Rogers, Advanced Functional Materials 2017, 27, 1701282; c) S. Krishnan, Y. Shi, R. C. Webb, Y. Ma, P. Bastien, K. E. Crawford, A Wang, X. Feng, M. Manco, J. Kurniawan, E. Tir, Y. Huang, G. Balooch, R. M. Pielak, J. A Rogers, Microsystems &Amp; Nanoengineering 2017, 3, 17014; d) R. C. Webb, R. M. Pielak, P. Bastien, J. Ayers, J. Niittynen, J. Kumiawan, M. Manco, A Lin, N. H. Cho, V. Malyrchuk, G. Balooch, J. A Rogers, PLoS One 2015, 10, e011813l.
［７］S. E. Gustafsson, Review of Scientific Instruments 1991, 62, 797.
［８］a) A Koh, S. R. Gutbrod, J. D. Meyers, C. Lu, R. C. Webb, G. Shin, Y. Li, S. K. Kang, Y. Huang, I. R. Efimov, J. A Rogers, Adv Healthc Mater 2016, 5, 373; b) Y. Hattori, L. Falgout, W. Lee, S. Y. Jung, E. Poon, J. W. Lee, I. Na, A Geisler, D. Sadhwani, Y. Zhang, Y. Su, X. Wang, Z. Liu, J. Xia, H. Cheng, R. C. Webb, AP. Bonifas, P. Won, J. W. Jeong, K. I. Jang, Y. M. Song, B. Nardone, M. Nodzenski, J. A Fan, Y. Huang, D. P. West, AS. Paller, M. Alam, W. H. Yeo, J. A Rogers, Adv Healthc Mater 2014, 3, 1597; c) L. Gao, Y. Zhang, V. Malyarchuk, L. Jia, K. I. Jang, R. C. Webb, H. Fu, Y. Shi, G. Zhou, L. Shi, D. Shah, X. Huang, B. Xu, C. Yu, Y. Huang, J. A Rogers, Nat Commun 2014, 5, 4938.
［９］K. R. Holmes, Thermal Properties, http://users.ece.utexas.edu/-valvano/research/Thermal.pdf, accessed: 10 May, 2017.
［１０］a) Y. Lee, K. Hwang, Surgical and Radiologic Anatomy 2002, 24, 183; b) O. Akkus, M. Kizilgul, Evaluation of Skin and Subcutaneous Adipose Tissue Thickness for Optimal Insulin Injection, 2012.
［１１］Dupont, DupontKapton Summary of Properties, http://www.dupont.com/kapton/general/H-38479-4.pdf, accessed: 5 Feb, 2017.
［１２］M. L. Cohen, J Invest Dermatol 1977, 69, 333.
［１３］S. Wang, M. Li, J. Wu, D.-H. Kim, N. Lu, Y. Su, Z. Kang, Y. Huang, J. A Rogers, Journal of Applied Mechanics 2012, 79, 031022.
［１４］J. W. Valvano, J. R. Cochran, K. R. Diller, Int J Thermophys 1985, 6, 301. 
［１５］a) R. Ghadially, L. Halkier-Sorensen, P. M. Elias, J Am Acad Dermatol 1992, 26, 387; b) AV. Rawlings, D. A Canestrari, B. Dobkowski, Dermatol Ther 2004, 17 Suppl 1, 49; c) R. L. Rietschel, J Invest Dermatol 1978, 70, 152.
［１６］a) K. Hwang, D. J. Kim, S. H. Hwang, Journal of Craniofacial Surgery 2006, 17, 54; b) E. Yalcin, M. Akyuz, B. Onder, H. Unalan, I. Degirmenci, Journal of Spinal Cord Medicine 2013, 36, 225.
［１７］Professional Plastics, Thermal Properties of Plastic Materials, https://www.professionalplastics.com/professionalplastics/ThermalPropertiesofPlasticMaterials.pdf, accessed: 5 Feb, 2017.
【実施例４】
【０２２６】
皮膚の連続的、定量的、熱特性評価のための電池を使用しないワイヤレス表皮電子機器。
【０２２７】
皮膚は、身体の最大の器官であり、外見の調節に重要な役割を果たすだけでなく、恒常性、体温調節の重要な役割、および空気中の毒素に対する障壁としての役割を果たし、病原体、汚染物質、および微粒子の拡散を防ぐ。従来の皮膚監視の手段は、複雑な有線スキーム、または訓練を受けた医療専門家による目視検査を必要とし、コストまたは利便性の面で不利な点を併せ持つことが問題となっている。材料科学および機械工学の最近の進歩により、軟質の、薄く、延伸性を有し、構造の点で皮膚に似たクラスの電子デバイスが実現可能になった。ときには「表皮電子機器」と総称されるこれらのデバイスは、様々な環境で臨床品質のデータストリームを生成する能力をすでに実証しており、新規性のある感知モダリティのための多くの機会を生み出している。そのような機会の１つは、ヒトの皮膚の精密で連続的な熱特性評価を中心とするものであり、最近の実施形態では、皮膚および指爪を含むいくつかの部位における、温度、血流、皮膚水分補給、創傷治癒、ならびに数ミリの深さまでの蜂巣炎および日焼けなどの皮膚関係の病変を測定することができることを実証している。しかしながら、このクラスの熱特性評価デバイスは、きわめて有望な一組のマルチモーダルな診断および監視ツールを代表するが、これまでに実証されているすべての実施形態は、電源およびデータ伝送に有線ケーブル接続に頼っており、その有用性は限られていた。
【０２２８】
本明細書で提示しているのは、材料、機械学、電子機器設計、およびワイヤレス電力伝送の一連の概念であり、これらは、一緒にまとめたときに、連続的に着用可能な、ワイヤレス方式の、電池不要の表皮熱センサを構築することを可能にする。本明細書において説明されているデバイスおよび方法はいずれも、このセクションで説明されているワイヤレスデータおよび電力伝送と互換性がある。データ伝送および電力伝送は、近距離無線通信（ＮＦＣ）プロトコルを通じて、誘導結合を介して行われる。系統的実験および理論的研究により、皮膚の温度、水分補給、および外傷を測定する能力を含む、デバイス動作の重要モードが確立されている。頑丈で軽量な設計により、市販のＮＦＣ対応スマートフォン、タブレットコンピュータ、または他のポータブルデバイスを通じて電力伝達およびデータ伝送を直接実行することができる、最大７日間の期間を含む、長期間にわたる連続使用が可能になっている。
【０２２９】
広範な研究により、軟組織の熱特性を測定するために、高精度（３０ｍＫ）温度計および制御された低電力ＤＣ熱アクチュエータとして同時に機能することができる軟質の形状適合性熱素子を使用することの実現可能性が確立されている。簡単に言うと、低電力の熱作動（約８ｍＷ／ｍｍ２）の結果、アクチュエータから物理的に密接結合されている皮膚下層への局所的熱輸送が生じる。これらの皮膚層を通る熱輸送速度は、その熱伝導率（ｋｓｋｉｎ）および熱拡散率（αｓｋｉｎ）によって決定される。作動点での正確な連続的局所的温度測定により、過渡温度上昇曲線（ΔＴ（ｔ））が生成され、これは、組成および構造の変化に関連する皮膚の熱輸送の微妙な変化を測定する十分に確立されているアルゴリズムを使用して分析することができる。このタイプの表皮ワイヤレス熱センサ（ｅＷＴＳ）は、水分補給レベル、充血、怪我、および治癒に関連する皮膚変化の範囲を測定するために使用することができる。
【０２３０】
ｅＷＴＳの概略図が図３２に示されており、これはその重要特徴を強調している。ｅＷＴＳは、大きく、２つの機械的に異質なコンポーネントに分けることができ、各々機構および熱輸送において関連する一連の利点を有する。可撓性プリント回路基板上に組み立てられた、効率的なＮＦＣベースの電力結合、データ伝送、およびアナログ信号調整のための市販のコンポーネントであるワイヤレス電力収穫のための誘導コイルは、第１のコンポーネント（本明細書では一般に「ワイヤレス電子システム」と総称される）を備える。エラストマー基板（８０μｍ）上に装着された３μｍのＰＩ内に封緘されたＣｒ／Ａｕ（１０／１００ｎｍ）の薄膜金属二層は、図３２（パネルＢ）に示されているように、第２の「軟質」で、延伸性を有する、低弾性率のコンポーネント（たとえば、基板、アクチュエータ、およびセンサ部分）を形成する。軟質コンポーネントの柔らかさおよび高度の変形性は、図３２において明らかである。このタイプの不均一集積は、表皮電子機器における最近の進歩と商業的に成熟したフレキシブルＰＣＢ製造とを組み合わせたセンサ設計におけるいくつかの選択肢となっている。
【０２３１】
Ｃｕ／ＰＩ／Ｃｕ積層板（１８μｍ／９０μｍ／１８μｍ、Ｐｙｒａｌｕｘ、ＤｕＰｏｎｔ）からのレーザー構造化を介して構築された両面フレックスＰＣＢコンポーネントは、最近開発された設計規則およびＮＦＣベースの表皮および埋め込み可能な電子機器の進歩と一致して、システムレベルのフレキシビリティを維持しながら、剛体のパッケージ化されたコンポーネントの堅牢な装着を可能にする。ウェアラブル皮膚装着熱特性評価における最近の研究は、低熱質量（約１０ｍＪ／ｃｍ２Ｋ）、高度に直線的な抵抗の温度係数（ＴＣＲ）、ならびに温度センサおよび熱アクチュエータとして同時に機能する能力を含む、軟質のシステムの重要な特徴について情報をもたらしている。
【０２３２】
フレックスＰＣＢの窓のような開口部は、軟質コンポーネントの取り付け、および接着剤などによる２つのコンポーネント間の機械的一体化を可能にし、その一方で、低温インジウム系はんだを使用するリフローはんだ付けは、フレックスＰＣＢの裏面と薄膜感知／アクチュエータ要素との間の電気的接触を確立する。極薄（８０μｍ）の医療グレードのアクリル系繊維接着剤は、皮膚とフレックスＰＣＢとの間に強力な可逆的接着を確立し、その一方で、軟質コンポーネントは、その例外的に低い質量密度［ＮＵＭＢＥＲ］および皮膚への周囲フレックスＰＣＢの強力な接着があるので、皮膚に付着するためにファンデルワールス力だけに頼る。まとめると、ｅＷＴＳの小型化（Ｄ＝２．５ｃｍ）、低質量（２００ｍｇ）、システムレベルの可撓性は、様々な身体部位に簡単に、可逆的に貼り付けることを可能にする。被験者の首に完全に組み立てられたｅＷＴＳの光学画像が図１Ｄに示されており、拡大図により上で概要を述べた重要な特徴を強調して示している。
【０２３３】
全体的な構造は、装着を容易に行えるようにし、高度な電子機器設計は、図３２（パネルＥ〜Ｆ）に示されているように、市販のＮＦＣ対応スマートフォンまたはタブレットコンピュータなどの外部コントローラからのワイヤレス測定および読み出しを可能にする。回路全体の概略図が、図３３（パネルＡ）に示されている。軟質感知／作動抵抗（Ｓ１）は、細かくバランスのとれたホイートストンブリッジ（Ｒ２、Ｒ３、Ｒ４）の感知アームを形成する。温度の変化は、抵抗値の変化（約５Ω）を引き起こし、結果としてブリッジのアーム間に差動電圧の変化（約５００μＶ）をもたらす。この差動電圧は、オペアンプによって増幅され、その閉ループ利得はフィードバック抵抗（Ｒ５）の選択によって設定される。熱作動を引き起こすために、感知アームによって消費される電力を正確に制御できるようにＲ２がチューニングされ得る。次いで、増幅信号は、４００ｍＶ（７００ｍＶ〜３００ｍＶ）のフルスイング範囲を有する、市販のベアダイ近距離無線通信（ＮＦＣ）チップのアナログ／デジタルコンバータ（ＡＤＣ）に供給される。オンボードマイクロコントローラが、Ｓ１を介してプログラム可能な周波数およびデューティサイクルで制御された電力供給を可能にし、局所的加熱を引き起こし、緩衝増幅器が安定した出力を確実にする。結果として生じる温度上昇は、図３３（パネルＢ）に示されているように、測定された変化する電圧を生じる。
【０２３４】
機械的な歪みは、センサの機械的剥離を誘発し、誘導コイルのＱ値および周波数ピークを変化させ、抵抗温度センサに歪み効果を誘発することによってデバイス性能に影響を及ぼし得る。したがって、堅牢で安定したデバイスの動作には、機械的な配慮が不可欠である。皮膚から局部的剥離が生じる結果、局在するエアポケットの熱特性の強い影響を受け、熱伝導率が皮膚および他の軟組織よりも一桁低い、測定結果がもたらされる。完全な３Ｄ有限要素解析（３Ｄ−ＦＥＡ）は、一軸歪みの範囲にわたって、皮膚とｅＷＴＳとの間の形状適合性接触を維持するために必要な接着の最小仕事を明らかにし、皮膚の降伏歪み（１５％）が実用的な外側限界を表す。この歪みにおける接着の仕事、１０Ｎ／ｍは、図３３（パネルＣ）に示されているように、穏やかな、可逆的で皮膚に安全なシリコーンまたはアクリル系接着剤（Ｑａｄｈｅｓｉｏｎ＞５０Ｎ／ｍ）によっても容易になされる。接着剤は、皮膚と比較してフレックスＰＣＢの比較的低い変形性と併せて、デバイスへの歪みの影響を制限する働きをし、その結果、層間剥離およびエアポケットは最小になる。これは、図３３（パネルＤ）に示されている歪み分布の３Ｄ−ＦＥＡシミュレーションに示されており、捻れおよび曲げの結果、誘導銅コイルに＜０．１％のピーク歪みが生じる。それに加えて、極薄の抵抗素子をＰＩ基板とスーパーストレートとの間の中間平面内に配置することで、素子は軟質アセンブリの中立機械的平面内に置かれることになり、その結果、図３３（パネルＤ）の差し込み画像に示されているように、曲げおよび捻りにおいて０％に近い歪みを生じる。したがって、本明細書で提供されるデバイスおよび方法はいずれも、温度センサおよびアクチュエータを中立機械的平面内に、またはその近くに配置する。挟むことにより変形している皮膚に付けたデバイスの光学画像が、図３１および図４３に示されている。
【０２３５】
軟質材料および流体のワイヤレス方式によるインビトロ熱特性評価：様々な軟質材料や流体に関するｅＷＴＳによる広範なインビトロ測定は、様々な条件の下で熱輸送特性を正確に熱的に特徴付ける能力を検証する。ここで、ＩＲイメージングは、センサ動作の有用な検証手段として使用され、有用な比較点として、ＩＲサーモグラフィは臨床診断ツールとして広く受け入れられている。図３４は、空気中（左）およびヒトの皮膚上（右）で動作するセンサのＩＲサーモグラフを示しており、熱動作の重要な態様を明らかにしている。オン期間中、８ｍＷの電力がＮＦＣから感知／作動要素に伝達され、その結果、局所的な作動が制御される。皮膚（約０．３５Ｗ／ｍ−Ｋ  ＣＩＴＥ）に関する空気の低い熱伝導率（約０．０２Ｗ／ｍ−Ｋ  ＣＩＴＥ）は、空気中のはるかに高い局所的温度上昇（約１５Ｋ）をもたらす。皮膚を通る熱流の３Ｄ−ＦＥＡシミュレーションは、センサからの熱の浸透深さが６秒後に約１ｍｍであることが明らかにし、結果として、＜８Ｋの局所的温度上昇が表皮層に完全に含まれており、われわれのグループの最近の研究によりこの深さをチューニングするうえでの設計考慮事項が確立されている。デバイス動作中に、図３４に示されているように、ベアダイＮＦＣチップは、それ自体が局所的加熱の主発生源となる。しかしながら、さらなる３Ｄ  ＦＥＡにより、ＮＦＣからの熱の定常状態の浸透深さは＜５ｍｍであり、センサそれ自体の熱場までの距離より短いことが確立されている。
【０２３６】
作動中、ｅＷＴＳからの生の感知された電圧の変換は、図３４のように、センサに焦点を合わせたＩＲサーモグラフへのキャリブレーションを介して進行する。安定したベースライン温度とドリフトしているベースライン温度において０．０５Ｈｚおよび３３％のデューティサイクルでｅＷＴＳを動作させると、結果として図３４（パネルＣ）に示されているデータが得られる。生の測定された電圧（赤の曲線）をＩＲサーモグラフからの温度データ（黒の曲線）と重ね合わせると、ほぼ完全なオーバーレイが得られ、これにより温度への直線的な変換が容易に行える。このようにして、各作動サイクルの前の温度上昇（ΔＴ（ｔ））および開始温度（Ｔ（ｔ＝０））の両方が、熱輸送およびベースライン温度の測定をそれぞれ同時に行うために使用され得る。より高いサンプリングレートでのさらなるキャリブレーションが得られる。
【０２３７】
軟質材料における異なる熱輸送速度の効果は、図３４（パネルＤ）に例示されている。皮膚と熱特性が類似していることから選択された、Ｓｙｌｇａｒｄ  １８４（ｋ＝０．１９Ｗ／ｍ−Ｋ）とＳｙｌｇａｒｄ  １７０（ｋ＝０．４５Ｗ／ｍ−Ｋ）の２つの異なる市販のシリコーン系エラストマーが調製されたが、Ｓｙｌｇａｒｄ  １７０はドーパントとしてのカーボンブラックの存在による熱伝導率の既知の増加を示している。サンプルは、他の場合にはサイズおよび幾何学的形状の点で同一である。測定されたΔＴ（ｔ）は、劇的な違いを示しており、測定された曲線Ｓｙｌ  １７０は、Ｓｙｌｇａｒｄ  １８４（＞８Ｋ）よりも短い時間スケール（ｔ＜１秒）ではより低い勾配
【０２３８】
【数１６】
2021519200.tif 000018
【０２３９】
を示し、より長い時間スケールＴ（ｔ＝６秒）ではより低い飽和温度（約４Ｋ）を示し、これはほぼ２分の１である。
【０２４０】
血管、埋め込まれたカテーテル、または他の導管の形態での表面近くの流体流の存在は、熱輸送速度の変化を引き起こすもう１つの要因である。したがって、熱輸送の微妙な変化を測定する能力は、これらの導管内の流量を特徴付けるために利用され得る。この効果の例として、ｅＷＴＳは、たとえば、心室シャントカテーテルに対する表面配置に加えて、体内の多数の静脈に関連する深さに対応する、１ｍｍの深さに表面近くの埋め込みカテーテルが置かれているシリコーン皮膚ファントムの表面上に装着される。このアセンブリは、図３４（パネルＥ上）に例示されている。制御された流体流をこのカテーテルに導き入れ、０．０５Ｈｚおよび３３％のデューティサイクルでｅＷＴＳを作動させると、上記の両方のシステムで予想される流量の範囲内に収まる２つの異なる流量で連続的に測定されたΔＴ（ｔ）データが得られ（Ｑｆｌｏｗ＝０．５ｍｌ／分、１．０ｍｌ／分）、図３４に示されているように、流量の強い対流効果のあることがわかる。異なる流量に関連する冷却の異なるレベルは、数値モデルを使用して、またはキャリブレーションを介して、定量的流量に変換することができる。
【０２４１】
表面近くの大血管のない皮膚領域において、異なるレベルの水分補給に関連する熱輸送変化を測定することができることで、ｅＷＴＳの重要なアプリケーションが形成される。カサカサの皮膚は、乾燥した無定形コラーゲン基質の値に近い熱伝導率（約０．１９Ｗ／ｍ−Ｋ）を示すが、水分補給された皮膚は、純粋な水の値に近い熱伝導率（０．５Ｗ／ｍ−Ｋ）を示し、単純な混合則によってシステムの物理学をよく捉えている。乾燥した皮膚と水分補給された皮膚に対する２つの極端な事例は、グリコール（ｋ＝０．１９Ｗ／ｍ−Ｋ）と水（ｋ＝０．６Ｗ／ｍ−Ｋ）とによって簡単にモデル化される。正確に制御された比率（重量比で０％、２０％、４０％、６０％、８０％、１００％のグリコール）のこれらの化合物の混合物は、図３４（パネルＦ）に概略が示されているような含水量、および、また図３４（パネルＧ）のＩＲ画像と関連する微妙な変化を捕捉するセンサの能力を検証するための貴重なファントムとして働く。これらの比率の各々に対するΔＴ（ｔ）の測定値は、図３４（パネルＧ）に示されており、ΔＴ（ｔ＝２秒）は図３４（パネルＨ）に示され、グリコール含有量との強い線形相関（Ｒ２＝０．９９４）を示している。
【０２４２】
インビボ皮膚水分補給の測定：皮膚水分補給は、遺伝学、周囲条件、食事および活動レベルを含む、いくつかの要因の影響を受ける。角質層などの皮膚の最外層の水分補給レベルは、空気中微粒子、病原体、および他の汚染物質に対する拡散障壁として機能する能力に重大な影響を及ぼす。健康な皮膚の水分補給の医療上の利点に加えて、外観を調節するその大きな役割が局所的保湿化合物の著しい経済活動を推進する。健康な有志被験者を対象とした系統的インビボ試験は、複数の身体部位への複数の異なる化合物の効果を明らかにした。既存の商業的黄金律である、インピーダンスベースの測定プローブ（水分計、Ｄｅｌｆｉｎ  Ｓｙｓｔｅｍｓ  ｇｍｂｈ）は、検証手段として働く。塗布手順は、５ｍｇ／ｃｍ２を皮膚の明確にマークされた領域に塗布し、完全に吸収されるまで１５分間待つことを伴う。残っている保湿剤は、最初に清潔な乾いたぞうきんで完全に拭き取り、その後、市販のスコッチテープ（３Ｍ，  Ｉｎｃ．）でテープ剥離を行い、その後、ｅＷＴＳが貼り付けられた。この手順は、図３５の一連の画像に例示されている。局所的に塗布された保湿化合物（「アフター」）の後に行われた測定を伴うすべての試験は、上記のプロトコルを利用した。
【０２４３】
単純な対照試験として、健康な被験者（女性、２３歳）の右掌側腕の３つの隣接する部位がマークされ、２つはそれぞれアルコールぞうきんおよび市販の保湿剤（Ｎｉｖｅａ，  Ｉｎｃ．）でそれぞれ処理され、３つ目は乾いたぞうきんで拭いたが、未処理のままである。小型化ワイヤレス設計でないときわめて困難な試験の一例として、隣接する各センサに連続的に素早くインテロゲートするために同じ制御および読み出し電子機器が使用されており、この実験の光学画像は図３５（パネルＢ）に示されている。３種類の処理の前後の測定は、未処理のままの場所とアルコールぞうきんで処理された場所との間の違いをほとんど示さないが、劇的に改善された熱輸送は、図３５（パネルＣ）に示されているように、含水量の増加による改善された熱輸送に関連して、保湿された場所において関連している。
【０２４４】
図３５（パネルＤ）に示されている３つの異なる健康な被験者に関する測定は、局所的保湿剤の有効性に関して個人間の高いレベルの変動を明らかにしている。被験者１（男性、年齢２６歳）は、掌側前腕に目に見えて乾燥しているぱさぱさの皮膚を示し、局所的保湿剤の塗布の結果、水分計およびｅＷＴＳの両方によって捕捉されるような、劇的な変化が生じた。ここで、ｅＷＴＳ測定はΔＴ（ｔ＝６秒）で記録された。被験者２（男性、２３歳）および被験者３（女性、２４歳）は、外見上健康な皮膚を呈していたが、局所的化合物の効果により、水分計およびｅＷＴＳの両方で測定されるように、被験者２では水分補給の適度な増加が生じ、被験者３ではほとんど変化がなかった（水分計：塗布前２４から塗布後３５）。３つの事例すべてにおいて、保湿剤の効果は、ｅＷＴＳおよび水分計の両方で測定されたように、６０分にわたって軽度に低下した。
【０２４５】
小型化された設計は、広範な体表面への容易な塗布を可能にする。腕、首、および脚の３つの実用的なユースケースが、図３５（パネルＥ−左）の光学画像に示されている。健康な被験者（女性、２４歳）に市販の保湿剤を塗布する前および塗布した後に行った測定は、腕、次いで首、次いで脚の順で最も強い効果のあることを明らかにしているが、図３５（パネルＥ−右）に示されているように、各配置について明確な変化が見られる。
【０２４６】
最後に、保湿剤のタイプの効果が、４種類の異なる化合物、すなわち、ペトロラタム、アロエジェル、化粧水、およびクリームで評価されており、各々異なる化学的性質および作用を表している。塗布直後および塗布してから１５分後の光学画像（拭き取りおよび剥離に加えて）は、それぞれ、図３５（パネルＦ）に示されている。一般に、保湿剤は、漏出する経表皮水分損失をトラップするために保湿剤（たとえば、Ｖａｓｅｌｉｎｅ、ペトロラタムの一種）の密封作用、周囲の水分をトラップするための皮膚軟化剤（たとえば、ジェル）の吸収効果、またはこれらの何らかの組合せのいずれかに頼る。図３５（パネルＦ）に示されているように、われわれの測定は、最も強力な作用は純粋なペトロラタム（Ｖａｓｅｌｉｎｅ）の作用であることを明らかにし、これは以前の研究とも一致している。これらの測定値における個人間のばらつきが大きいので、意味のある傾向を外挿することは困難である。しかしながら、より一般的には、ｅＷＴＳは、その大きさおよび相対的な機械的不可視性により、より大きなコホート研究への直截的な道筋を提供している。さらに、これらのデバイスは、医療または美容の文脈のいずれかを含む、個人化された使用および治療に適している。
【０２４７】
外傷による皮膚熱輸送変化のインビボ測定。皮膚外傷は、毛細血管および細動脈などの表面近くの微小血管を介した灌流の変化と関連している。われわれは、鈍い衝撃に関連する皮膚外傷、火傷、および皮膚炎症の代表的な２つの事例を調べた。他の点では健康な被験者の腕の火傷痕の光学画像が図３６（Ａパネル）に示されており、これは最大の熱傷を受けていることを示しており、周囲の病変部近傍および隣接する健康な部位を示している。焼けた皮膚は、最大数ミリメートルまでの深さのところの血管系の損失を被り、その結果、熱輸送の減少を示す。病変部近傍の皮膚および健康な皮膚は、それぞれ、灌流のベースラインに近いレベルと正常なベースラインレベルとを示している。これらの変化は図３６（パネルＢ）に示されており、熱輸送のｅＷＴＳ測定は予想される傾向を示しており、ΔＴ（ｔ＝６秒）で測定されたように、焼けた皮膚は最も低い熱輸送速度を示している。
【０２４８】
平手打ちによる皮膚描記症性じんま疹に起因する皮膚外傷は、結果として、図３６（パネルＣ）の他の点では健康な被験者（男性、２６歳）の掌側前腕部に見られるように、炎症、充血、および容易に明らかな発赤をもたらす。充血は、組織の同じ制御体積を灌流する血液の量の増加に起因する熱輸送速度の増加をもたらす。じんま疹による炎症の典型的な症状は、約１０分持続し、この外傷およびその後の回復期の影響は、図３６（パネルＤ）に明確に示されており、じんま疹の直後に著しく増加し、その後、徐々にベースライン値に戻る灌流レベルを有する。
【０２４９】
様々な条件での連続的な安定した動作：ｅＷＴＳの小型化された頑丈な構造および電池不要の動作は、何日間もの間の連続装着を可能にする。その能力の実証として、被験者（女性、２４歳）は、デバイスを覆うために使用されている医療用テープ（Ｔｅｇａｄｅｒｍ、３Ｍ  Ｉｎｃ）の薄い通気性のある単一の層だけで、運動、シャワー、および睡眠などの日常的な活動を継続しながら、ｅＷＴＳを７日間連続して着用した。軟質の感知／作動要素の真上に水があると熱測定に影響を及ぼすが、設計の重要な態様ではｅＷＴＳアセンブリ全体を防水にするものである。具体的には、水中における１３．５６ＭＨｚのＥＭ波の無視できるほどの分散、およびベアダイＮＦＣチップ上の接着剤の薄いＵＶ硬化層（Ｎｏｒｌａｎｄ、ＥＦＤ）の存在により、図３７（パネルＡ）に例示されているように、水との相互作用の後でも安定した動作が可能である。
【０２５０】
試験期間中の毎日の固定された時間（午前１０：００、午後５：００）に１日２回行われた測定から得られる生データは、センサの測定の安定性を示し、図３７（パネルＢ）に図示されている。固定された、隣接する皮膚の配置で行われたコルネオメーター測定は、ｅＷＴＳ測定との予想される逆相関（ΔＴ（ｔ＝ｓ））を示し、１４回の測定の各々について図３７（パネルＣ）に示されている。
【０２５１】
従来の測定ツールでは困難または不可能であろう比較の例として、試験が実施されたイリノイ州エバンストンでの７日間の試験期間の周囲の気象データ（温度および湿度）が収集され、水分計の読み取り値および２つの重要なｅＷＴＳ測定値、ΔＴ（ｔ＝６）、Ｔ（ｔ＝０）と相関した。前者は熱輸送の測定（ΔＴｓｅｎｓｏｒ）であり、後者はベースライン皮膚温度の測定（Ｔｓｅｓｎｓｏｒ）である。これらの相関関係は、最良適合線および９５％信頼区間とともに、図３７（パネルＤ）の散布図行列に示される。興味深いことに、水分計およびｅＷＴＳの両方が周囲気象条件との相関をほとんど示さなかったが（Ｒ２＜０．１）、Ｔｓｅｎｓｏｒと湿度（Ｒ２＝０．６）、Ｔｓｅｎｓｏｒと周囲温度Ｔａｍｂｉｅｎｔ（Ｒ２＝０．５）の間には比較的強い相関が存在するように見え、これはおそらく汗によって誘発される蒸発冷却の指標である。１人を対象とした相関関係を解釈するのは難しいが、ｅＷＴＳの堅牢性は、より大規模な有志被験者研究への直截的な道筋を示唆しており、そこから長期にわたって意味のある相関関係を記録することができる。
【０２５２】
デバイスの作製：軟質のセンサ：厚さ１．２μｍの犠牲層（ポリ）メチルメタクリレート（ＰＭＭＡ  ４９５、Ａ５、Ｍｉｃｒｏｃｈｅｍ）が、クリーンな４インチ未ドープＳｉウェハ上にスピンキャストされる。次いで、ポリイミド（ＰＩ  ２５４５  ＨＤ  Ｍｉｃｒｏｓｙｓｔｅｍｓ、３μｍ）の層がスピンオンされ、硬化される。次いで、Ｃｒ／Ａｕ（１０／１００ｎｍ）の金属二層薄膜は、電子ビーム蒸着を介して堆積され、フォトリソグラフィで感知／作動熱素子内に画成される。ＰＩの第２の層（３μｍ）は、金属デバイス要素を完全に封緘するように、スピンオンされ、硬化される。フォトリソグラフィと、その後のＯ２プラズマ反応性イオンエッチング（ＲＩＥ）によって、最終パターンが画成され、外部電気的接続用のビアホールを形成する。次いで、デバイスは、温めたアセトン中に放出され、セルロース系水溶性テープ（Ａｑｕａｓｏｌ  Ｉｎｃ．）を介してピックアップされる。デバイスの裏面は、ＳｉＯ２の新鮮な層をスパッタリングすることによって反応性を持たせられる。並行して、７５ｍｍ×５０ｍｍのスライドガラスが、ＰＭＭＡの層をスピンキャストすることによって疎水性にされ、その後、（ポリ）ジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）（Ｓｙｌｇａｒｄ１８４、Ｄｏｗ  Ｃｏｒｎｉｎｇ）の層が１００μｍの厚さにスピンキャストされる。ＰＤＭＳは、５分間、ＵＶ−Ｏクリーナーで処理することによって反応性を持たせられる。ＳｉＯ２の薄い層を有するデバイスの裏面とＰＤＭＳとの間の恒久的な接着は、表面の−ＯＨ基の縮合反応を介して進行する。温水は、水溶性テープを溶解し、ＰＤＭＳ基板上にデバイスを残す。
【０２５３】
フレックスＰＣＢと集積化：作製は、銅／ＰＩ／銅（１８μｍ／７５μｍ／１８μｍ、Ｐｙｒａｌｕｘ、ＤｕＰｏｎｔ  Ｉｎｃ．）の市販の高密度電着三層膜をレーザーで構造化することから始まり、その後、フラックス、イソプロパノール、および脱イオン水の浴中で連続的に洗浄した。重要な能動および受動コンポーネント（ＮＦＣチップ、マイクロコントローラ、オペアンプ、マッチングコンデンサ、ブリッジ抵抗、同調抵抗）が、低温はんだ（Ｉｎｄｉｕｍ  Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）を用いたリフローはんだ付けを介して組み立てられた。市販のアクリル系感圧性接着剤（ＪＭＳ、１１７０）を使用して、フレックスＰＣＢを軟質のセンサに機械的に接着し、低温リフローはんだ付けにより電気的接続を確立した。
【０２５４】
ＬＴＳｐｉｃｅ回路シミュレーション：アナログフロントエンドに関連するデバイス要素は、市販のソフトウェアパッケージ（ＬＴＳｐｉｃｅ）上の回路モデルを使用してシミュレートされた。クリティカルなパラメータを変化させることで、回路のチューニングが容易になり、効率的で高生産性による作製が可能になった。
【０２５５】
熱および機械的ＦＥＡモデル：  ＺＨＡＯＱＩＡＮ
【０２５６】
インビトロ熱特性評価：ｅＷＴＳは、熱場の貫通深さ（＞５ｍｍ）を超える厚さを有する特別設計材料に装着された。５回の連続作動サイクルからのデータが記録された。最高値および最低値は破棄し、残りの３つを平均化したが、エラーバーは標準偏差を表している。同時に、高時間分解能撮像を円滑にするズームレンズを市販のＩＲカメラ（ＦＬＩＲ  Ａ６２５５ｓｃ、ＦＬＩＲ  Ｓｙｓｔｅｍｓ  Ｉｎｃ．）とソフトウェアとともに使用してＩＲビデオを録画した。
【０２５７】
インビボ水分補給試験：各部位は、最初に、新鮮な乾燥したぞうきんで清掃した。測定は、関連する皮膚配置にｅＷＴＳを装着し、５つの連続する動作サイクルを記録することによって行った。最高値および最低値は破棄し、残りの３つを平均化したが、エラーバーは標準偏差を表している。１５分後、残りの化合物は、乾いたぞうきんを使用しテープ剥離を介して徹底的に除去され、その後、ｅＷＴＳが上記で強調したのと同じ手順で装着された。アクリレート繊維をベースにした極薄（８０μｍ）の医療グレードの接着剤は、デバイスの形状に合わせてレーザーカットされ、皮膚への装着を円滑にした。３つの連続する水分計の測定結果が記録され、各時点に対するこれらの配置にわたって平均化されており、エラーバーは標準偏差を表している。
【０２５８】
インビボ外傷試験：
【０２５９】
皮膚熱傷：重度の熱傷を被った皮膚領域は、有志被験者（女性、２４歳）の右掌側前腕で識別され、次いで、火傷部位と病変部近傍とにさらに区別された。隣接する健康な皮膚は、容易に識別された。各タイプの部位で、上で強調されている手順を使用してｅＷＴＳが装着され、５つの連続する作動サイクルからのデータが記録された。最高値および最低値は破棄し、残りの３つを平均化したが、エラーバーは標準偏差を表している。
【０２６０】
平手打ちで誘発された皮膚描記症性じんま疹：有志被験者（男性、年齢２６歳）の表面近くの目立つ血管がない掌側前腕の配置が識別された。上記の手順に従って、ｅＷＴＳがこの皮膚配置に装着された。次いで、３本の指を使ってその配置に平手打ちを１回施すと、ほぼただちに、局所的な充血がほとんど直後に明らかになった。最初のｅＷＴＳ測定は、これから約１２０秒後に行われた。フォローアップ測定は、平手打ちが誘導されてから３００秒後および６００秒後に行った。各測定について、５つの連続する作動サイクルからのデータが記録された。最高値および最低値は破棄し、残りの３つを平均化したが、エラーバーは標準偏差を表している。
【０２６１】
インビボ長期監視試験：有志被験者（女性、２４歳）の表面近くの目立つ血管がない右掌側前腕の配置が識別された。その配置は洗浄され、アルコールぞうきんで試した後、上記の手順に従ってｅＷＴＳがラミネートされた。単一層の形状適合性通気性包帯（Ｔｅｇａｄｅｒｍ、３Ｍ  Ｉｎｃ）がその配置を覆うために使用された。次いで、有志被験者には特別な指示は与えず、７日間連続して睡眠、シャワー、運動などの通常の日常的な活動を行った。毎日午前１０時と午後５時に各々２回の測定が行われ、５回の連続する作動サイクルにわたって記録された。最高値および最低値は破棄し、残りの３つを平均化したが、エラーバーは標準偏差を表している。３つの連続する水分計の測定結果が記録され、隣接する配置にわたって平均化されており、エラーバーは標準偏差を表している。研究の日時の米国イリノイ州エバンストンのウェザーログ（ｗｅａｔｈｅｒ．ｃｏｍ，  Ｉｎｃ．）から、表にされた周囲温度および湿度データを得た。
【実施例５】
【０２６２】
爪床組織の熱特性評価のための薄いミリメートルスケールの指爪センサ（Ｌｉ，  Ｙａｊｉｎｇら（２０１８年）「Ｔｈｉｎ，  Ｍｉｌｌｉｍｅｔｅｒ  Ｓｃａｌｅ  Ｆｉｎｇｅｒｎａｉｌ  Ｓｅｎｓｏｒｓ  ｆｏｒ  Ｔｈｅｒｍａｌ  Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｎａｉｌ  Ｂｅｄ  Ｔｉｓｓｕｅ．  Ａｄｖａｎｃｅｄ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  Ｍａｔｅｒｉａｌｓ．」１８０１３８０．１０．１００２／ａｄｆｍ．２０１８０１３８０）
【０２６３】
生理学的状態を正確に、定量的に監視することを可能にする、薄く可撓性を有する身体着用技術は、医療のコストおよび効果を改善する潜在的可能性があることから、現在、広く注目されている。皮膚の表面は最も広く研究されている統合点の１つだが、最近開発されたミリメートルスケールのワイヤレスセンサプラットフォームは、指爪／足爪および歯などの身体の代替的表面への配備を可能にする。ここで説明されている作業は、材料科学、デバイス工学、および計算技術におけるアイデアの集合体を紹介するもので、爪の表面での測定から爪床組織の熱輸送特性の精密な特性評価を可能にする。体系的なインビトロ研究では、基礎となる測定原理、最適化されたセンサ設計のための理論モデル、および組織の熱伝導率を決定するための関連する実験手順を実証している。ヒトの被験者に対して実行された測定は、様々な外部刺激に反応して爪床組織の灌流の変化を追跡する能力について強調している。
【０２６４】
臨床医学では、爪ユニットは健康状態に関するよく知られている有用な情報源であり、健康診断の重要なコンポーネントである［１−３］。爪板、爪母基、下爪皮、近爪郭、側爪郭、または爪床の性質の変化は、栄養、内分泌、先天性、感染性、新生物、外傷性、炎症性、または血管の不均衡を局所的および全身的に反映し得る。爪板の光学的透明性により、この構造は、爪郭の毛細血管の直接可視化を通じて、微小血管の完全性への非侵襲的な窓として働き得る。そのようなものとして、ダーモスコピー用のデジタルプラットフォームおよび近爪郭毛細血管検査などの非侵襲的医療行為発生時点管理ツールは、結合組織疾患（たとえば、レイノー現象や全身性硬化症［４］）および爪腫瘍［５］の評価における診断機器として使用される。しかしながら、これらの技術の操作およびそれにより収集されたデータの解釈には、臨床専門知識が必要であり、病院または研究室以外の環境での継続的な監視には使用できない。
【０２６５】
最近の研究では、超音波、ＣＴ（コンピュータ断層画像法）、ＭＲＩ（核磁気共鳴画像法）、ＰＥＴ（陽電子放出断層画像法）などの高度な画像技術が、診断目的のために手指および爪の組織の動態や構造を調べるために使用され得ることを示している。最新の画像技術は、多次元分解能でマルチパラメータデータを可視化することを可能にしているが、これらのシステムは高価であり、医療行為発生時点管理での有用性は限られている。皮膚生検はほとんどが非侵襲的で簡単であるが、爪ユニットの組織標本採取は複雑な手順であり、多くの場合に、爪の剥離を必要とし、術後不快感、さらに感染症および長期的爪形成異常のリスクを伴う［６，７］。したがって、多額の費用または複雑な画像処理システムを使用せずに医療行為発生時点管理でおよび／または連続監視モードで爪ユニットから非侵襲的に追加情報を導き出すことができる技術は、診断および治療管理の両方に大きな臨床的価値をもたらし得る。臨床情報の有用な情報源として機能する以上に、爪ユニットは、高度なデバイス技術の装着および接着のための理想的な硬質の機械的インターフェースともなる。具体的には、爪板は、角質化ケラチノサイトおよびケラチンタンパク質から構成される半透明物質であり、著しい機械的強度および環境障害への抵抗性を付与する［８］。この構造は、刺激、発赤、またはアレルギー反応のリスクなしでセンサおよびデバイスを人体に安定的に結合することを可能にする。さらに、爪板は１ヶ月に約１から３ｍｍとゆっくりと成長するので、長期的な感知が可能である［９］。
【０２６６】
皮膚様または「表皮」電子機器のために開発された高度な感知技術は、高精度熱センサおよびアクチュエータを使用して、リアルタイム非侵襲的手法で生体組織の熱輸送特性を決定する［１０−１３］。これらのシステムは、金属フィラメントを軟質の薄い支持基板と一体化し、皮膚界面における刺激または知覚なしで曲線状の皮膚と密接接触しながら動作することを可能にする。体表面温度の直接測定ならびに灌流および水分補給レベルなどの生理学的条件に関連する熱輸送特性（すなわち、熱伝導率）の定量化が両方とも、臨床グレードの精度で可能である。過去に行った実証では、皮膚の自然な層状構造または表面より著しく下の特性を考慮することなく、皮膚の上層の特性評価に集中していた［１０−１３］。深部組織の熱特性の評価は難しく、大きな関心事である。ここで、われわれは、爪の熱特性とは無関係に、爪床の熱伝導率を測定するために爪装着熱センサを利用する非侵襲的な方法を提示する。このようなセンサの応答は、熱分析技術と組み合わせて、爪床組織の灌流、および熱輸送特性を変化させる他のプロセスに関する定量的な情報を提供する。これらの薄い小型デバイスは、生理学的な健康状態に直接関連するデータをもたらし、ワイヤレス電源およびデータ通信機能と一体になった異例のクラスのウェアラブル技術として連続監視の潜在的可能性を提供する。
【０２６７】
図４４は、温度および熱輸送のための代表的な指爪センサの分解図を示している。このデバイスは多層構造を伴い、２つのアクティブエリア（一方は半径０．５ｍｍ、他方は１．５ｍｍを有する。各々が温度センサおよび熱アクチュエータとして同時に機能する）は、螺旋状円板幾何学的形状のリソグラフで画成された狭い（１０μｍ）の金のトレースを備える。各円板のトレースは、縁のところで、制御およびデータ取得のための外部電子機器へのインターフェースとしてコンタクトパッドにつながる幅広（約０．８ｍｍ）のリボン内の端に現れる。ポリイミド（厚さ３μｍ）の層は、生体液および水に対する障壁として上下からこれらの導電性トレースを封緘し、それによって、曲げ性が高められるように中立機械平面にそれらを位置決めもする。シリコーンエラストマーの薄い（２００μｍ）シートは、取り扱いおよび操作のための機械的支持体として働く。この材料の低弾性率およびその粘着性のある表面は、可逆的なファンデルワールス相互作用を介して爪との密接形状適合性接触、したがって効率的な熱結合を確実にする。
【０２６８】
簡単にするために、デバイスは電源（６２２０、Ｋｅｉｔｈｌｅｙ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ）およびデジタルマルチメータ（ＤＭＭ、Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）に接続し、これにより、制御された直流（ＤＣ）入力をセンサ／アクチュエータに供給し、それらの抵抗の同時測定を可能にするが、本明細書において説明されているように、電源および通信はワイヤレスであってもよい。このようにして、デバイスは、熱アクチュエータおよび温度センサとして同時に働く。結果として得られる測定の物理学は、十分に確立されている過渡面源（ＴＰＳ）法に頼る［１４］。簡単に言えば、ＴＰＳアプローチのアクティブ要素は、ＤＣ電流の印加から結果として生じるジュール加熱を介してサンプルに熱出力を伝達する。その同じデバイスが、同時に、金属の抵抗温度係数（ＴＣＲ）を通じて結果として生じる温度変化の時間依存的測定を実行することを可能にする。この方式で記録されたデータは、計算技術と組み合わされて、試験用の材料の固有熱輸送特性、すなわち、熱伝導率および熱拡散率を決定することができる。図４４（右下パネル）は、指爪の表面上でこの方式により動作するデバイスの赤外線画像を示している。したがって、デバイスおよびシステムはいずれも、同じ要素から形成されている温度センサおよびアクチュエータを有し得る。
【０２６９】
指爪は、硬い板（典型的には厚さ約０．５ｍｍで、近位端から遠位端まで約５０μｍしか変化しない）［１５−１７］からなり、機械的熱的に下層組織に結合されている。爪板はα−ケラチンから作られ、熱伝導率は約０．２と０．４Ｗｍ−１Ｋ−１の間である［１８］。爪床は２種類の組織、すなわち、表皮と、豊富な毛細血管および腺を含むより深い真皮から作られ、熱伝導率は０．２から０．５Ｗｍ−１Ｋ−１である［１９−２３］。センサの基本動作原理と、それによって収集されるデータを解釈する方法を確立するための実験は、テストプラットフォームを使用し、テストプラットフォームは、シリコーンの厚い基層上にシリコーンの薄膜をのせたものからなり、各々が皮膚組織および爪板の熱特性および厚さに匹敵する熱特性および厚さをもたらす配合を有する。対応する計算モデリングは半無限基板を仮定している。
【０２７０】
ＴＰＳ法に関連した特徴的なプロービング深さは、熱拡散率（α）および熱作動時間（ｔ）とともに増加する［１４、２４、２５］。二層サンプルについては、最下層の熱特性の特性評価は、熱が最上層を通って拡散するのに十分な作動時間を必要とする。長い時間が経ち、温度は、もっぱら熱伝導率に依存し、熱拡散率には弱くしか依存しない値にほぼ飽和する［１４］。図４５は、厚さ０．５ｍｍの最上層（熱伝導率ｋ１＝０．２１Ｗｍ−１Ｋ−１、熱拡散率α１＝０．１５ｍｍｓ−２）および半無限下層（ｋ２＝０．４４Ｗｍ−１Ｋ−１、α２＝０．１５ｍｍｓ−２）の二層サンプル上で、半径Ｒ＝１．５ｍｍ、出力密度ｑ＝３ｍＷｍｍ−２のアクチュエータの有限要素解析（ＦＥＡ）により得られた熱輸送の空間時間特性を例示している。短時間（０．５秒および２秒）では、主に最上層で熱輸送が起こり、最下層の温度上昇はほとんどない。長時間（２０秒および４０秒）では、両層に熱が通り、予想通りアクチュエータの温度上昇が飽和する。
【０２７１】
厚さが知られている最上層を有する二層サンプルでは、異なる半径を有する２つのアクチュエータに関連する温度上昇は、両方ともこの長い時間（約４０秒）の領域で動作し、ｋ１およびｋ２を決定するために使用することができる。図４５（右上パネル）は、薄い上層（０．５ｍｍ、Ｅｃｏｆｌｅｘ）および厚い下層（１３ｍｍ、Ｓｙｌｇａｒｄ  １７０）を有する二層サンプル上のアクチュエータの測定された温度上昇（Ｔ）を、０秒の活性化と４０秒の非活性化に対して直流（約１００ｍＡ）で作動する２つのアクチュエータのそれぞれについて熱作動時間の関数として示している。測定は、室内への対流熱伝達によって引き起こされる温度の変動を抑えるためにサンプルの周りに囲いを設けることを伴う。擬似定常状態での温度上昇、すなわちｔ＝４０秒でのＴ、すなわちＴｓｓは、小型アクチュエータ（Ｒ＝０．５ｍｍ、ｑ＝１０ｍＷｍｍ−２）に対して１１．０℃、大型アクチュエータ（Ｒ＝１．５ｍｍ、ｑ＝３ｍＷｍｍ−２）に対して８．４℃である。両方の値は、組織を損傷することに対する閾値を下回っている［２６、２７］。図２ｃおよび図２ｄは、異なるｋ１およびｋ２についてＦＥＡによって取得された２つのアクチュエータの対応する温度上昇（図２ｂで指定されている半径および出力）を示している。ＦＥＡの結果は、小型アクチュエータと大型アクチュエータの両方について、実験で測定されたＴｓｓと一致するｋ１とｋ２との対を定義する曲線をもたらす。これら２つの曲線の交点は、二層サンプルに対するｋ１とｋ２を与える、すなわち、図４５（右下パネル）のＥｃｏｆｌｅｘに対してｋ１＝０．２１Ｗｍ−１Ｋ−１、Ｓｙｌｇａｒｄ  １７０に対してｋ２＝０．４４Ｗｍ−１Ｋ−１である。これらの結果は、これらの材料に関する文献値と一致している［２８、２９］。われわれは、図５５で示されているように、小さい（大きい）センサは、最上（最下）層の特性に対してより大きな感度を有するので、半径０．５ｍｍおよび１．５ｍｍのセンサを選択した。
【０２７２】
厚さの異なる最上層を有するサンプルに関する測定では、測定スキームをさらに検証する。図４６（一番上のパネル）は、最上層（Ｅｃｏｆｌｅｘ）の厚さが約３００μｍから６００μｍの間（±１０μｍの空間的変動）である、各々同じタイプの最下層（Ｓｙｌｇａｒｄ  １７０）を有する、代表的な結果（それぞれＲ＝０．５ｍｍおよび１．５ｍｍ、出力ｑ＝１０ｍＷｍｍ−２および３ｍＷｍｍ−２）を示している。前に説明したスキームを使用して解析された準定常状態温度Ｔｓｓは、熱伝導率に対する値をもたらす。これらの結果は、最上層の厚さに依存しない一貫した結果を示している、すなわち、ｈ＝３１０μｍに対してｋ１＝０．２１Ｗｍ−１Ｋ−１、ｋ２＝０．４２Ｗｍ−１Ｋ−１、ｈ＝４１０μｍに対してｋ１＝０．２１Ｗｍ−１Ｋ−１、ｋ２＝０．４２Ｗｍ−１Ｋ−１、ｈ＝５００μｍに対してｋ１＝０．２１Ｗｍ−１Ｋ−１、ｋ２＝０．４４Ｗｍ−１Ｋ−１、ｈ＝６００μｍに対してｋ１＝０．２１Ｗｍ−１Ｋ−１、ｋ２＝０．４４Ｗｍ−１Ｋ−１である。図４６（左下パネル）および右下パネルの差し込み図は、Ｔｓｓの繰り返し性が約０．１℃であり、周囲温度の変動にほぼ匹敵することを示している（図５１のサポート情報を参照）。この値は、図４６（右下パネル）にまとめられているように、抽出された熱伝導率の不確実さを定義している。これらの不確実さは、異なる最上層の厚さを有するサンプル間で観察される値のばらつきと一致している、すなわち、ｋ１＝０．２１±０．０１Ｗｍ−１Ｋ−１およびｋ２＝０．４４±０．０４Ｗｍ−１Ｋ−１である。
【０２７３】
多くのアプリケーションにおいて、爪床組織の特性は、生理学的な状態に応じて変化するので、爪の特性よりも重要である。システムの熱特性の変化の測定は、爪とは反対に、組織の特性に支配される可能性が高い。最下層に対する測定の感度の研究は、このような文脈における洞察を提供する。ここで、サンプルは、図４７（一番上のパネル）に要約されているように、固定された最上層（厚さ０．３ｍｍ、Ｅｃｏｆｌｅｘ）および様々な最下層（Ｅｃｏｆｌｅｘ、Ｓｙｌｇａｒｄ  ５６７、Ｓｙｌｇａｒｄ  １７０、およびＳｙｌｇａｒｄ  １６４）を有する二層構造からなる。両方のセンサについて、Ｅｃｏｆｌｅｘ／Ｅｃｏｆｌｅｘの場合、Ｅｃｏｆｌｅｘ／Ｓｙｌｇａｒｄ５６７、Ｅｃｏｆｌｅｘ／Ｓｙｌｇａｒｄ１７０、およびＥｃｏｆｌｅｘ／Ｓｙｌｇａｒｄ１６４の場合よりも大きなＴｓｓの値が得られる。この傾向は、底部材料の熱伝導率（Ｅｃｏｆｌｅｘではｋ＝０．２１±０．０１Ｗｍ−１Ｋ−１、Ｓｙｌｇａｒｄ５６７ではｋ＝０．３±０．０２Ｗｍ−１Ｋ−１、Ｓｙｌｇａｒｄ１７０ではｋ＝０．４４±０．０４Ｗｍ−１Ｋ−１、Ｓｙｌｇａｒｄ１６４ではｋ＝０．６６±０．０１Ｗｍ−１Ｋ−１）に従う。
【０２７４】
図４７（左中パネル）は、ｋ１の２つの値について、Ｒ＝１．５ｍｍ、ｑ＝３ｍＷｍｍ−２に対するｋ２の関数としてのＴｓｓのプロットを示している。曲線は、明らかに、ｋ１に依存しており、これはｋ１が不明な場合に１つのセンサ／アクチュエータだけを使用したのではｋ２が決定できないことを示唆している。それにもかかわらず、爪および爪床組織の測定に基づく生理学的監視のために、ｋ２の変化よりもｋ１の変化の方がかなり小さいと仮定することができる。Δｋ２およびΔＴｓｓがそれぞれｋ２およびＴｓｓの変化である場合、図４７（パネルｄおよびｅ）に示されているように、ｋ１およびｋ２のいくつかの値についてΔｋ２／ｋ２の関数としてΔＴｓｓ／Ｔｓｓをプロットすることができる。特に、これらの結果は、この関係が、この生理学的に関連する範囲においてｋ１（パネルｄ）およびｋ２（パネルｅ）に弱く依存するのみであることを示している。その結果、Δｋ２／ｋ２は、ｋ１およびｋ２の値から独立して、ΔＴｓｓ／Ｔｓｓから直接決定することができる。この結論は、図４７（右下パネル）に示されているように、異なる最上層材料（ＥｃｏｆｌｅｘおよびＳｙｌｇａｒｄ５６７）ならびに最下層材料（Ｅｃｏｆｌｅｘ、Ｓｙｌｇａｒｄ５６７、Ｓｙｌｇａｒｄ１７０、およびＳｙｌｇａｒｄ１６４）について、実験によって明確に支持されている。ここで、アクチュエータ半径および加熱時間はＦＥＡのものと同じである。
【０２７５】
これらの研究は、ヒトの被験者（健康な女性、２９歳、ノギスで測定したときに爪の厚さが０．４２±０．０１ｍｍである左中指の指爪）に使用されるこれらのタイプのセンサからのデータの解釈を可能にする理解の仕方のベースラインを確立する。図４８は、毎日の午後に３回の繰り返して行った測定の８日間にわたる１人の被験者からの測定結果を示している。対流熱伝達速度を低減するために、測定は、図５４に示されているように、指爪に触れることなく被験者の手を囲むプラスチック発泡体片を伴う。爪板の熱伝導率は、他の技術を使用して測定された値と一致する狭い範囲内で、観察期間に０．２７から０．２９Ｗｍｍ−１Ｋ−１まで変化する［１８］。爪床の熱伝導率は０．４３から０．５２Ｗｍｍ−２により顕著に変化するが、これは、水分補給および表面血流の通常の変動に起因して予想されることもあり、その両方が熱伝導率に影響を与える可能性がある［３０、３１］。たとえば、以前の報告では、血流の変化が０．２５Ｗｍ−１Ｋ−１（空血流）から１Ｗｍ−１Ｋ−１（血管拡張）までの熱伝導率の変化を誘発し得ることを示唆している［３２］。これらの変動は、環境またはセンサ応答の変化の結果生じる変動とは反対に、生理学的変化を反映している可能性が高い。結果は、７日間にわたるシリコーンサンプル上で繰り返し測定が、Ｔｓｓの変動が約０．１℃であり、温度の以前に報告された変動と一致していることを明らかにしたことを示している。
【０２７６】
灌流挙動は、生物系の温度分布に影響を及ぼし、体温調節における重要な目的を有する。そのようなものとして、灌流は、腫瘍の治療などの臨床処置のための重要な指標である［３３］。末梢微小循環の異常は、全身性硬化症（ＳＳｃ）において中心的な役割を果たし得る。以前の研究［１０、１１、３４−３６］は、組織の熱伝導率が微小血管および大血管の血流によって強く影響を受け得ることを示している。図５ｂ〜図５ｆは、被験者（女性、２９歳）の左手中指の血管の局所的圧力誘発閉塞に関連する血流の変化の結果として生じる爪床組織の熱伝導率の時間的変化を示している。測定では、閉塞中および閉塞後の連続的な熱特性評価のために、爪板の中心にラミネートされたＲ＝１．５ｍｍのセンサを使用した。図４８（パネルｃ）は、閉塞の開始時に赤外線カメラで記録された左中指の爪板の温度変化を示している。結果は、閉塞の間、温度は最初の２分間で＞４℃だけ単調に低下し、その後７分間で低下した速度でさらに低下することを示している。指の色は灰色に変わり、爪板の下の組織のピンク色がかった色調は蒼白に変化する。閉塞を解放すると、１００秒以内に９℃だけ温度の上昇とオーバーシュートが起こり、初期値より高い血流の増加および指の色が赤に変化するのと一致する。温度および血流の急速な時間依存変動は、測定値の正確な分析を妨げるが、爪床組織の熱伝導率の近似値は、図４８（パネルａ）の測定の平均値に固定されたｋ１を使用して推論され得る。爪板に隣接する皮膚の熱伝導率は、図４８の光学画像に示されているように、皮膚の上に直接装着されたセンサを用いて測定される。パネルｅは、導電率が、閉塞とともに、０．５±０．０３Ｗｍ−１Ｋ−１から０．４４±０．０２Ｗｍ−１Ｋ−１に減少することを示しており、これはパネルｆと同様に特定のｋ１値に依存しない１４％の変化に対応している。類似の変化が隣接する皮膚でも生じる。全体的に、熱伝導率の変化は、血流が温度および熱輸送の両方に影響を与える場合に予想されるように、温度の変化に追従する。運動の前後の２人の被験者（被験者１、以前の女性；被験者２、２６歳の男性、爪の厚さ０．４９±０．０１ｍｍ、ｋ１＝０．２６±０．０１Ｗｍ−１Ｋ−１）についてさらに調べたところ、灌流は結果として熱伝導率の変化をもたらした。熱伝導率は、運動（１５分間のサイクリングマシン）前と、１０分間の休憩に続く運動後の休憩している両方の被験者について測定された。図４８（パネルｆ）は、両方の被験者の運動後に爪床組織の熱伝導率が増加することを示している。男性の被験者は、女性の被験者よりも大きい増加を示しており、血流の上昇に対応している可能性がある［３７］。
【０２７７】
ヒトの被験者に関する測定の第２の実証は、体温調節に関係する態様を伴う。特に、周囲の温度の変化は、深部組織の血流を変化させ得る［３８］。ここで、研究は、２人の健康な被験者（以前の女性および別の３０歳の男性、爪の厚さは０．５１±０．０１ｍｍ）を対象とし、各々左中指を１０分間氷嚢の上に置いた。以前にまとめた手順で、爪板の熱伝導率を定め（女性に対してｋｎａｉｌ＝０．２８±０．０３Ｗｍ−１Ｋ−１、男性に対してｋｎａｉｌ＝０．２６±０．０２Ｗｍ−１Ｋ−１）、この値は一定であると仮定されている。図４９（パネルａ、ｃ、およびｅ）は、女性被験者からの測定結果およびデータの解析結果を示している。冷却期間中、爪床組織の熱伝導率は約１２％低下しており、これは冷却によって誘発される血管収縮の結果である可能性が高い。氷嚢を外し、６分間指を運動させる（こすり洗いと温かい手洗い）ことで、被験者に対して２回目の測定の準備をする。このプロセスの間、爪床の熱伝導率は、６分後には初期状態より約７％低い値、８分後にはわずかに約２％低い値に回復する。図４９の男性被験者から得られた結果（パネルｂ、ｄ、およびｆ）は、類似の傾向を示しているが、女性被験者と比較して熱伝導率が高く、変化が約３０％と大きい。運動後、男性被験者は爪床組織の熱伝導率の増加を示し、その値は室温で測定された値よりも６分後には５％低い値に達し、８分後には２％高い値に達した。
【０２７８】
この結果は、人体の爪／爪床構造の後に特にモデル化された、半無限基板の上に薄い材料層を含むシステムの熱特性の非侵襲的特性評価のための一般的な一連の材料、デバイス構造、測定アプローチ、および解析技術を確立している。指爪に対する様々な合成類似物の測定結果から、重要な考慮事項が浮き彫りにされ、最適な解析モードが定義されている。被験者に関する評価は、爪板の表面からの測定を介して爪床組織の灌流の変化を追跡する可能性を例示している。このデバイスは、血液酸素化を決定し、フォトプレチスモグラムを取得するための光学デバイスなど、他のタイプのセンサを追加することに適合しており、生理学的健康状態を追跡するためのマルチモーダルプラットフォームを提供する。柔らかい皮膚組織から硬い爪の表面まで、広範囲に変化する組織の文脈におけるデバイスの機能性の実証は、デバイスを広範囲の組織と一体化し、それによって広範囲のアプリケーションに有用なプラットフォームを提供することができることを示している。
【０２７９】
デバイスの作製：プロセスは、クリーンなシリコンウェハ上の（ポリ）メチルメタクリレート（ＰＭＭＡ  Ｍｉｃｒｏｃｈｅｍ、マサチューセッツ州ウェストボロー）の薄い犠牲層をスピンキャストすることから始まる。この層の上にポリイミド（ＰＩ  ２５４５、ニュージャージー州パーリン、厚さ３μｍ）の薄膜をスピンキャストし硬化させることで、封緘の底面を形成する。電子ビーム蒸発によってポリイミドの上に堆積され、次いでフォトリソグラフィおよびウェットエッチングによってパターン形成されたＣｒ（１０ｎｍ）／Ａｕ（１００ｎｍ）の二層は、デバイスに対する導電性トレースを形成する。幅広のインターコネクト線を使用することで、抵抗を最小にする。スピンキャスティングと硬化とによって形成されたＰＩ層の第２の層は、最上層の封緘を形成する。フォトリソグラフィおよびＰＩのエッチングにより、センサの外形を画成する。アセトンにウェハを浸漬することで、下にあるＰＭＭＡを除去し、それによってウェハからセンサを剥離する。ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）系水溶性テープ（３Ｍ、ミネソタ州ミネアポリス）を使用して取り出し、その後、ＳｉＯ２の薄層の堆積を行うことで、薄い（５０μｍ）シリコーン系材料の基板（Ｅｃｏｆｌｅｘ、Ｓｍｏｏｔｈ−Ｏｎ  Ｉｎｃ．、ペンシルバニア州マカンギー）への接着剤の接着を円滑にする。温水に浸漬してＰＶＡを除去した後、作製が完了する。
【０２８０】
測定スキーム：センサは、測定ハードウェアへのインターフェースとして可撓性ケーブルでカスタムプリント回路基板に接続する。高精度ＤＣ電流源（Ｋｅｉｔｈｌｅｙ  ６２２０、ＵＳＡ）がセンサに一定の電流を供給し、デジタルマルチメータ（ＤＭＭ、Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ、ＵＳＡ）が電圧を記録する。計測器の制御とデータ取得は、カスタムコンピュータプログラム（ＬａｂＶＩＥＷ、Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ、ＵＳＡ）を使用して、ＧＰＩＢ−ＵＳＢインターフェースを介して実行される。
【０２８１】
ＦＥＡシミュレーションにおける熱拡散率の影響を評価するために、Ｒ＝１．５ｍｍのセンサの温度上昇曲線が、頂部および底部の材料の熱拡散率の異なる値に従って計算される。図５０に示す計算結果から、ヒトの爪板［１］と皮膚［２］の代表的なデータの場合に対応する、これら２つのパラメータに対する計算結果の感度が明らかになった。この研究は、α１（０．１０ｍｍ２ｓ−１）の値をシステマティックに５０％、１００％増加させること、およびこの値を固定し、α２のみの変化を許しながらデータを再計算することを伴う。最上層材料の熱拡散率を１００％変化させると、図５０（左パネル）では４０秒におけるセンサの定常状態温度は著しくは変化していない。最下層の熱拡散率を変化させると、図５０（右パネル）では定常状態温度に±３％の差が生じており、当てはめの結果が熱拡散率αの依存性が弱いことを示唆している。
【０２８２】
図５１（左上パネル）は、Ｓｙｌｇａｒｄ１７０上のＲ＝１．５ｍｍのセンサから測定された温度の変動の測定値をまとめたものである。変動は０．１℃より小さい。図５１（右上のパネル）は、類似の測定を示しているが、ヒトの被験者に関する測定に使用されたものと同一のエンクロージャとしてプラスチック発泡体片を使用して実行された。図５１（左下パネル）の画像およびデータについて、赤外線カメラは、シャーレエンクロージャなしのＳｙｌｇａｒｄ１７０に焦点を合わせ、各データ点は、半径１．５ｍｍの円で囲まれた領域にわたって平均された温度値を表す。測定結果は、１５分間に０．５℃の温度変化が生じたことを示している。提示されているのは、７日間のプラスチック発泡体エンクロージャを使用するＥｃｏｆｌｅｘ片に関する測定に対するセンサ応答の長期安定性に関するデータの要約である。温度変化の大きさは±０．１℃で、（ｂ）に示したものに匹敵する。
【０２８３】
ヒトの被験者に関するインビボ試験では、シャーレカバーを付けたインビトロ試験と比較してより大きな温度変動を示している。温度センサ測定におけるそれらの変動が図５４に示されている。各曲線の定常状態温度Ｔｓｓの間の偏差は、一般的に０．３〜０．５℃であり、他の文献［８、９］と一致している。ｋｎａｉｌおよびｋｔｉｓｓｕｅの当てはめた値は、温度変動の影響を反映している。図５４（右下パネル）は、身体と周囲環境との間の内部熱産生および熱移動の総和効果の結果として、Ｒ＝１．５ｍｍのセンサによって測定された爪表面温度の変動を示している。周囲への対流熱伝達速度を下げるために、プラスチック発泡体エンクロージャで被験者の手を指爪に接触することなく覆った。
【０２８４】
図５５は、センササイズに対する応答の依存性を明らかにするデータをまとめたものである。パネル（ａ）および（ｃ）は、固定されている最上層について、正規化された温度Ｔ／Ｔ０（Ｔ０はｋ１（ｋ２）＝０．１Ｗｍ−１Ｋ−１の各センサの温度である）の変化が、最上層の両方の厚さ（ｈ＝０．３ｍｍおよび０．５ｍｍ）について、小さいセンサ（Ｒ＝０．５ｍｍ）よりも、大きいセンサ（Ｒ＝１．５ｍｍ）に対して大きいことを示している。これらの結果は、大きいセンサが最下層の特性により敏感であることを示している。小さいセンサは、最下層を固定した状態では、（ｂ）および（ｄ）に示されているように最上層に対してより敏感であり、正規化された温度曲線は、Ｒ＝１．５ｍｍセンサよりもＲ＝０．５ｍｍセンサの方が最上層の熱伝導変化率に対してより多くの変動を示している。
【０２８５】
実施例５の参考文献：
［１］M. N. Zaiac, A Walker, Clin. Dermatol. 2013, 31, 627.
［２］K. N. Shah, A I. Rubin, Curr. Probl. Pediatr. Adolesc. Health Care 2012, 42, 204.
［３］R. S. Fawcett, S. Linford, D. L. Stulberg, Am. Fam. Physician 2004, 69, 1417.
［４］M. Cutolo, C. Pizzorni, M. E. Secchi, A Sulli, Best Pract. Res. Clin. Rheumatol. 2008, 22, 1093.
［５］L. Thomas, E.G. Zook, E. Haneke, J.-L. Drape, R. Baran, J. F. Kreusch, In Baran & Dawber's Diseases of the Nails and their Management; Wiley-Blackwell, 2012; pp. 637-743. 
［６］C. Grover, S. Bansal, Indian Dermatol. Online J 2018, 9, 3.
［７］T. E. Rohrer, B. Leslie, D. J. Grande, J Dermatol. Surg. Oneal. 1994, 20, 19.
［８］R.H. Rice, Y. Xia, R. J. Alvarado, B. S. Phinney, J Proteome Res. 2010, 9, 6752.
［９］S. Yaemsiri, N. Hou, M. M. Slining, K. He, J Eur. Acad Dermatol. Venereal. JEADV2010, 24, 420.
［ｌ０］R. C. Webb, Y. Ma, S. Krishnan, Y. Li, S. Yoon, X. Guo, X. Feng, Y. Shi, M. Seidel, N. H. Cho, J. Kurniawan, J. Ahad, N. Sheth, J. Kim, J. G. T. Vi, T. Darlington, K. Chang, W. Huang, J. Ayers, A Gruebele, R. M. Pielak, M. J. Slepian, Y. Huang, AM. Gorbach, J. A Rogers, Sci. Adv. 2015, 1, e1500701.
［１１］R. C. Webb, R. M. Pielak, P. Bastien, J. Ayers, J. Niittynen, J. Kurniawan, M. Manco, A Lin, N. H. Cho, V. Malyrchuk, G. Balooch, J. A Rogers, PLOS ONE 2015, 10, e0118131.
［１２］R. C. Webb, AP. Bonifas, A Behnaz, Y. Zhang, K. J. Yu, H. Cheng, M. Shi, Z. Bian, Z. Liu, Y.-S. Kim, W.-H. Yeo, J. S. Park, J. Song, Y. Li, Y. Huang, A M. Gorbach, J. A Rogers, Nat. Mater. 2013, 12, 938.
［１３］S. Amendola, G. Bovesecchi, P. Coppa, G. Marrocco, In 2016 IEEE International Symposium on Antennas and Propagation (APSURSI); 2016; pp. 461-462.
［１４］S. E. Gustafsson, Rev. Sci. Instrum. 1991, 62, 797.
［１５］M. Johnson, S. Shuster, Br. J Dermatol. 1994, 130, 195.
［１６］J.B. Hamilton, H. Terada, G. E. Mestler, J Gerontol. 1955, 10, 401.
［１７］U. Wollina, M. Berger, K. Karte, Skin Res. Technol. 2001, 7, 60.
［１８］D. T. Dias, A Steimacher, AC. Bento, AM. Neto, M. L. Baesso, Photochem. Photobiol. 2007, 83, 1144.
［１９］T. E. Cooper, G. J. Trezek, Aerosp. Med 1971, 42, 24.
［２０］T. A Balasubramaniam, H.F. Bowman, J Biomech. Eng. 1977, 99, 148.
［２１］W. J.B. M. van de Staak, A J.M. Brakkee, H. E. de Rijke-Herweijer, J Invest. Dermatol. 1968, 51, 149.
［２２］A Chanmugam, A Bhargava, C. Herman, Int. Mech. Eng. Congr. Expo. Proc. Int. Mech. Eng. Congr. Expo. Int. Mech. Eng. Congr. Expo. 2012, 2012, 717.
［２３］AM. Stoll, J Invest. Dermatol. 1977, 69, 328.
［２４］A Sizov, D. Cederkrantz, L. Salmi, A Rosen, L. Jacobson, S. E. Gustafsson, M. Gustavsson, Rev. Sci. Instrum. 2016, 87, 74901.
［２５］Thermal Conductivity: Theory, Properties, and Applications; Tritt, T. M., Ed.; Physics of Solids and Liquids; Springer US, 2004.
［２６］AR. Moritz, F. C. Henriques, Am. J Pathol. 1947, 23, 695.
［２７］J.P. Bull, J.C. Lawrence, Fire Mater. 1979, 3, 100.
［２８］Dow Corning Sylgard（登録商標）170 Silicone Elastomer Product Information; Dow Corning, 2017.
［２９］L. Tian, Y. Li, R. C. Webb, S. Krishnan, Z. Bian, J. Song, X. Ning, K. Crawford, J. Kurniawan, A Bonifas, J. Ma, Y. Liu, X. Xie, J. Chen, Y. Liu, Z. Shi, T. Wu, R. Ning, D. Li, S. Sinha, D. G. Cahill, Y. Huang, J. A Rogers, Adv. Funct. Mater. 2017, 27, 1701282.
［３０］T. H. Benzinger, AW. Pratt, C. Kitzinger, Proc. Natl. Acad Sci. US. A. 1961, 47, 730.
［３１］R. Refinetti, Exp. Physiol. 2003, 88, 423.
［３２］A Dittmar, T. Pauchard, G. Delhomme, E. Vernet-Maury, Sens. Actuators B Chem. 1992, 7, 327.
［３３］M. Salcman, E. Moriyama, H.J. Elsner, H. Rossman, R. A Gettleman, G. Neuberth, G. Corradino, J Neurosurg. 1989, 70, 592.
［３４］J. Grayson, J Physiol. 1952, 118, 54.
［３５］W. J.B. M. van de Staak, A J.M. Brakkee, H. E. de Rijke-Herweijer, J Invest. Dermatol. 1968, 51, 149.
［３６］R. K. Jain, F. H. Grantham, P. M. Gullino, J Natl. Cancer Inst. 1979, 62, 927.
［３７］J. Bangsbo, Y. Hellsten, ActaPhysiol. Scand 1998, 162,305.
［３８］H. Barcroft, O. G. Edholm, J Physiol. 1943, 102, 5. 
実施例５の追加の参考文献
［１］D. T. Dias, A Steimacher, AC. Bento, AM. Neto, M. L. Baesso, Photochem. Photobiol. 2007, 83, 1144.
［２］M. L. Cohen, J Invest. Dermatol. 1977, 69, 333.
［３］SYLGARD（登録商標）567 PRIMERLESS SILICONE ENCAPSULANT KIT. Dow Corning, 1999
［４］SYLGARD（登録商標）567 PRIMERLESS SILICONEENCAPSULANT KIT. Dow Corning, 2017
［５］SYLGARD（登録商標）170 SILICONE ELASTOMER KIT. Dow Corning, 2017
［２］Dow Corning Sylgard 170 Silicone Encapsulant Black. Dow Corning, 2015
［７］SYLGARD（登録商標）164 SILICONE ELASTOMER KIT. Dow Corning, 2015
［８］H. AM. Daanen, J. Koedam, S.S. Cheung, Eur. J Appl. Physiol. 2012, 112, 2595. 
［９］Y. Liu, L. Wang, J. Liu, Y. Di, J Therm. Biol. 2013, 38, 440.
【実施例６】
【０２８６】
皮膚へのＵＶ暴露の熱的研究
【０２８７】
表皮細胞をＵＶＢに暴露し、変化を観察した。変化は、色の変化を含み、外観がよりピンク色になり、表面にしわがある。グラフで示す結果は、１ｍｍのセンサで５秒間測定されたとおりに図５６に表示されている。サンプルは、単層真皮（コラーゲン）である。測定は、ＵＶ暴露の前、３６分間のＵＶ暴露の直後、および翌日に行われる。熱伝導率は、ＵＶ暴露後に、減少する（たとえば、Ｔが増加する）。
【０２８８】
図５７は、非暴露（左の画像）とＵＶ暴露（右の画像）についての角質層、表皮、および真皮を含む、皮膚層の組織切片の図である。ＵＶ暴露による変化は、角質層および表皮への暴露を含み、ＵＶ暴露後の細胞破壊が見られる。色が濃くなり、ｐＨの酸性への変化を示している。
【０２８９】
図５８は、３Ｄ表皮細胞からの熱的な結果とは反対に、日焼けが熱伝導率を高める（温度が低下する）ことを例示している。この違いの原因は、生きているヒト被験者では真皮に日焼けし後に炎症反応が起こり、３Ｄ表皮細胞モデルでは炎症反応が起こりえないことにあり得る。
【０２９０】
参照による組み込みおよび変更形態に関する説明
【０２９１】
本明細書に引用されている出版物、特許出願、特許を含むすべての参考文献は、各参考文献が本出願の開示と少なくとも部分的に矛盾していない範囲（たとえば、部分的に矛盾している参考文献は参考文献の部分的に矛盾している部分を除いて参照により組み込まれる）を含む、各参考文献が個別に特に参照により組み込まれることを示され、その全体が本明細書に記載されているかのようにそれと同じ範囲の参照により組み込まれる。
【０２９２】
本発明を説明する英語原文の文脈において「ａ（日本語文中で１つの、または使わない）」および「ａｎ（日本語文中で１つの、または使わない）」および「ｔｈｅ（日本語文中でそれ、または使わない）」および「ａｔ  ｌｅａｓｔ  ｏｎｅ（少なくとも１つ）」および類似の指示対象を使用している場合（特に、請求項の文脈において）、本明細書において特に断りのない限り、または文脈上明確に矛盾していない限り、単数形と複数形の両方を含むものと解釈されるべきである。「少なくとも１つ」の前に１つまたは複数の項目の列挙がなされている用語（たとえば、「ＡおよびＢのうちの少なくとも１つ」）の使用は、これは本明細書において特に断りのない限り、または文脈上明確に矛盾しない限り、列挙された項目（ＡまたはＢ）から選択された１つの項目、または列挙された項目（ＡおよびＢ）の２つまたはそれ以上の任意の組合せを意味すると解釈されるべきである。「ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ（備える、含む）」、「ｈａｖｉｎｇ（有する）」、「ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ（含む、備える）」、および「ｃｏｎｔａｉｎｉｎｇ（含む、収容する、含有する）」という用語は、特に断りのない限り、制約のない用語（すなわち、「ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ，  ｂｕｔ  ｎｏｔ  ｌｉｍｉｔｅｄ  ｔｏ（限定はしないが．．．を含む）」を意味する）として解釈されるべきである。本明細書に記載されている値の範囲の記載は、本明細書において断りのない限り、範囲内に含まれる各個別の値を個別に参照するための略記法として機能することを意図しているに過ぎず、各個別の値は、それが個別に本明細書に記載されているかのように本明細書に組み込まれている。本明細書に記載されているすべての方法は、本明細書において特に断りのない限り、または文脈上明確に矛盾しない限り、任意の適切な順序で実行することができる。本明細書において提供されるあらゆる例、または例示的な文言（たとえば、「など」）の使用は、単に本発明をより際立たせることを意図しており、特許請求項に別の記載がない限り、本発明の範囲に制限を課すものではない。本明細書中のいかなる文言も、特許請求の範囲に記載されていないにも関わらず本発明の実施に不可欠とされるいかなる要素を示すとも解釈されるべきではない。
【０２９３】
本発明の好ましい実施形態が本明細書において説明されている。これらの好ましい態様の変更態様は、上記の説明を読んだ後、当業者にとって明確になるものとしてよい。発明者らは、当業者がそのような変更形態を適宜採用することを期待しており、発明者らは、本明細書に特に説明されている以外の方法で本発明が実施されることを意図している。したがって、本発明は、適用法により許されているとおりに付属の請求項に記載されている主題のすべての修正形態および等価形態を含む。さらに、本明細書に特に断りのない限り、または文脈上明確に矛盾しない限り、上で説明されている要素の任意の組合せが、その可能なすべての変更形態において、本発明に包含される。
【０２９４】
本明細書において使用されている用語および表現は、制限ではなく説明の表現として使用されており、図示され、説明されている特徴またはその一部の等価形態を除外するそのような用語および表現の使用に意図があるわけではなく、様々な修正形態が請求されている発明の範囲内で可能であることは認識される。したがって、本発明は、好ましい実施形態、例示的な実施形態、および任意選択の特徴によって特に開示されているが、当業者であれば最後の手段として本明細書で開示されている概念の修正および変更に訴えることもでき、またそのような修正および変更は、付属の請求項によって定められているように本発明の範囲内にあると考えられることは理解されるべきである。本明細書で提示されている特定の実施形態は、本発明の有用な実施形態の実施例であり、当業者には、本発明が本明細書で述べたデバイス、デバイスコンポーネント、方法ステップの多数の変更形態を使用して実施され得ることは明白であろう。当業者には明らかなように、本発明の方法にとって有用な方法およびデバイスは、多数の任意選択の組成および処理要素ならびにステップを含み得る。
【０２９５】
代替物の群が本明細書に開示されている場合、その群および部分群のすべての個別構成要素は別々に開示されることは理解される。マーカッシュ群または他の分類が本明細書で使用されている場合、その群ならびにその群の可能なすべての組合せおよび部分組合せの個別のすべての構成要素は、本開示に個別に含まれることが意図されている。
【０２９６】
本明細書で説明されているか、または例示されているコンポーネントのすべての配合または組合せは、断りのない限り本発明を実施するために使用され得る。
【０２９７】
本明細書において範囲、たとえば、温度範囲、時間範囲、または組成もしくは濃度範囲が与えられる場合、すべての中間範囲および部分範囲、さらには与えられた範囲に含まれるすべての個別の値は、本開示に含まれることが意図されている。本明細書の説明に含まれる部分範囲または範囲もしくは部分範囲内の個別の値は、本発明の請求項から除外され得ることは理解されるであろう。
【０２９８】
本明細書において言及されているすべての特許および刊行物は、本発明が関係する技術分野における当業者のレベルを示す。本明細書において引用されている参考文献は、公開または出願日の時点での技術の現状を示すためにその全体が参照によって本明細書に組み込まれており、この情報は、必要な場合に、先行技術にある特定の実施形態を除外するために本明細書に採用され得ることが意図されている。たとえば、組成物が請求されている場合、実施可能な開示が本明細書で引用されている参考文献内に提示されている化合物を含む、出願人の発明以前に当技術分野で知られており、利用可能である化合物は、本明細書の組成物請求項に含まれることを意図されていないことは理解されるべきである。
【０２９９】
本明細書で使用されているような「含む、備える」（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）という言い回しは、「含む、有する、備える」（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）、「収納する、含む、含有する」（ｃｏｎｔａｉｎｉｎｇ）、または「特徴付けられる」（ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚｅｄ  ｂｙ）の同義語であり、包括的または非限定的であり、別の引用されていない要素または方法ステップを排除するものではない。本明細書で使用されているような「〜からなる」は、請求項の要素において指定されていない要素、ステップ、または原料を除外する。本明細書で使用されているような「本質的に〜からなる」は、請求項の基本的な、新規性のある特徴に実質的に影響を及ぼさない材料またはステップを除外しない。本明細書の各場合において、「含む、備える」、「本質的に〜からなる」、および「〜からなる」の用語のうちのいずれかは、他の２つの言い回しのいずれかで置き換えることができる。本明細書で適切に実例を用いて説明されている本発明は、本明細書で特に開示されていない、１つまたは複数の要素、１つまたは複数の制限が存在しない場合に実施され得る。
【０３００】
当業者であれば、特に例示されているもの以外の出発材料、生物由来材料、試薬、合成法、精製法、分析方法、アッセイ方法、および生物学的方法は、過度の実験に頼らずとも本発明の実施において使用され得ることを理解するであろう。そのような材料および方法の当技術分野で知られているすべての機能的等価形態は、本発明に含まれることが意図されている。使用されている用語および表現は、制限ではなく説明の表現として使用されており、図示され、説明されている特徴またはその一部の等価形態を除外するそのような用語および表現の使用に意図があるわけではなく、様々な修正形態が請求されている発明の範囲内で可能であることは理解される。したがって、本発明は、好ましい実施形態および任意選択の特徴によって特に開示されているが、当業者であれば最後の手段として本明細書で開示されている概念の修正および変更に訴えることもでき、またそのような修正および変更は、付属の請求項によって定められているように本発明の範囲内にあると考えられることは理解されるべきである。
【０３０１】
表のリスト：
【０３０２】
Ｔａｂｌｅ  １（表１）。別々の有志被験者２名（被験者１：３３歳女性；被験者２：３３歳男性）の皮膚の８箇所の部位の単一点ＦＥＡおよびスケーリング則により得られた熱伝導率値。
【０３０３】
【表１】
2021519200.tif 000019
【０３０４】
Ｔａｂｌｅ  ２（表２）。Ｓｙｌｇａｒｄ  １７０（Ｓ１７０）、低密度ポリエチレン（ＬＤＰＥ）、Ｅｃｏｆｌｅｘ（ＥＦ）、Ｓｙｌｇａｒｄ  １８４（Ｓ１８４）、ポリイソブチレン（ＰＩＢ）、およびポリアクリル（ＰＡ）の６つの合成サンプルについて、２秒、２０秒、および４０秒の過渡加熱時間におけるスケーリング則を使用して得られた熱伝導率値と比較した単一点ＦＥＡによって得られた熱伝導率値。
【０３０５】
【表２】
2021519200.tif 000020
【０３０６】
Ｔａｂｌｅ  ３（表３）。Ｓｙｌｇａｒｄ  １７０（Ｓ１７０）、低密度ポリエチレン（ＬＤＰＥ）、Ｅｃｏｆｌｅｘ（ＥＦ）、Ｓｙｌｇａｒｄ  １８４（Ｓ１８４）、ポリイソブチレン（ＰＩＢ）、およびポリアクリル（ＰＡ）のサンプルタイプ、Ｒ＝０．５ｍｍ、Ｒ＝１．５ｍｍ、およびＲ＝２．０ｍｍのヒーターサイズ、２秒、２０秒、および４０秒の過渡加熱時間の関数として実験データ収集に基づくＦＥＡから推論された２Ｄ誤差面から推論された熱伝導率値。
【０３０７】
【表３】
2021519200.tif 000021
【符号の説明】
【０３０８】
１  デバイス
１０  ワイヤレス電子デバイス
１５  生物組織
２０  可撓性および／または弾力性を有する基板
３０  熱アクチュエータ
４０  温度センサ
５０  ワイヤレス電子システム
６５  外部コントローラ
１３０  保湿剤製品
１７０  触覚フィードバック要素
３２０  蛇行電気的インターコネクト
３３０  コンタクトパッド
４３０  追加のセンサ
４４００  第１のアクティブ領域
４４０２  第１のコンタクトパッド
４４０４  第１の導電性リボン
４４１０  第２のアクティブ領域
４４１２  第２のコンタクトパッド
４４１４  第２の導電性リボン
４４２０  封緘層
【図１】
2021519200.tif 000022
【図２】
2021519200.tif 000023
【図３】
2021519200.tif 000024
【図４】
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【図５】
2021519200.tif 000026
【図６】
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【図７】
2021519200.tif 000028
【図８】
2021519200.tif 000029
【図９Ａ】
2021519200.tif 000030
【図９Ｂ】
2021519200.tif 000031
【図９Ｃ】
2021519200.tif 000032
【図９Ｄ】
2021519200.tif 000033
【図１０】
2021519200.tif 000034
【図１１】
2021519200.tif 000035
【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
2021519200.tif 000039
【図１６】
2021519200.tif 000040
【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
2021519200.tif 000049
【図２６】
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【図２７】
2021519200.tif 000051
【図２８】
2021519200.tif 000052
【図２９】
2021519200.tif 000053
【図３０】
2021519200.tif 000054
【図３１】
2021519200.tif 000055
【図３２】
2021519200.tif 000056
【図３３】
2021519200.tif 000057
【図３４】
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【図３５】
2021519200.tif 000059
【図３６】
2021519200.tif 000060
【図３７】
2021519200.tif 000061
【図３８】
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【図３９】
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【図４０】
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【図４１】
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【図４２】
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【図４３】
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【図４４】
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【図４５】
2021519200.tif 000069
【図４６】
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【図４７】
2021519200.tif 000071
【図４８】
2021519200.tif 000072
【図４９】
2021519200.tif 000073
【図５０】
2021519200.tif 000074
【図５１】
2021519200.tif 000075
【図５２ａ】
2021519200.tif 000076
【図５２ｂ】
2021519200.tif 000077
【図５３】
2021519200.tif 000078
【図５４】
2021519200.tif 000079
【図５５ａ】
2021519200.tif 000080
【図５５ｂ】
2021519200.tif 000081
【図５５ｃ】
2021519200.tif 000082
【図５５ｄ】
2021519200.tif 000083
【図５６】
2021519200.tif 000084
【図５７】
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【図５８】
2021519200.tif 000086
【手続補正書】
【提出日】令和2年11月25日(2020.11.25)
【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】
生物組織と熱的にインターフェースするためのワイヤレス電子デバイスであって、
可撓性基板と、
前記生物組織に熱入力を提供するように構成されている前記可撓性基板によって支持されている熱アクチュエータと、
前記生物組織の熱伝導率を決定するために温度を測定するように構成されている、前記可撓性基板によって支持されている温度センサと、
前記熱アクチュエータおよび前記温度センサと電子的に通信しているワイヤレス電子システムであって、外部コントローラとの双方向通信を行うように構成されているワイヤレス電子システムと、
第１および第２のアクティブ領域であって、各領域は、前記温度センサおよび前記熱アクチュエータとして働く導電線を備える、第１および第２のアクティブ領域と、
第１のコンタクトパッド、および前記第１のコンタクトパッドを前記第１のアクティブ領域に電気的に接続する第１の導電性リボンと、
第２のコンタクトパッド、および前記第２のコンタクトパッドを前記第２のアクティブ領域に電気的に接続する第２の導電性リボンと、
前記第１および第２のアクティブ領域を流体的に隔離する封緘層とを備え、
前記可撓性基板は、前記第１および第２のコンタクトパッドを支持する、ワイヤレス電子デバイス。
【請求項２】
前記外部コントローラは、前記熱伝導率に基づき組織パラメータを決定するように構成されている、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３】
前記熱入力は、前記熱アクチュエータの温度上昇に対応している、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項４】
１日以上の期間にわたって前記生物組織と長期的にインターフェースするように構成されている、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項５】
１０分以上の期間にわたって熱伝導率の周期的に連続する測定を提供するように構成されている、請求項４に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項６】
前記生物組織は、皮膚を含み、前記ワイヤレス電子デバイスは、前記皮膚またはそこに配設される材料に形状適合性装着するように構成されている表皮電子デバイスである、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項７】
前記生物組織は、指または足指の爪に対応している、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項８】
前記ワイヤレス電子デバイスは、生きている動物の体内に埋め込むように構成され、前記生物組織は内臓または皮下組織を含む、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項９】
前記生物組織は、移植された臓器を含む、移植組織である、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１０】
前記熱伝導率は、組織水分補給、炎症状態、組織酸素化、組織灌流、血流、または組織治癒、組織損傷、もしくは組織健康のうちの１つまたは複数である組織パラメータを計算するために使用される、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１１】
前記組織パラメータは、日焼けパラメータに関連付けられている、請求項１０に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１２】
前記組織パラメータは、個別のユーザ向けに個人化される、請求項１０に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１３】
前記ワイヤレス電子デバイスは、保湿剤製品に接触するように構成され、前記温度センサは、保湿剤の含水量を決定するために前記保湿剤製品の温度変化を測定する、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１４】
前記保湿剤製品は、皮膚表面に位置決めされる、請求項１３に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１５】
皮膚の水分補給の監視、評価、およびその治療のための個別のユーザによる個人化された使用のための請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１６】
ベースラインの皮膚水分補給値を取得し、乾燥肌の悪化を示す前記ベースラインの皮膚水分補給値からの逸脱を決定する、請求項１５に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１７】
組織水分補給状態が低下していることをユーザに警告するための触覚フィードバック要素をさらに備える、請求項１５に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１８】
前記温度センサは、皮膚を含む前記生物組織の温度変化を測定して、過剰な皮膚水分損失および皮膚水分補給低下を評価する、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項１９】
前記過剰な皮膚水分損失は、アトピー性皮膚炎または湿疹に関連している、請求項１８に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２０】
皮膚科学的リスク状態を検出する際に使用するように構成されている、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２１】
前記生物組織の温度変化は、炎症状態または浮腫を示す、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２２】
皮膚への早期日焼け損傷状態を検出するために使用される、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２３】
前記アクチュエータおよび前記センサは、温度によって抵抗が変化する抵抗線を備える、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２４】
前記センサは、前記アクチュエータに対応している、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２５】
前記センサおよび前記アクチュエータは、温度の測定のために、温度によって抵抗が変化する電気抵抗線から形成され、前記電気抵抗線は、ジュール加熱によって前記生物組織に熱出力を送出する、請求項２４に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２６】
前記アクチュエータおよび前記センサは、異なる抵抗線から形成され、分離距離によって互いに分離される、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２７】
複数の温度センサおよび／または複数の熱アクチュエータを備える、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２８】
前記ワイヤレス電子システムは、前記外部コントローラから前記ワイヤレス電子デバイスに給電するように構成されている、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項２９】
前記ワイヤレス電子デバイスに少なくとも部分的に給電するための電池をさらに備える、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３０】
前記熱伝導率は、最大深さ８ｍｍまでの範囲の、前記生物組織の表面からの選択された深さで決定される、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３１】
前記温度センサおよび前記熱アクチュエータを前記可撓性基板によって支持されているコンタクトバッドに電気的に接続する蛇行電気的インターコネクトをさらに備える、請求項１に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３２】
生物組織と熱的にインターフェースするためのワイヤレス電子デバイスであって、
可撓性基板と、
前記生物組織に熱入力を提供するように構成されている前記可撓性基板によって支持されている熱アクチュエータと、
前記生物組織の熱伝導率を決定するために温度を測定するように構成されている、前記可撓性基板によって支持されている温度センサと、
前記熱アクチュエータおよび前記温度センサと電子的に通信しているワイヤレス電子システムであって、外部コントローラとの双方向通信を行うように構成されているワイヤレス電子システムとを備え、
前記ワイヤレス電子デバイスは、爪表面に形状適合性装着するように構成され、組織パラメータは、爪甲の変化、爪母基の変化、下爪皮の変化、近位爪郭の変化、側方爪郭組成、または爪床の変化のうちの１つまたは複数から選択される爪床パラメータである、ワイヤレス電子デバイス。
【請求項３３】
前記熱入力は、爪の下にある爪床に供給される、請求項３２に記載のワイヤレス電子デバイス。
【請求項３４】
表皮層水分補給パラメータに対する低浸透深さ、血流パラメータに対する中間浸透深さ、感染パラメータに対する深部真皮および皮下脂肪組織に対する高浸透深さのうちの１つまたは複数から熱特性を測定するように選択される、請求項１から１２のいずれか一項に記載のワイヤレス電子デバイス。
【国際調査報告】
2021519200.tif 000087
2021519200.tif 000088