(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
それぞれ中心に測定対象を通すための貫通孔を有する一対の高分子材料製の導電体と、
それらの導電体の周囲を電気絶縁し、導電体同士を、貫通孔が直線上に間隔をあけて並ぶように支持する高分子材料製の非導電体と、
各導電体に連結され、非導電体を貫通して外部に延び、かつ、外部では表面が絶縁されている２本の電線
とを備えている、神経活動などの計測に用いる超小型の生体電極。
【請求項２】
前記導電体および非導電体がそれぞれゴム状弾性体からなり、かつ、全体として表面から貫通孔に達する、測定対象を貫通孔に導くためのスリットが形成され、そのスリットが弾力によって常時閉じている請求項１記載の生体電極。
【請求項３】
前記導電体および非導電体がそれぞれゴム状弾性体からなり、かつ、全体として表面から貫通孔に達する、測定対象を貫通孔に導くためのスリットが形成され、そのスリットが自然な状態で開いている請求項１記載の生体電極。
【請求項４】
前記スリットを閉じた状態に維持するべく、非導電体の周囲を縛るための糸を備えている請求項２または３記載の生体電極。
【請求項５】
前記非導電体の表面に設けられるアース電極と、そのアース電極に連結され、表面が絶縁されているアース線とをさらに備えている請求項１記載の生体電極。
【請求項６】
前記非導電体が、導電体の間に介在される介在部材と、各導電体の端面を覆う端面部材と、導電体、介在部材および端面部材の全体の周囲を囲む筒状部材とからなる請求項１記載の生体電極。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は生体の神経束などの微小電位差ないし微小電流を測定するための超小型の生体電極に関する。さらに詳しくは、生体に埋め込んだ状態で使用することができ、生体に負担をかけずに長期間測定を継続できる生体電極に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、生体の神経活動を測定する場合は、神経束に生体高分子であるコラーゲンや銀線などの金属材料を用いた電極を接触させ、その電極に連結した絶縁電線を測定回路に連結して、神経を流れる微小な電流を測定している。これらの電極はミリメートルのオーダーの末梢神経や数百マイクロメートルオーダーの心臓や腎臓などの交感神経に応用され、神経活動の測定が行われている。しかしながら副腎、脾臓、消化器などの内臓諸器官、あるいは骨格筋、皮膚および脳・脊髄などに分布する交感神経は、１００μｍ以下と極めて細く、容易に機械的損傷を受ける。そのため、とくに自由行動をとる意識動物の場合は測定が困難である。また、生体内では絶縁性の長期の維持が困難であるため、１週間程度の短期間しか測定を継続することができない。さらに測定しようとする信号がマイクロボルトレベルの微小な信号であることから、信頼できる信号処理が困難である。
【０００３】
信号処理の信頼性を高めるような生体電極としては、たとえば特開２０００−１５７６６９号公報に記載されているマイクロ電極がある。このマイクロ電極は、Ｓ／Ｎが高い信号処理を行うことができるように、図１０ａ〜ｃなどに示す電極を備えたマイクロ電極体と、そのマイクロ電極体の近傍に配線部を介して電気的に連結した信号処理回路体とを備えている。その公報では、図１０ａに示すような、コ字状の形態を備え、その間に神経軸索１００を通して接触させるようにしたクランプ型電極１０１を開示している。さらに神経軸索１００に突き刺すようにしたフォーク型電極（図１０ｂの１０２参照）およびニードル型電極（図１０ｃの１０３参照）をそれぞれ開示している。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
前記クランプ型、フォーク型あるいはニードル型のマイクロ電極体は、いずれも太い神経軸索にしか応用できないものであり、神経軸索に対する脱着が容易であるが、安定した神経活動の計測には限界がある。また測定対象が微細な神経束や生体であるので、神経や生体に対する侵襲が生じ易い。さらに絶縁状態の長期の維持が困難であり、細い神経に対する長期間の安定した装着が困難である。とくに前述の諸臓器を支配する自律神経活動を計測して脳・自律神経系が行う生体システムの統合調節機能を解明するには、多数個所の同時測定および長期的変化の測定をする必要がある。本発明は体積が小さく、そのため生体への負担が少なく、多元的に測定しうる超小型の生体電極を提供することを課題としている。さらに本発明は、絶縁性が高く、それにより長期間の安定した測定が可能な超小型生体電極を提供することを技術課題としている。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
本発明の超小型の生体電極（請求項１）は、それぞれ中心に測定対象を通すための貫通孔を有する一対の高分子材料製の導電体と、それらの導電体の周囲を電気絶縁し、導電体同士を、貫通孔が直線上に間隔をあけて並ぶように支持する高分子材料製の非導電体と、各導電体に連結され、非導電体を貫通して外部に延び、かつ、外部では表面が絶縁されている２本の電線とを備えていることを特徴としている。
【０００６】
このような生体電極においては、前記導電体および非導電体がそれぞれゴム状弾性体からなり、かつ、全体として表面から貫通孔に達する、測定対象を貫通孔に導くためのスリットが形成され、そのスリットが弾力によって常時閉じているものが好ましい（請求項２）。また、そのスリットは自然な状態で開いているものでもよい（請求項３）。それらの場合は、さらに前記スリットを閉じた状態に維持するべく、非導電体の周囲を縛るための糸を備えているものが好ましい（請求項４）。
【０００７】
また、前記非導電体の表面に設けられるアース電極と、そのアース電極に連結され、表面が絶縁されているアース線とをさらに備えているものが好ましい（請求項５）。さらに前記非導電体が、導電体の間に介在される介在部材と、各導電体の端面を覆う端面部材と、導電体、介在部材および端面部材の全体の周囲を囲む筒状部材とからなるものが好ましい（請求項６）。
【０００８】
【作用および発明の効果】
本発明の生体電極（請求項１）は、一対の導電体の貫通孔に１本の測定対象を通すことにより、測定対象の離れた部位の周囲を一対の導電体で囲むことができる。そして導電体にはそれぞれ電線が連結されているため、電線の他端同士の電位差を測定することにより、測定対象の離れた部位間の電位差を容易に測定することができる。また、導電体は測定対象の周囲全体を囲むので、従来のクランプ型、フォーク型、ニードル型のような電極に比して、測定対象に対する密着状態を安定して維持することができる。それにより細い末梢神経などにも安定して装着しうる。また、高分子材料であるので、細く短い電極の成形も可能である。それにより多数個所に装着して多元的な測定を継続しても、生体への負担が少ない。また、導電体は非導電体により周囲から絶縁され、電線の外部に出ている部位も絶縁されているので、生体内に埋め込んで測定しうる。そのため長期間でも安定して測定を継続しうる。
【０００９】
導電体および非導電体がそれぞれゴム状弾性体からなり、かつ、全体として表面から貫通孔に達する、測定対象を貫通孔に導くためのスリットが形成され、そのスリットが弾力によって常時閉じている生体電極（請求項２）では、弾力性を利用してスリットを拡げると、貫通孔が外部に露出する。そのため拡げたスリットから、神経束などの測定対象を容易に貫通孔に入れることができる。そしてスリットを拡げている力を緩めると、弾力性でスリットが自然に閉じ、測定対象を囲むことができる。したがって、細い神経などの測定対象への装着および取り外しが容易である。すなわちこの生体電極は、測定対象への安定した装着状態の維持が可能であるだけでなく、脱着も容易である点ですぐれている。逆にスリットが自然な状態で開いている場合（請求項３）は、貫通孔に神経などを挿入するとき、スリットを開く手間を省くことができる。
【００１０】
前記スリットを備えている生体電極において、非導電体の表面に設けられるアース電極と、そのアース電極に連結され、表面が絶縁されているアース線とをさらに備えている場合（請求項４）は、糸で非伝導体の周囲を縛ることにより、スリットの密着がしっかりとするので、スリットから体液などが侵入して絶縁が破れるおそれが少ない。
【００１１】
非導電体の表面に設けられるアース電極と、そのアース電極に連結され、表面が絶縁されているアース線とをさらに備えている生体電極（請求項５）の場合は、全体を生体に埋め込むことにより、アース線の先端を生体内に安定して電気的に連結させておくことができる。そのため電位の基準をとるアース線を別個に生体に連結する手間、および取り外す手間が不要である。また、導電体に連結されている電線と束ねることにより、一緒に体外に導くことができる。
【００１２】
さらに前記非導電体が、導電体の間に介在される介在部材と、各導電体の端面を覆う端面部材と、導電体、介在部材および端面部材の全体の周囲を囲む筒状部材とからなる生体電極（請求項６）では、筒状部材の一端の開口から、一方の導電体、介在部材および他方の導電体を押し込み、両端に端面部材を装着することにより、容易に組み立てることができる。
【００１３】
【発明の実施の形態】
つぎに図面を参照しながら本発明の生体電極の実施の形態を説明する。図１は本発明の生体電極の一実施形態を示す一部切り欠き斜視図、図２はその生体電極の一部断面平面図、図３ａおよび図３ｂはそれぞれその生体電極に用いられている導電体および端面部材の側面図、図４は本発明の生体電極の他の実施形態を示す斜視図、図５は図２の生体電極の使用方法を示す工程図、図６は本発明の生体電極のさらに他の実施形態を示す一部断面平面図、図７ａ、図７ｂおよび図７ｃはそれぞれ本発明の生体電極のさらに他の実施形態を示す側面図、図８ａは本発明の生体電極のさらに他の実施形態を示す側面図、図８ｂは図８ａのVIII-VIII線断面図、図９ａおよび図９ｂはそれぞれ本発明の生体電極を用いて測定した神経活動と動脈血圧の関係を示すオシログラフである。
【００１４】
図１の生体電極１０は、円柱状の芯体１１と、その周囲に設けられる筒状の被覆体１２とからなる。芯体１１はさらに円柱状の一対の導電体１３、１４と、その間に介在される介在部材１５と、各導電体１３、１４の両側の端面を覆う端面部材１６、１７とからなる。導電体１３、１４、介在部材１５および端面部材１６、１７の直径は同じであり、それぞれの中心には測定対象１８を通すための貫通孔１９が形成されている。被覆体１２、介在部材１５および端面部材１６、１７は非導電材料ないし絶縁材料から形成されており、特許請求の範囲における非導電体を構成する。一対の導電体１３、１４には測定用電線２１、２２が連結されている。また、被覆体１２の外面には導電材料製のアース電極２３が設けられ、そのアース電極２３にはアース線２４が連結されている。アース電極２３は神経束などの測定対象の外側の生体組織と接触させて、その電位を基準電位（アース）として使用するためのものである。したがって別個に生体にアース線を接続する場合など、不要な場合には、省略することもできる。芯体１１および被覆体１２には、貫通孔１９から外周面に達するスリット２６が形成されている。
【００１５】
前記導電体１３、１４には、導電ゴムなどのゴム状の弾力性を有する導電性高分子材料が用いられる。また介在部材１５、端面部材１６、１７は、シリコーンゴムなどのゴム状の弾性を有する絶縁性高分子材料が好ましい。導電体１３、１４、介在部材１５、端面部材１６、１７はいずれもシリコーン系などの生体適合性が高い高分子材料が好ましい。しかしポリウレタン、ナイロンエラストマー、フッ素樹脂などの他の合成樹脂材料あるいはゴムも用いられる。また、材料表面に抗血栓剤（ヘパリン、ウロキナーゼ固定剤など）をコートしたものが好ましい。さらにタンパク質、コラーゲンなどの生体高分子などの高分子材料も用いられる。それらの各円柱状部材の外径はたとえば０．５〜１．５ｍｍ程度であり、成形が可能であれば、できるだけ小さくするのが好ましい。また導電体１３、１４の厚さは０．４〜０．５ｍｍ程度であり、０．４ｍｍ前後が好ましい。厚くすると測定対象を包む範囲が長くなり、それによって測定が安定する。他方、よりコンパクトな生体電極が所望される場合は、測定が可能な範囲、成形が可能な範囲でできるだけ薄くする。端面部材１６、１７の軸方向の厚さは、絶縁性を維持しうる範囲で出来るだけ薄くするのが好ましい。通常は０．０１〜２．０ｍｍ程度、とくに０．０１〜０．０５ｍｍ程度である。また、場合により、０．０５〜２．０ｍｍとすることもある。介在部材１５の軸方向の厚さは導電体１３、１４の間隔を規定するものであるので、測定対象に応じて適宜定めるが、通常は０．４〜０．５ｍｍ程度とする。貫通孔１９の径は測定対象１８の種類にもよるが、たとえば交感神経の場合は０．１５ｍｍ程度とする。なお、末梢神経などの測定対象の径に応じて、貫通孔１９や生体電極の形状を段階別にいくつか作製し、対象に応じて選択して使用するようにするのが好ましい。
【００１６】
前記被覆体１２はシリコーンゴムなどのゴム状の弾性を有する生体適合性がよい高分子材料が好ましい。被覆体１２の外径は、たとえば１〜２ｍｍ程度で、１．５ｍｍ前後のものが用いられ、長さは通常は１〜３ｍｍ程度である。ただし成形が可能であれば、さらに小さくするほうが好ましい。被覆体１２および各導電体１３、１４、介在部材１５、端面部材１６、１７に形成されているスリット２６は、通常は部品の段階で成形するのが容易であるが、たとえば組み立てた後に、たとえばメスなどで切り込むことにより形成してもよい。さらにレーザー光などで切断する場合は、より正確に切断できる。組み立て後に切り込む場合は、組立時に各部品のスリット同士を合わせる手間が省ける。スリット２６は各円柱状部材の弾力性で常時は閉じる方向に付勢されて、自然に開かないものとするのが好ましい。なお導電体１３、１４、介在部材１５および端面部材１６、１７はあらかじめ接着剤で接着して芯体１１としておくこともできる。さらに芯体１１に被覆体１２を接着しておくこともできる。
【００１７】
図２および図３ａに示すように、測定用電線２１、２２の一端２１ａ、２２ａは、貫通孔１９に達しない深さで導電体１３、１４の内部に半径方向に埋め込まれ、さらに径方向に折り曲げられた上で外側に延び出している。延び出した部位は、さらに導電体１３、１４の表面に沿って軸心と平行に折り曲げられ、生体電極１０の長さ方向の中心近辺で再び半径方向外向きに折り曲げられ、被覆体１２を貫通して外部に延び出している。
【００１８】
前記アース線（図３ｂの符号２４）の一端は、アース電極２３に対して裏側から接合され、被覆体１２の内部を通って生体電極１０の長さ方向の中心位置で半径方向に折り曲げられ、外部に延び出している。アース線２４の外側に延び出している部分は、前記測定用電線２１、２２と平行に配列され、それらの３本の電線は所定の間隔を開けるようにして束ねた後、全体にポリウレタン、ナイロン、フッ素樹脂などの生体適合性が高い合成樹脂あるいはシリコーンなどのゴムでコーティングし、絶縁すると共に補強している。測定用電線２１、２２およびアース電線２４の各電線は、たとえばポリ四弗化エチレン（テフロン：米国デユポン社の登録商標）などのフッ素樹脂でコーティングした銀線など、生体適合性がよく、耐久性が高い金属線が好適に用いられる。しかしエナメルコーティングあるいはカシューコーティングしたステンレス線、またはニクロム線を用いることもできる。各電線の直径は０．１ｍｍ以下が好ましい。たとえばステンレス線の場合は、０．０５ｍｍ程度である。３本の電線の他端側には、ＩＣ用のターミナルピン２７が連結されている。そのターミナルピン２７は、多チャンネルの交感神経活動活動群を遠隔計測できるように、体内埋め込み型テレメーターに接続するのが好ましい。
【００１９】
図４に示す生体電極３０では、図１の生体電極と実質的に同じ本体３１と、その本体のスリット２６とは反対側の部位に接着された左右一対の糸３２とを備えている。糸３２は絹糸など、生体適合性が高い糸が好ましい。それらの糸３２は、図５に示すように、本体のスリット２６を開いた状態で神経束などの測定対象１８を貫通孔１９に入れた後、両端を結び合わせてスリット２６が開かないように本体３１を締め付けるために使用する。それによりスリット２６で分けた面同士の密着性が強くなり、スリット２６からの体液などの染み込みを防止し、導電体の長期間にわたる外部からの絶縁状態を維持するのに役立つ。
【００２０】
図６に示す生体電極３５では、被覆体１２の内面の導電体１３、１４と当接する部位に、導電性樹脂などの電極板３６を埋め込んでおり、測定用電線２１、２２の一端２１ａ、２２ａはそれらの電極板３６に連結している。このものは導電体１３、１４に電線を埋め込まなくてもよいので、製造が容易である。さらに組立時に導電体１３、１４などを被覆体１２の端部から押し込むことができるので、組立作業が容易になる。
【００２１】
図７ａに示す生体電極４０では、導電体１３などに形成するスリット２６を、中心の貫通孔１９を超えて、他方の側まで延ばしている。このものはスリット２６を大きく開くことができる利点がある。ただし図５のようにスリット２６が貫通孔１９で止まっている場合は、測定対象１８が貫通孔１９の位置で止まるので、位置決めが容易であるというメリットがある。
【００２２】
図７ｂに示す生体電極４２では、想像線で示すように、被覆体１２の自然な状態での内径ｄ１を、芯体１１の外径ｄ２よりも小さくしている。そのため被覆体１２を芯体１１の周囲に装着したとき、復元しようとする弾力による付勢力が強く働き、スリット２６で分ける面同士の密着性が高くなる利点がある。ただし図５ａのようにスリット２６を開く場合に、余分な力が必要になる。
【００２３】
図７ｃに示す生体電極４４では、芯体１１と被覆体１２がそれぞれ直径方向の面で二分割して半体４５、４６とされており、それらを結びつけるための糸３２が用意されている。このものは神経などへの装着が容易である。ただし取り外した被覆体１２や芯体１１の半体を紛失するおそれがある。
【００２４】
図８ａに示す生体電極４７は、自然な状態でスリット２６が開いている。そのため、貫通孔１９に神経などを挿入するとき、スリット２６を開く手間を省くことができる。したがって取り扱いが容易である。この生体電極４７は貫通孔１９に神経などを挿入した後は、図５に示す手順と同様に使用することができる。なお、図８ｂに示すように、この生体電極４７では被覆体１２の厚さが薄く、それにより全体が柔軟である。さらに被覆体１２は端面部材１６、１７の外面も一体的に被覆しており、それにより部品が分かれにくいという効果がある。他の部分の構成および効果は図１の生体電極１０の場合と同じである。
【００２５】
図９ａは本発明の生体電極を用いて測定した腎交感神経の神経活動５１と動脈血圧５２とを一緒に示したオシログラフである。このような連続測定により、神経作用と血圧の相関関係を調べることができる。また図９ｂは、図９ａの測定後に被測定動物に対して交感神経節ブロック処理（ヘキサメソニウムＣ6 の投与）を行い、それによって腎交感神経の神経活動５１は消失し、動脈血圧５２が低下したことが分かる。この結果から、本電極で記録された電極信号は交感神経活動であると言える。
【００２６】
上記の生体電極は、運動神経、感覚神経、自律神経（交感神経と副交感神経）などの末梢神経における神経放電を測定することができる。また、神経以外でも、生体電極の貫通孔に挟むことができるものであれば、他の生体組織（骨格筋や平滑筋など）の興奮性活動を測定・記録することができる。
【００２７】
前記実施形態では、いずれの生体電極も円柱状に構成しているが、角柱状であってもよい。また図７ｃのように分割して構成する場合は、可撓性はなくてもよく、たとえばセラミックスなどの生体適合性のよい剛性材料なども使用することもできる。しかし神経などの生体組織を保護するため、可撓性・生体適合性を有する高分子材料が好ましい。また前記実施形態では、ノイズ対策の上、一対の導電体を用いて一対の差分電位差を記録するようにしているが（双極誘導）、一方の電極だけを記録装置に配線して単極から記録することもできる（単極誘導）。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明の生体電極の一実施形態を示す一部切り欠き斜視図である。
【図２】  その生体電極の一部断面平面図である。
【図３】  図３ａおよび図３ｂはそれぞれその生体電極に用いられている導電体および非導電体の側面図である。
【図４】  本発明の生体電極の他の実施形態を示す斜視図である。
【図５】  図２の生体電極の使用方法を示す工程図である。
【図６】  本発明の生体電極のさらに他の実施形態を示す一部断面平面図である。
【図７】  図７ａ、図７ｂおよび図７ｃはそれぞれ本発明の生体電極のさらに他の実施形態を示す側面図である。
【図８】  図８ａは本発明の生体電極のさらに他の実施形態を示す側面図、図８ｂは図８ａのVIII-VIII線断面図である。
【図９】  図９ａおよび図９ｂはそれぞれ本発明の生体電極を用いて測定した神経活動と動脈血圧の関係を示すオシログラフである。
【図１０】  図１０ａ、図１０ｂおよび図１０ｃはそれぞれ従来のマイクロ電極体の一例を示す概略説明図である。
【符号の説明】
１０  生体電極
１１  芯体
１２  被覆体
１３、１４  導電体
１５  介在部材
１６、１７  端面部材
１８  測定対象
１９  貫通孔
２１、２２  測定用電線
２３  アース電極
２４  アース線
２１ａ、２２ａ  測定用電線の一端
２６  スリット
２７  ターミナルピン
３０  生体電極
３１  本体
３２  糸
３５  生体電極
３６  電極板
４０  生体電極
４２  生体電極
ｄ１  内径
ｄ２  外径
４４  生体電極
４５、４６  半体
４７  生体電極
５１  神経活動
５２  動脈血圧
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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