(57)【要約】  本発明は、トポロジーを有する表面、特に人体または動物の体の一部などの時間によって変化するトポロジーを有する表面に取り付けられるように構成された接着用キャリアに関する。本発明はさらに、キャリアの使用、キャリアの活性化方法、およびキャリアの作製方法に関する。【特許請求の範囲】
【請求項１】
人間、動物、車両、建造物、またはロボット本体の一部などの表面に取り付けられるように構成された接着用キャリアであって、
‐ペイロードとのインターフェースであるバッキング基板と、
‐表面に複数のアイランドが存在するパターン化された表面と、
を備え、
前記アイランドおよび前記バッキング基板の少なくとも一方がコンプライアント材料から作成され、
前記アイランドの自由表面の少なくとも一部が硬化性材料を含むインクでコーティングされ、
前記インクは前記キャリアの前記アイランドを別の物体に結合させるように選択される、キャリア。
【請求項２】
前記インクは、前記ペイロードと前記別の物体との間の接続を形成するように選択される、請求項１に記載のキャリア。
【請求項３】
前記インクおよび前記アイランドは、前記ペイロードとの機械的接続を形成し、前記機械的接続は、前記ペイロードによって測定される前記物体の性能を高めるように構成される、請求項１または２に記載のキャリア。
【請求項４】
前記ペイロードが歪みセンサであり、前記インクおよび前記アイランドが、前記物体から前記ペイロードに変形および応力を伝達するように構成される、請求項３に記載のキャリア。
【請求項５】
前記ペイロードが電気センサであり、前記インクおよび前記アイランドが、前記物体から前記ペイロードに電気信号を送信するように構成される、請求項３または４に記載のキャリア。
【請求項６】
前記ペイロードが温度センサであり、前記インクおよび前記アイランドが、前記物体から前記ペイロードに熱パラメータを伝達するように構成される、請求項３〜５のいずれかに記載のキャリア。
【請求項７】
前記ペイロードが化学センサであり、前記インクおよび前記アイランドが、前記物体から前記ペイロードへの化合物の流れを可能にするように構成される、請求項３〜６のいずれかに記載のキャリア。
【請求項８】
前記キャリアの個々のアイランドの間に存在する自由空間の液体透過性が、室温で、１０5〜１０-20［ｃｍ2］、特に１０1〜１０-10［ｃｍ2］の範囲で選択され、および／または、前記キャリアの個々のアイランドの間に存在する自由空間の気体透過性が、室温で、１０5〜１０-20［ｃｍ3・ｃｍ・ｃｍ-2・Ｓ-1・ｃｍＨｇ-1］、特に１０1〜１０-10［ｃｍ3・ｃｍ・ｃｍ-2・Ｓ-1・ｃｍＨｇ-1］の範囲で選択される、請求項１〜７のいずれかに記載のキャリア。
【請求項９】
前記コンプライアント材料が可撓性材料である、請求項１〜８のいずれかに記載のキャリア。
【請求項１０】
前記コンプライアント材料は、前記表面のトポロジーに適合するおよび／または適合するように選択された柔軟性を有する材料である、請求項９に記載のキャリア。
【請求項１１】
前記コンプライアント材料が、前記バッキング基板および前記アイランドの少なくとも一方を形成する可撓性材料であり、前記可撓性材料は、１０ｋＰａ〜６００ＭＰａの範囲で選択されるヤング率を有する、請求項９または１０に記載のキャリア。
【請求項１２】
前記アイランド間に空隙が存在し、任意選択的に、アイランドの表面積に対する空隙の表面積の比が、前記キャリア上の前記アイランドの密度を規定する、請求項１〜１１のいずれかに記載のキャリア。
【請求項１３】
前記アイランドは、前記バッキング基板と一体であるか、または前記バッキング基板に接続されている、請求項１〜１２のいずれかに記載のキャリア。
【請求項１４】
前記アイランドは、規則的または不規則に間隔を介した凹凸である、請求項１〜１３のいずれかに記載のキャリア。
【請求項１５】
前記凹凸が規則的または不規則な形状であり、前記凹凸が支柱である、請求項１４に記載のキャリア。
【請求項１６】
前記支柱が、立方体、ピラミッド形、球形、円筒形、円錐形、直方体、三角形または六角形である、請求項１５に記載のキャリア。
【請求項１７】
前記支柱は、少なくとも実質的に円筒形の形状を有する、請求項１４または１５に記載のキャリア。
【請求項１８】
前記凹凸が、１０-4〜１０4の範囲で選択されたアスペクト比を有する、請求項１４〜１７のいずれかに記載のキャリア。
【請求項１９】
前記凹凸が、０．０１〜１０００の範囲で選択されたアスペクト比を有する、請求項１８に記載のキャリア。
【請求項２０】
前記凹凸が、０．１〜１００の範囲で選択されたアスペクト比を有する、請求項１８または１９に記載のキャリア。
【請求項２１】
前記凹凸が、１〜５の範囲で選択されたアスペクト比を有する、請求項１８〜２０のいずれかに記載のキャリア。
【請求項２２】
センサの形態で存在する前記ペイロードが、前記バッキング基板に取り付けられる、請求項１〜２１のいずれかに記載のキャリア。
【請求項２３】
前記アイランドおよび前記バッキング基板の少なくとも１つがフィラー材料を備える、請求項１〜２２のいずれかに記載のキャリア。
【請求項２４】
前記フィラー材料が、有機、無機、金属、合金、セラミック、ガラス、ポリマー、ゴム、生体材料、複合材料、発泡体、織物材料、粒子材料、繊維材料、および前述の材料の組み合わせからなる部材の群から選択される、請求項２３に記載のキャリア。
【請求項２５】
前記アイランドおよび／または前記バッキング基板の材料が、有機、無機、金属、合金、セラミック、ガラス、ポリマー、ゴム、生体材料、複合材料、発泡体、織物材料、粒子材料、繊維材料、および前述の材料の組み合わせからなる部材の群から選択される、請求項１〜２４のいずれかに記載のキャリア。
【請求項２６】
前記硬化性材料は、前記アイランドの材料に架橋または接着を提供する材料であり、前記硬化性材料は、前記アイランドと同じ材料、熱架橋性材料、光架橋性材料、水分架橋性材料、触媒架橋性材料、酸化還元反応架橋性材料、およびそれらの組み合わせからなる部材の群から選択される、請求項１〜２５のいずれかに記載のキャリア。
【請求項２７】
前記硬化性材料は、その後前記キャリアが接続される物体に架橋または接着を提供する材料である、請求項１〜２６のいずれかに記載のキャリア。
【請求項２８】
前記インクが、前記キャリアを前記別の物体に解放可能に結合するように選択される、請求項１〜２７に記載のキャリア。
【請求項２９】
前記インクを硬化させた後、その硬化したインクを有するアイランドの部分の直径が、インクを塗布する前の前記部分の直径よりも小さい、同様である、または大きい、請求項１〜２８に記載のキャリア。
【請求項３０】
硬化したインクを有するアイランドの先端部の直径が、インクのないアイランドの部分の直径よりも小さい、同様である、または大きい、請求項２９に記載のキャリア。
【請求項３１】
硬化したインクを有するアイランドの先端部の直径が、インクのないアイランドの部分の直径よりも大きく、それによりマッシュルーム形の支柱を形成する、請求項３０に記載のキャリア。
【請求項３２】
請求項１〜３１の少なくとも一つに記載のキャリアの使用であって、
着用可能な医療機器、人体または動物の体に着用される物体、人体に取り付け可能な装飾品のための、キャリアの使用。
【請求項３３】
物体に結合させるためのキャリアの活性化方法であって、前記キャリアは、
‐ペイロードとのインターフェースであるバッキング基板と、
‐表面に複数のアイランドが存在するパターン化された表面と、
を備え、
前記アイランドおよび前記バッキング基板の少なくとも一方がコンプライアント材料から作られており、
前記キャリアの前記アイランドを少なくとも部分的にインク容器に浸し、
インクを備えた前記キャリアの前記アイランドを物体上に配置し、
前記キャリアと前記物体の間に接着または結合を形成するように、前記インクの材料を硬化させる、
ステップを備えた、キャリアの活性化方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、接着用キャリア、キャリアの使用、キャリアの活性化方法、およびキャリアの作成方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
人体とのシームレスな統合と生理学的活動の長時間の記録の影響により、ウェアラブル医療システムに相当な注意が払われている。呼吸数、心拍数、体温、血圧などの重要なバイタルサインを継続的に監視することで、病気の早期診断とその後の治療を大いに支援することができる。
【０００３】
この目的のために、物理センサ、電気化学トランスデューサ、および経皮薬物送達システムを備えた様々なウェアラブルペイロードが、機能性ナノ材料を柔軟な支持材料に組み込むことにより開発されてきた。近年、多機能ウェアラブルシステムが治療化合物の知覚とオンデマンド放出を同時に達成できることが示されている。ウェアラブル医療機器に関して顕著な進歩がすでになされているにもかかわらず、皮膚の粗い、曲線状の、柔らかく、きめのある表面へのそれらの機器のコンフォーマルな取り付けは依然として課題のままである。実際、身体信号のノイズのない、高感度で正確なモニタリングには、ウェアラブルシステムと皮膚の強力な接着が要求される。
【０００４】
自然界は、複雑な表面への強力で信頼性の高い接着のための代替戦略を提供することができる。例えば、ヤモリは、細かい毛の密集した配列からなる接着パッドにより粗い表面に付着することができ、あるいはヒトデは化学接着剤の分泌により複雑な水中の表面に付着することができる。このような生物学的システムから発想を得て、化学接着剤、ヤモリから発想を得たマイクロファイバー、および膨張可能な先端部を備えたマイクロニードルアレイが、複雑な表面トポグラフィーへの強力な付着のために提案されている。
【０００５】
しかし、それらの皮膚への接着性能は依然として疑わしい。たとえば、化学結合に基づく接着剤は、皮膚を刺激し、除去中に痛みを引き起こす可能性がある。ヤモリから発想を得た接着繊維は、滑らかな表面上で、強力で可逆的な接着を示すが、わずかに粗くて柔らかい表面上への接着は不十分である。一方、膨張可能な先端部を備えたマイクロニードルアレイは、適切な接着のために有害な皮膚穿孔を必要とする。
【０００６】
最近では、皮膚への接着性を高めるために、柔らかい先端部と硬い繊維を備えたマイクロファイバー、低弾性率の小型化された吸引カップの設計、接着複合材料、極薄パッケージなどの代替アプローチが追求されている。ただし、複雑で多段階で時間のかかる微細加工プロセスが要求される。
【０００７】
さらなる先行技術は、以下の特許文献１〜５から周知である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】米国特許出願公開第２０１５／３２９４７３号明細書
【特許文献２】国際公開第２００９／０４６９８９号
【特許文献３】米国特許出願公開第２０１０／２８０１７５号明細書
【特許文献４】国際公開第２００９／００９７４９号
【特許文献５】国際公開第２０１０／０５６５４３号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
この理由のため、本発明の目的は、人間または動物の皮膚に取り外し可能に取り付けることができるキャリアを提供することである。さらなる目的は、容易で費用効果が高く大量生産可能な方法により、コンフォーマル（conformal）で信頼性の高い皮膚接着性を有するキャリアを提供することである。本発明のさらなる目的は、ペイロードとの接続を促進または形成するキャリアを提供することである。本発明のさらなる目的は、キャリアがペイロードの機能的能力を向上させることである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
この目的は、請求項１の特徴を有するキャリアによって満たされる。
【００１１】
接着用のそのようなキャリアは、トポロジーを有する表面、特に、人体または動物の体の一部などの時間変化するトポロジーを有する表面に取り付けられるように構成され、キャリアは、
‐ペイロードとのインターフェースであるバッキング基板と、
‐表面に複数のアイランド（islands）が存在するパターン化された表面と、
を備え、
アイランドおよびバッキング基板の少なくとも一方がコンプライアント材料（compliant material）から作られ、アイランドの自由表面の少なくとも一部が硬化性材料を含むインクでコーティングされ、インクはキャリアのアイランドを別の物体に結合させるように選択される。
【００１２】
それらの少なくとも一方がコンプライアント材料から作られた、アイランドおよびバッキング基板の両方を有するキャリアを提供することにより、ゲルのキャリアと同様の良好な皮膚適合性を有し、繊維法を使用することにより達成可能なものよりも著しく優れたキャリアを得ることができ、同時に‐繊維構造のように‐優れた強度を持ち、キャリアの下の皮膚が呼吸、発汗することが可能な構造を得ることができるが、これは一般にゲル法では達成できない。
【００１３】
これに関連して、コンプライアント材料は、表面の形状、好ましくはそれが取り付けられる表面の特性に適合するおよび／または一致するように、その形状に容易に適合する、すなわち変形させることができる材料の一種である。
【００１４】
これに関連して、キャリアがどの身体部分に接続されているかに応じて、身体部分の皮膚が動く可能性が高いことに留意すべきである。これは例えば、キャリアが人間の胸に置かれている場合の人間の呼吸によるもの、あるいは、キャリアが関節の近くに置かれている場合、例えば、キャリアを使用してジュエリーを着用する場合などの皮膚の動きによるものである。時間によって変化する表面の他の形態は、例えば、指やつま先の爪によってもたらされる。これらは、人間や動物の呼吸と比較して比較的遅い速度で成長するが、表面の固有の粗さは時間とともに変化する。指の爪に装飾を結合させる結合剤（例は機密である）として、キャリアを使用する場合、本発明によるキャリアは、これらの変化を容易に補償することができる。
【００１５】
さらに、キャリアは生物組織を非生物組織に接続するために使用でき、キャリアは粗い表面トポロジーを滑らかな表面トポロジーに接続するために使用でき、キャリアは湿った、特に濡れた表面を乾燥した表面に接続するためにも使用できることに留意されたい。キャリアはまた、柔らかい表面を硬い表面に接続し、比較的汚れた表面をきれいな表面に接続するために使用することもできる（逆も同様）。これらの用途は、キャリアが接続を形成する２つの物体間の差異をキャリアが補正できるようにするコンプライアント材料によるものである。これは、コンプライアント材料により、キャリアが取り付けられる表面の少なくとも１つのトポロジーへの適合が可能になるためである。
【００１６】
キャリアの使用は、人間または動物の身体での使用に限定されるものではないことに留意されたい。例えば、ゴルフやテニスボールの表面にセンサと送信機を取り付けて、その飛行性能を分析するなど、他に多くの用途が考えられる。
【００１７】
好ましくは、インクは、ペイロードと別の物体との間の接続を形成するように選択される。ペイロードは、物体の特性を判断したり、物体に機能を作用させたりするように構成できる。インクをそれぞれの特性および／または機能に合わせて調整することにより、インクを使用して、ペイロードへのおよび／またはペイロードからのそれぞれの特性および／または機能の伝達を強化することができる。
【００１８】
これに関連して、インクおよびアイランドがペイロードとの機械的接続を形成し、機械的接続がペイロードによって測定される物体の特性を強化するように構成されていることが好ましい。そのような機械的接続は、特定の用途に応じて解放可能または解放不可能な接続とすることができ、ペイロードと物体の間のそれぞれの特性および／または機能のそれぞれの伝達の強化を可能にする。
【００１９】
これに関連して、ペイロードは歪みセンサであり、インクとアイランドは、物体からペイロードに変形と応力を伝達するように構成される。このようにして、歪みセンサは、たとえば、脈動する物体の圧力脈動の大きさを測定するように構成することが可能であり、例えば、人間または動物の皮膚の下にある血管の圧力脈動を測定して、例えば、心拍数、血圧などを測定することができる。
【００２０】
追加または代替として、ペイロードは電気センサであってもよく、インクおよびアイランドは、物体からペイロードに電気信号を送信するように構成される。例えば、送信される信号は、目下監視されている人間または動物の心臓の心電図の信号に関連する。
【００２１】
追加または代替として、ペイロードは温度センサであってもよく、インクおよびアイランドは、物体からペイロードに熱パラメータを伝達するように構成される。例えば、人間または動物の体温は、キャリアを介して測定することができる。
【００２２】
追加的または代替的に、ペイロードは化学センサであってもよく、インクおよびアイランドは、物体からペイロードへの化合物の流れを可能にするように構成される。たとえば、人間または動物の皮膚に存在する微量の化学物質は、皮膚からペイロードに伝達される。
【００２３】
有利には、キャリアの個々のアイランドの間に存在する自由空間の液体透過性は、室温で、１０5〜１０-20［ｃｍ2］、特に１０1〜１０-10［ｃｍ2］の範囲で選択される、および／または、キャリアの個々のアイランドの間に存在する自由空間の気体透過性は、室温で、１０5〜１０-20［ｃｍ3・ｃｍ・ｃｍ-2・Ｓ-1・ｃｍＨｇ-1］、特に１０1〜１０-10［ｃｍ3・ｃｍ・ｃｍ-2・Ｓ-1・ｃｍＨｇ-1］の範囲で選択される。このようにして、キャリアは物体とキャリアの間の気体および／または液体の流れを強化することができる。
【００２４】
好ましくは、コンプライアント材料は、可撓性材料、特に、表面のトポロジーに適合および／または適応するように選択された可撓性を有する材料である。
【００２５】
特に時間によって変化する表面トポロジーに適合し、適応できるキャリアを提供することにより、人体または動物の体に取り付け可能なキャリアが利用可能となる。
【００２６】
コンプライアント材料がバッキング基板およびアイランドの少なくとも１つを形成する可撓性材料であり、可撓性材料が１０ｋＰａ〜６００ＭＰａの範囲で選択されたヤング率を有する場合が好ましい。そのようなヤング率を有する材料は、それが取り付けられる表面の特定の形状またはトポロジーに適合できるように変形することが可能な固有の柔軟性を有する。
【００２７】
有利には、アイランド間に空隙が存在し、任意で、空隙の表面積の、アイランドの表面積に対する比が、前記キャリア上のアイランドの密度を定義する（接着のために空隙の表面積が少ない方が好ましい）。空隙の表面積の、アイランドの表面積に対する比は、１０-4：１０4から１０4：１０-4の範囲、好ましくは０．０１：１００から１００：０．０１の範囲で選択され、最も好ましくは１：１０〜１０：１の範囲で選択される。
【００２８】
好ましい実施形態では、アイランドはバッキング基板と一体である、すなわち、アイランドは同じ材料で作られ、バッキング基板に解放不可能に結合される。代替的に、アイランドはバッキング基板に接続され、これは、それらが異なる材料によって形成され、基板の形成時に互いに接続されることを意味する。
【００２９】
アイランドは、規則的または不規則に間隔を介した凹凸（asperities）である場合が好ましい。規則的な間隔の凹凸を形成することは、空隙の表面積の、アイランドの表面積に対する比を簡単な方法で事前に定義できることを意味する。一方、不規則な間隔の凹凸が選択される場合、そのキャリアは、例えば、人体の関節を有する領域に接続するために使用され、その領域では、凹凸の不均一な分布が関節周囲の領域へのキャリアの最良の付着を達成するのに有益である。
【００３０】
凹凸が規則的または不規則な形状であり、凹凸が支柱（pillars）である場合が好ましく、支柱は立方体、ピラミッド形、球形、円筒形、円錐形、直方体、三角形または六角形であることが好ましい。好ましくは、凹凸は、任意で少なくとも実質的に円筒形の形状を有する支柱である。支柱として形成された凹凸は、一方で、簡単な方法で製造することができる。他方、支柱は、キャリアが適用される表面へのキャリアの適合性および／または適応性を促進するように容易に変形することができる。
【００３１】
使用される支柱または凹凸のタイプに応じて、これらの直径対高さのアスペクト比は、１０-4〜１０4の範囲、好ましくは０．０１〜１０００の範囲、最も好ましくは０．１〜１０の範囲、特に１〜５の範囲で都合よく選択される。
【００３２】
これに関連してアイランドの直径は、通常１０ｎｍ〜１００ｍｍのサイズ範囲、好ましくは０．１μｍ〜１０００μｍのサイズ範囲で選択されることに留意すべきである。アイランドの高さは、通常１０ｎｍ〜１００ｍｍのサイズ範囲、好ましくは０．１μｍ〜１０００μｍのサイズ範囲で選択される。キャリアのバッキング基板の幅（width）は、通常１μｍ〜１００ｃｍの範囲で選択され、キャリアの幅（breadth）は、通常１μｍ〜１００ｃｍの範囲で選択される。バッキング基板の厚さは、通常０．０１μｍ〜１０ｃｍの範囲で選択される。
【００３３】
好ましくは、バッキング基板はペイロードとのインターフェースである。皮膚接着性フィルムのウェアラブルデバイスアプリケーションとして、これらは呼吸および心拍数モニタリング用のウェアラブル歪みセンサと統合することができる。歪みセンサの信号対雑音比（ＳＮＲ）は、微小繊維皮膚接着フィルムの信号伝達が大幅に強化されているため、５９．７（信号対雑音比）に大幅に改善される。
【００３４】
アイランドおよびバッキング基板の少なくとも一方がフィラー材料を含む場合が好ましく、フィラー材料は好ましくは、有機、無機、金属、合金、セラミック、ガラス、ポリマー、ゴム、生体材料、複合材料、発泡体、織物材料、粒子材料、繊維材料、および前述の材料の組み合わせからなる部材の群から選択される。
【００３５】
このようにして、さらなるタイプの材料をコンプライアント材料に導入して、表面に適合および／または適応できるだけでなく、キャリアに接続されたペイロードの機能を促進する機能化されたキャリアを提供できるように、キャリアを形成することができる。これは、ペイロードがキャリアに取り付けられた心電図または脳波センサなどのペイロードである場合に特に有益である。柔軟な材料に導電性粒子を含めると、皮膚からセンサへの心電図または脳波信号の伝達が強化される。
【００３６】
好ましくは、アイランドおよび／またはバッキング基板の材料は、有機、無機、金属、合金、セラミック、ガラス、ポリマー、ゴム、生体材料、複合材料、発泡体、織物材料、粒子材料、繊維材料および前述の材料の組み合わせからなる部材の群から選択される。そのような材料は取り扱いが簡単で、特定の用途に合わせたキャリアの生産を可能にする。
【００３７】
キャリアの使用時に、アイランドの自由表面の少なくとも一部がインクでコーティングされる場合が好ましい。このインクは、キャリアが取り付けられる表面との境界面として使用される。インクは、一方で接着層として作用し、他方で物体の表面とのキャリアの適合性および／または適応性を高める層として作用する。本発明によるキャリアは、接着に適している。本明細書で特定されるインクは、好ましくはそのような接着剤である。
【００３８】
使用するインクは、皮膚接着フィルムの適切なパターン形状と加工パラメータを選択すると、０．０１ｋＰａ〜１０．０００ｋＰａの範囲、特に０．１ｋＰａ〜１．０００ｋＰａの範囲の接着強度を実現できることに留意されたい。
【００３９】
有利には、インクは、硬化性材料、すなわち、アイランドの材料、好ましくはその後キャリアが接続される物体にも架橋または接着を提供する材料を備え、硬化性材料は、アイランドと同じ材料、熱架橋性材料、光架橋性材料、水分架橋性材料、触媒架橋性材料、および酸化還元反応架橋性材料からなる部材の群から選択される。そのようなインクは、キャリアの物体への接続形態としてのインクの機能を促進する。
【００４０】
キャリアのアイランドを別の物体に結合させるようにインクが選択されることが好ましく、インクは、キャリアを別の物体に解放可能に結合させるように選択されることが好ましい。例えば、電極を人体または動物の体に接続するためにキャリアを使用する場合、これらは解放可能な方法で有利に接続される。
【００４１】
好ましくは、インクを硬化させた後、アイランドの硬化したインクを有する部分の直径は、インクを塗布する前のその部分の直径よりも小さい、同様である、または大きく、好ましくは、アイランドの硬化したインクを有する先端部の直径は、特にマッシュルーム形の支柱が形成されるように、アイランドのインクを含まない部分の直径よりも小さい、同様である、または大きい。このようにして、直径が減少したアイランドの部分を介して表面に適合および／または適応する能力を有するアイランドが作成され、アイランドの先端、すなわち表面に結合するように構成されたアイランドの領域では、キャリアと物体の間に良好な結合を可能にするように十分な表面積が提供される。
【００４２】
これに関連して、本明細書で提示されるキャリアは再利用可能なキャリアであることに留意されたい。キャリアが再利用される毎にキャリア、またはアイランドの先端をインクに再浸漬して、架橋される能力を再活性化する必要があるだけである。これに関連して、キャリアの複数の先端部、または場合によってはすべての先端部さえも覆う架橋材料の連続膜が形成された場合でも、キャリアを使用することができる。アイランドおよび／またはバッキング基板のコンプライアント材料により、表面の形で存在する完全な先端部が、そのキャリアが取り付けられる表面に適合するおよび／または適応することを依然として可能にする。
【００４３】
これに関連して、アイランドを前記インクに初めて浸す際に、アイランドのいくつかがインクを介して互いに接続され、複数の先端部を覆う架橋材料の連続膜が形成されてもよいことに留意されたい。
【００４４】
上記を考慮して、乾燥した皮膚および濡れた皮膚へのウェアラブルセンサの強力な接着のための新しいアプローチが提案されている。好ましくは、マッシュルーム・ヘッド形の生体適合性ビニルシロキサン先端部が施されたエラストマーマイクロファイバーで構成された複合微小繊維接着フィルムが利用可能にされる。粘性のあるビニルシロキサン先端部を皮膚表面に直接架橋すると、形状適応性が向上するため、接着性能が大幅に向上し、それによりウェアラブル歪みセンサの出力信号品質が大幅に向上する。
【００４５】
さらなる態様によれば、本発明は、着用可能な医療機器、人体または動物の体に着用される物体、人体に取り付け可能な装飾品のための、本明細書の教示によるキャリアの使用に関する。
【００４６】
キャリアに関連して説明した利点は、キャリアの使用にも当てはまる。
【００４７】
さらなる態様によれば、本発明は、物体に結合させるためのキャリアの活性化方法に関し、キャリアは、
‐バッキング基板と、
‐表面に複数のアイランドが存在するパターン化された表面と、
を備え、
アイランドおよびバッキング基板の少なくとも一方がコンプライアント材料から作られており、この方法は、
キャリアのアイランドを少なくとも部分的にインク容器に浸し、
インクを備えたキャリアのアイランドを物体上に配置し、
キャリアと物体の間に接着または結合を形成するように、インクの材料を硬化させる、
ステップを備える。
【００４８】
キャリアに関連して説明した利点は、キャリアの活性化方法にも同様に当てはまる。
【００４９】
更なる態様において、本発明は、キャリアの作成方法に関し、キャリアは、
‐バッキング基板と、
‐表面に複数のアイランドが存在するパターン化された表面と、
を備え、
アイランドおよびバッキング基板の少なくとも一方がコンプライアント材料から作られており、この方法は、
‐キャリア上に形成されるアイランドの形状に類似するキャビティが形成された金型（mold）を提供し、
‐少なくとも金型のキャビティに第１の材料を充填し、
‐任意選択的に、第１および第２の材料のうち少なくとも一方がバッキング基板を形成する、第１の材料の上に第２の材料を設け、
‐バッキング基板の上部にパターン化された表面を形成するように、第１の材料を硬化させる、
ステップを備え、この方法は、以下のさらなるステップ：
キャリアのアイランドを少なくとも部分的にインク容器に浸し、
その上にインクを備えたキャリアのアイランドを物体上に配置し、
キャリアと物体の間に接着または結合を形成するように、インクの材料を硬化させる、
のうち少なくとも１つを含む。
【００５０】
キャリアに関連して説明された利点は、キャリアの作成方法にも同様に当てはまる。
【００５１】
このようにして、生物から発想を得た複合マイクロファイバーの、柔らかくて質感のある皮膚の階層的トポグラフィーに対する、優れた適合と接着のための簡単な方法が、そのキャリアの作成方法によって利用可能となる。好ましくは柔らかくて伸縮性のある皮膚接着性マイクロパターンは、特にコンフォーマルなマッシュルーム形のビニルシロキサン（ＶＳ）先端部が施されたポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）マイクロファイバーで構成される。粘性のあるＶＳ先端部を皮膚表面に直接架橋すると、マルチスケールの粗さの皮膚への優れた形状適合性により、皮膚への接着を大幅に強化できることが示されている。
【００５２】
本発明のさらなる実施形態は、以下の図面の説明に記載される。本発明は、実施形態によって、および示される図面を参照して、以下に詳細に説明される。
【図面の簡単な説明】
【００５３】
【図１】Ａ）皮膚接着フィルムの製造プロセス。Ｂ）生物学上の人間の前腕の皮膚表面の３Ｄレーザー走査顕微鏡画像。Ｃ）人工皮膚レプリカに取り付けられた接着フィルムの断面ＳＥＭ画像。Ｄ）皮膚の平面領域から剥離した後の接着フィルムの断面ＳＥＭ画像。Ｅ）皮膚の様々な場所にある様々なファイバー先端部の構造を示す、マイクロファイバーの断面ＳＥＭ画像。
【図２】Ａ）皮膚から剥離した後の異なるアスペクト比（ＡＲ）を有するアイランドのパターンの光学顕微鏡画像。Ｂ）皮膚から剥離した後の異なる予圧下のアイランドのパターンの顕微鏡画像。Ｃ）異なる厚さの粘性ＶＳ層にインク付けされたアイランドのパターンの顕微鏡画像。Ｄ）異なるプレ架橋時間後の、ＶＳフィルムにインク付けされたマイクロファイバーの顕微鏡画像。
【図３】皮膚に付着した複合微小繊維接着フィルムの力‐変位曲線および接着力測定。
【図４】ヘルスケア用途のウェアラブル皮膚接着歪みセンサ。
【図５】異なるＡＲを持つＰＤＭＳマイクロファイバーの３Ｄレーザー走査顕微鏡画像。
【図６】人工ＰＤＭＳ皮膚レプリカの３Ｄレーザー走査顕微鏡画像。
【図７】様々な予圧圧力で皮膚に対して押し付けられた異なるＡＲを有するマッシュルーム形マイクロファイバーの顕微鏡画像。
【図８】異なる予圧圧力で皮膚に押し付けられたマッシュルーム形マイクロファイバーの顕微鏡画像（パターン形状：４５〜９９μｍの先端部直径、４５μｍのステム直径、９０μｍの高さ、および５５μｍの間隔）。
【図９】異なるＶＳ厚さを有する、皮膚に対して押し付けられたマッシュルーム形マイクロファイバーの顕微鏡画像（パターン形状：４５〜１００μｍの先端部直径、４５μｍのステム直径、９０μｍの高さ、および５５μｍの間隔）。
【図１０】薄いＶＳフィルムの異なるプレ架橋時間の後のフラットガラスに対して押し付けられたマッシュルーム形マイクロファイバーの顕微鏡接触画像（パターン形状：４５〜９５μｍの先端部直径、４５μｍのステム直径、９０μｍの高さ、および５５μｍの間隔）。
【図１１】接着特性のカスタム実験セットアップの写真。
【図１２】微小繊維および非構造化接着剤サンプルの接着比較。
【図１３】皮膚上の接着用フィルムの耐久性および生体適合性実験の結果。
【図１４】微小繊維接着フィルムの写真（図１４Ａ，１４Ｂ参照）。Ｃ）乾燥肌と湿った肌で測定された微小繊維接着剤の接着比較。
【図１５】皮膚接着性微小繊維ＰＤＭＳフィルムと統合された柔軟な歪みセンサの製造プロセス。
【図１６】伸長時のＡｇＮＰ薄膜の微小亀裂伝播。
【発明を実施するための形態】
【００５４】
以下において、同じまたは同等の機能を有する部品には同じ参照番号が使用される。コンポーネントの方向に関してなされた記述は、図面に示されている位置を基準にしてなされ、実際のアプリケーションの位置は当然異なりうる。
【００５５】
図１Ａは、キャリア１０を作成するために必要なステップの概略図、特に、皮膚接着性微小繊維フィルムの製造プロセスを示す。この方法は、キャリア１０に形成されるアイランド２６の所望の形状に相補的なキャビティ１４が形成された金型１２を提供するステップを含む。この例において、金型１２のキャビティ１４を第１の材料１６（ＰＤＭＳ）で満たすように、液体ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）前駆体溶液が、まず円筒形のキャビティを備えた金型１２に流し込まれる（ステップｉ）。
【００５６】
本例では、第１の材料１６はキャビティ１４に流入するだけでなく、金型１２の表面全体に分布して、バッキング基板２０を形成するように使用される。これはステップｉｉに示される。２００μｍ厚のバッキング基板２０を得るために、過剰のＰＤＭＳをバーコーター２２で除去した（ステップｉｉ）。
【００５７】
バーコーター２２を使用してバッキング基板２０の厚さを規定すると、次に行われるステップは、第１の材料１６を９０°Ｃで１時間硬化させて（ステップｉｉｉ）、バッキング基板２０上（すなわち、バッキング基板の底面）にパターン化された表面２４を形成する硬化ステップである。ＰＤＭＳ前駆体溶液を硬化させた後、均一に成形された円筒状マイクロファイバー（支柱２６とも呼ばれるアイランド２６）が得られる。支柱２６は、キャリア１０を金型１２から離型すると見えるようになる（ステップｉｖ）（これに関しては図５も参照）。
【００５８】
コーティングステップ（ステップｖｉ）を実行するために、次に、ビニルシロキサン（ＶＳ）前駆体溶液２８の４０μｍの薄くて均質な層が、フィルムアプリケータ３２（ステップｖ）によりガラスプレート３０上にコーティングされ、キャリア１０のアイランド２６がインク付けされる前に部分的に架橋される。これに続いて、キャリア１０のアイランド２６が、ＶＳ前駆体溶液２８の薄くて均質な層によって形成された硬化性インク２８に少なくとも部分的に浸漬される。
【００５９】
ステップｖｉｉを実行するために、アイランド２６および先端部２８ａを有するキャリア１０を物体３４ａ上に配置し、インクはまだ完全に硬化せず、接着される物体３４ａの表面に適合および／または適応することができる。マイクロパターン化されたＰＤＭＳフィルム１０は、このようにして、マイクロファイバー先端部２８ａへの粘性ＶＳ２８の選択的な移動を可能にするように手作業でインク付けされる（ステップｖｉ）。
【００６０】
ステップｖｉｉは、先端部２８ａを備えたキャリア１０のアイランド２６を物体３４ａ上に配置し、次いで、キャリア１０と物体３４ａとの間に接着または結合を形成させるように、インク２８ａの材料を最終的に硬化させる、すなわち完全に硬化させる、組み合わされたステップを示す。
【００６１】
粘性のＶＳ先端部２８ａでコーティングされたマイクロファイバー（支柱２６）が、物体の表面３４ａに適用された。本例では、物体として作用する皮膚表面３４ａに適用された。キャリア１０の皮膚表面３４ａへの付着を助けるために、次いで、柔らかい発泡体３６を微細パターン化されたフィルム状のキャリア１０の裏側に配置し、階層的なスキントポグラフィーを有する物体に対する粘性ＶＳ先端部２８ａのコンフォーマルな接触を確実にするように、予圧を印加した（ステップｖｉｉ）。これに関連して、予圧は０〜２５ｋＰａの範囲で選択される。
【００６２】
数分以内に、粘性のあるＶＳ２８ａが皮膚表面３４ａおよびアイランド２６に直接架橋され、強力な皮膚接着をもたらした。その遅い架橋と低い粘度により、ＰＤＭＳがマイクロファイバー２６の製造に利用され、それにより最適な形状と均質なマイクロパターンを備えたＰＤＭＳ微細構造が可能になることに留意されたい。ＶＳの速い架橋反応は、金型の不完全な複製を引き起こし、浅い凹面と凸面の微細パターンを生じさせる可能性がある。
【００６３】
図１Ａのｖｉに示されるキャリア１０は、人体または動物の体に取り付けられるように構成される。キャリア１０は、バッキング基板２０と、表面２４に存在する複数のアイランド２６を有するパターン化された表面２４とを備え、アイランド２４およびバッキング基板２０は、同じ可撓性材料１６、すなわちＰＤＭＳで作られる。空隙３８がそれらのアイランド２４の間に存在する。全てのアイランド２６の自由表面はインク２８でコーティングされ、インク２８によりアイランド２６の先端部２８ａを形成する。
【００６４】
この例では、アイランド２８はバッキング基板と一体であり、支柱２６の形態で規則的に離間された凹凸である。図示の例では、支柱２６のアスペクト比は少なくとも実質的に２である。しかしながら、例えばカーボンナノチューブが支柱２６として使用される場合、凹凸２６は、１０-4〜１０4の範囲で選択されるアスペクト比を有することができ、ＺｎＯナノワイヤなどのその他のナノ構造の形態が使用される場合、好ましくは０．０１〜１００００の範囲であり、シリコーンゴムなどのエラストマーが支柱２６の材料として使用される場合、最も好ましくは０．０１〜１０００の範囲、特に０．１〜１００の範囲であることに留意されたい。
【００６５】
キャリア１０の皮膚３４ａへの接着特性は、支柱２６に使用される材料１６に応じて支柱２６のアスペクト比を操作することにより操作することができる。さらに、接着特性は、選択された支柱２６の密度、すなわち、空隙３８の表面積に対する支柱２６の表面積の比、およびマッシュルーム形パターンのＶＳ先端サイズ（図３Ｄ〜Ｆ）によって影響を受ける可能性がある。
【００６６】
さらに、バッキング基板２０は、支柱２６の材料とは異なる第２の材料から形成できることに留意されたい。例えば、バッキング基板２０はＰＤＭＳで形成され、支柱２６はそれぞれ小さな金属ワイヤ（図示せず）で形成されてもよい。次いで、それらの小さな金属ワイヤは、キャリア１０を介して患者の皮膚３４ａへ、および患者の皮膚３４ａから電極またはその他の形態のセンサ（この点については図４を参照）へと、熱的および電気的に信号を伝達することができる。次いでセンサは、電極などのペイロードとのインターフェースとして機能するバッキング基板２０に取り付けられる。
【００６７】
アイランド２６およびバッキング基板２０の少なくとも一つは、フィラー材料を備えることができ、フィラー材料は、好ましくは、有機、無機、金属、合金、セラミック、ガラス、ポリマー、ゴム、生体材料、複合材料、発泡体、織物材料、粒子材料、繊維材料、および前述の材料の組み合わせからなる材料の群から選択されることに留意されたい。
【００６８】
また、アイランドおよび／またはバッキング基板の材料は、有機、無機、金属、合金、セラミック、ガラス、ポリマー、ゴム、生体材料、複合材料、発泡体、織物材料、粒子材料、繊維材料、および前述の材料の組み合わせからなる部材の群から選択されることに留意されたい。
【００６９】
好ましくは、アイランド２６および／またはバッキング基板２０を形成するコンプライアント材料は、可撓性材料である。可撓性材料は、１０ｋＰａ〜６００ＭＰａの範囲で選択されたヤング率を有する。例えば２００ＧＰａのヤング率を有する鋼などの金属とは対照的に、こうした材料は非常に柔軟である。
【００７０】
これに関連して、インクは、好ましくは硬化性材料、すなわちアイランドの材料に接着または架橋を提供する材料を含み、硬化性材料は、アイランドと同じ材料、熱架橋性材料、光架橋性材料、水分架橋性材料、触媒架橋性材料、酸化還元反応架橋性材料、およびそれらの組合せからなる部材の群から選択される。このようにして、キャリアのアイランドを別の物体に接着または結合させるようにインクが選択される。
【００７１】
ＶＳ（ビニルシロキサン）は、皮膚接着に影響を及ぼしうる幾つかの特徴により、皮膚インターフェース材料２８ａ，２８ｂとして選択される。第一に、ＶＳは生物医学用途に開発および承認されている（例えば、歯科印象の形成）。実際、その個々の成分（ベースおよび触媒）も前駆体溶液も、生体適合性の問題を引き起こさない。したがって、皮膚３４ａ上で直接架橋した後でも、皮膚または組織の刺激を防ぐ。第二に、この２成分材料は、ＰＤＭＳやＥｃｏｆｌｅｘなどの他のエラストマーよりもはるかに速い架橋反応速度を有する。その結果、室温で数分以内に完全に架橋される。第三に、その適切な粘度により、正常な移動パターン形成プロセスとテクスチャ／粗さの適合が可能となる。最後に、これはシリコーンゴムのファミリーに属し、ベースＰＤＭＳマイクロファイバーとの共有結合を可能にする。
【００７２】
前述の方法を使用して形成されたキャリアは、柔軟な材料でできている。これは、特定の表面トポロジーおよび／または表面特性との接続を可能にする材料から形成されることを意味する。これに関連して、それは、生体組織と非生体組織の間、粗い表面トポロジーと滑らかな表面トポロジーの間、湿潤した、特に湿った表面と乾燥した表面の間、柔らかい表面と硬い表面の間、比較的汚れた表面と清潔な表面の間、およびその逆の間に接続点を形成する。
【００７３】
これらの様々な用途は、キャリアのコンプライアント材料が、互いの間に接続を形成する２種類の材料間の違いを補正することを可能にするように利用可能となる。これは主に、コンプライアント材料がそれ自体の固有の変形を許容し、キャリアが取り付けられる表面の少なくとも一つのトポロジーにその構造を適合させることができるという事実による。
【００７４】
図１Ｂは、前腕の皮膚表面３４ａの３次元（３Ｄ）レーザー走査顕微鏡画像を示しており、皮膚がデュアルスケールの粗さ（マイクロからナノスケールまで）を有することが示されている（これに関しては図６も参照）。さらに、皮膚表面３４ａは、約１０４．２μｍの垂直粗さを有する相互接続された微小の溝によって分離された０．４μｍの平均表面粗さを有するアイランド状の平面領域から構成される。実際、皮膚の主な接着の課題の一つは、皮膚表面３４ａの高い、多くの長さスケールの粗さへの適合である。
【００７５】
図１Ｃは、皮膚レプリカ３４ｂに取り付けられた複合マイクロファイバー接着フィルム１０の代表的な断面走査電子顕微鏡（ＳＥＭ）画像を示し、接着フィルム１０と皮膚レプリカ３４ｂとの間のコンフォーマルな界面を示している。さらに、ＰＤＭＳマイクロファイバー２６は荷重伝達成分として作用し、架橋されたＶＳ先端部２８ｂは皮膚への強力な接着を提供する。
【００７６】
図１Ｄは、皮膚の平面領域から剥離した後の接着フィルムの断面ＳＥＭ画像を示し、最適な形状の先端部を持つマッシュルーム形の繊維を示している。図１Ｅは、マイクロファイバー２６の断面ＳＥＭ画像を示し、皮膚上の異なる位置の異なるファイバー先端部２８ｂの構造を示す。２番目の繊維は皮膚表面３４ａの微小溝から分離され、３番目の繊維は平面領域に適合している。図１Ｃ〜Ｅに示すスケールバーは１００μｍである。
【００７７】
これに関連して、マッシュルーム形のマイクロファイバー２６は、ファイバー２６が少なくともその中央領域で先端部２８ｂの直径と比較して減少した直径を有することを意味することに留意すべきである。先端部２８ｂでの直径の増加は、支柱２６の先端部２８ａをインク２８でコーティングすることによってもたらされる。
【００７８】
図１Ｄに示すように、粘性ＶＳ２８ａが皮膚３４ａの平面領域と直接架橋されたときに、最適な先端２８ｂ形状を有するマッシュルーム形のマイクロファイバー２６が形成された。さらに、粘性のＶＳ先端部２８ａのインクは、その架橋の前に皮膚の微小溝の空間を完全に満たした（図１Ｅ）。したがって、提示されたマイクロパターン化された接着フィルム１０は、皮膚のマイクロスケールおよびナノスケール粗さの両方と密接な接触を確立することができる。
【００７９】
図２は、アスペクト比ＡＲ、予圧、層厚、プレ架橋時間（precrosslinking duration）を含む、プロセスパラメータの最適化を示す。この点で、ＰＤＭＳマイクロファイバー２６のアスペクト比（ＡＲ）、適用される予圧圧力、粘性ＶＳの層厚、およびプレ架橋時間を変えることにより、ＰＤＭＳマイクロファイバー２６の構造的完全性、および架橋ＶＳ先端部２８ｂの形状適応を最適化するように更なる実験が行われた。この目的のために、以下で説明するように、全ての接着剤サンプルの表面トポロジーを画像化し、マイクロファイバーの潜在的な座屈／崩壊を利用し、皮膚およびガラスからの完全な剥離後のインク付き先端部の接触品質を調査した（図２、表１、および図７〜１０参照）。
【００８０】
図２Ａは、皮膚３４ａからの剥離後の異なるＡＲを有するパターンの光学顕微鏡画像を示す。ＡＲが２のマイクロファイバー２６は、適度な予圧を加えることにより、皮膚の複数の長さスケールの粗さに対して適切な適合を達成することが観察された。ＡＲが１のマイクロファイバー２６は、皮膚の微小溝と部分的な接触しか示さなかったが、ＡＲが３．５のマイクロファイバー２６は、曲げ剛性が不十分であるため、小さな予圧でも座屈した（図２Ａおよび図７参照）。
【００８１】
一方、１５ｋＰａの中程度の予圧は、ＡＲが２のマイクロファイバーで作られた微細パターンの最適値であるように見え、皮膚の粗さに完全に接触できるようになった。図２Ｂは、皮膚３４ａからの剥離後の異なる予圧圧力下のパターンの顕微鏡画像を示す。図２Ｂに示されるように、１５ｋＰａの予圧が皮膚接着フィルム１０に加えられたとき、均質で大きなマッシュルーム形のＶＳ先端部２８ｂが形成された。対照的に、小さくて球状の架橋ＶＳ先端部２８ｂは不十分な予圧の下で形成され、予圧が２０ｋＰａを超えると微細パターンが部分的または完全に崩壊した（図２Ｂおよび図８参照）。
【００８２】
図２Ｃは、皮膚３４ａからの剥離後、異なる層厚を有する粘性ＶＳ層にインク付けされたパターンの顕微鏡画像を示す。３５〜４５μｍの範囲の層厚を有する粘性ＶＳフィルム２８は、均質で大きなマッシュルーム形の先端部２８ｂをもたらした（図２Ｃ）。しかし、より薄い層の場合、マイクロファイバー２６の先端部２８ｂに移動する粘性ＶＳの量は少なく、強い皮膚接着には不十分であった（図２Ｃおよび図９参照）。
【００８３】
さらに、層の厚さが繊維の高さに近づくか、または超えたとき、マイクロファイバー２６が粘性ＶＳフィルム２８に完全に浸漬された。加えて、３０〜６０秒が、高スループットのインク付けおよび移動パターニングプロセスの理想的なプレ架橋時間範囲であることが判明した（図２Ｄおよび図１０を参照）。図２Ｄは、異なるプレ架橋時間後の、ＶＳフィルムにインク付けされ、その後フラットガラススライドに押し付けられたマイクロファイバーの顕微鏡画像を示す。最適なプロセスパラメータは破線の境界線で示される。図２Ｄに示されるスケールバーは２００μｍに相当する。
【００８４】
より短いプレ架橋時間では、初期粘度は低く、マイクロファイバー２６の先端部２８ｂに移った粘性ＶＳの量は多く、それにより連結されたマイクロファイバー先端部がもたらされた。一方、長いプレ架橋時間では粘度は高く、マイクロファイバーの先端部にＶＳは移動しなかった（図２Ｄおよび図１０を参照）。
【００８５】
図３は、皮膚３４ａに取り付けられた複合微小繊維接着フィルム１０の力‐変位曲線および接着測定値を示す。接着フィルム１０の接着性能を定量的に分析するために、面積１ｃｍ2の円形接着剤サンプルを人の前腕部の皮膚３４ａに取り付け、その力‐変位曲線をカスタマイズされた接着セットアップで測定した（接着特性のカスタム実験セットアップの写真を示す図３Ａおよび１１を参照）。
【００８６】
これに関して、図３Ａは、生物学的ヒト前腕部３４ａに取り付けられた皮膚接着フィルム１０の、接着実験の後退サイクル時の写真を示す。破線は、接着フィルムと皮膚の間の境界線を示す。示されるスケールバーは１ｃｍに相当する。
【００８７】
図３Ｂは、９５μｍの平均ＶＳマッシュルーム形先端部２８ｂ直径を有するＰＤＭＳマイクロファイバーアレイの力‐変位曲線を示す（図３Ｂの挿入図を参照）。比較のために、非構造化サンプル（つまり、ＶＳ界面層を介して皮膚３４ａに取り付けられた平坦なＰＤＭＳフィルム）の接着性能（図３Ｂの挿入図を参照）も測定した。予圧圧力、粘性ＶＳ層の層厚、および架橋時間は、両方のサンプルで同じに保たれた。微小繊維および非構造化サンプルの接着力（Ｆoff）は、それぞれ１．７および０．７Ｎであり、微小繊維接着フィルムを使用した皮膚接着の著しい向上を示した。マッシュルーム形の繊維の高い接着性能は、繊維２６の先端部２８ｂの界面でのより均一な応力分布に由来する。皮膚３４ａから剥離する前の微小繊維サンプルのより長い後退距離は、マッシュルーム形繊維の改善された負荷分散をさらに確証する。
【００８８】
図３Ｃは、異なるＶＳ先端部２８ｂ直径を有する微小繊維接着フィルム１０の接着強度を示す。ＶＳ先端部２８ｂの直径は、粘性ＶＳフィルム２８の層厚を調整することにより制御された。接着強度は、先端２８ｂの直径に依存していた。さらに、より大きなＶＳ先端部２８ｂサイズを有する微細パターン化接着フィルム１０は、より高い接着強度をもたらした。１８ｋＰａの最大接着強度は、平均ＶＳ先端部直径が９５μｍのマイクロファイバーアレイによって達成された。ＶＳ先端部が大きいマイクロファイバーの接着強度が高いのは、最適化された形状寸法と、粗さおよびテクスチャの適合が強化されたために負荷分散が改善されたためである。
【００８９】
図３Ｄ〜Ｇは、（Ｄ）６０μｍ、（Ｅ）８５μｍ、（Ｆ）９５μｍ、および（Ｇ）非構造化サンプルの平均先端部直径２８ｂを有する対応するサンプルの顕微鏡画像を示す。示されるスケールバーは１００μｍに相当する。図３Ｈは、複数のインク付けおよび取り付けプロセス後の皮膚接着フィルム１０の接着強度を示す。図３Ｉ〜Ｋは、Ｊ）１回目、Ｋ）２回目、およびＬ）３回目の付着サイクル後のマイクロファイバー２６の顕微鏡画像を示す。示されるスケールバーは１００μｍに相当する。
【００９０】
皮膚３４ａへの粘性ＶＳ先端部２８ａの直接的な架橋による接着フィルム１０の顕著な接着改善性を確認するために、架橋ＶＳマッシュルーム形先端部２８ｂを有する微小繊維ＰＤＭＳフィルム１０の接着強度を測定した。皮膚表面に直接架橋した接着フィルム１０の接着強度は、マッシュルーム形の先端部が皮膚に適用される前に完全に架橋した微小繊維ＰＤＭＳサンプルの接着強度よりも２００倍高かった（以下で説明する図１２を参照）。皮膚の接着におけるこの顕著な改善は、完全な架橋の前に、粘性のあるＶＳ先端部２８ａが皮膚表面３４ａに高形状に適合されているためである。接着フィルム１０の再利用性は、微小繊維接着フィルム１０の複数回のインク付けおよび押し付けによって試験された。
【００９１】
サンプルの接着強度は、１回目、２回目、３回目のインク付けでそれぞれ１４、１０、８ｋＰａであった。実際、３サイクルのインク付けの後、接着強度は非構造化サンプルの接着強度に近づいた（図３Ｈ）。さらに、各インク付けおよび押し付けサイクル中に、より多くの架橋ＶＳがマイクロファイバー先端部２８ｂに蓄積され、部分的または完全なＶＳフィルムがマイクロファイバー上に形成され、接着フィルムの接着改善性に対するマッシュルーム形状のファイバーの寄与度を低下させた（図３Ｉ〜Ｋを参照）。
【００９２】
製造された皮膚接着フィルムの耐久性と生体適合性を調査するために、追加の実験が行われた。微小繊維１０および非構造化１０’サンプルの両方を、人の前腕の皮膚３４ａに付着させ、繰り返し曲げ伸ばしサイクルにかけた。微小繊維皮膚接着性フィルム１０は、３００回以上の負荷サイクル後に強固な皮膚接着を示したが、非構造化サンプルは１００サイクル後に皮膚から部分的に剥離し始めた（図１３参照）。
【００９３】
サイクル負荷試験および皮膚３４ａからの微小繊維接着フィルム１０の剥離の後、皮膚表面に刺激は観察されなかった。長期使用時の微小繊維接着フィルム１０の皮膚刺激の可能性をさらに研究した。微細パターン化された接着フィルム１０が２４時間以上皮膚３４ａに取り付けられたとき、皮膚の刺激はなかった（以下で議論される図１３を参照）。特に、提示された微小繊維接着フィルムは、濡れた皮膚表面にも高い接着強度と耐久性で接着することができた（図１４を参照）。したがって、提示された複合微小繊維皮膚接着フィルム１０は、高い耐久性と最小限の刺激で強力な皮膚接着を提供することができた。
【００９４】
図４は、バッキング基板２０におけるペイロード４０の適用を示す。この例では、これらは、ヘルスケア用途のウェアラブルな皮膚接着歪みセンサ４０である。図４Ａは、微小繊維接着フィルム１０の上部に作成された歪みセンサ４０の写真を示し、装置１０の高い柔軟性を示している。以下において、皮膚接着性フィルム１０の有用性は、それらを小さな皮膚変形の検出のための柔軟な歪みセンサ４０と統合することにより実証されるであろう。銀ナノ粒子（ＡｇＮＰ）薄膜ベースの歪みセンサ４０は、マイクロパターン化されたＰＤＭＳフィルム１０の上部に作成された（図１５を参照）。
【００９５】
統合された皮膚接着センサ４０は柔軟性が高く、皮膚に簡単に取り付けることができた（図４Ａ）。図４Ｂは、繰り返しの伸縮サイクル下での歪みセンサのプロトタイプの電気機械的挙動を示す。歪みセンサ４０は、その抵抗が同時に記録されている間、約１．８Ｈｚの周波数の鋸歯状歪みプロファイルにさらされた。歪みセンサ４０は、大きな抵抗変化がある０．１％から１％までの歪みを正確に測定することができる。歪みセンサ４０のゲージ率（ＧＦ）‐適用した歪みで割った抵抗の相対変化‐は、０〜１％の線形範囲で約７６７であり、歪みセンサの超高感度を示す。歪みセンサ４０の超高ＧＦは、伸縮サイクル下のＡｇＮＰ薄膜の微小亀裂開閉メカニズムに起因していた（図１６を参照）。
【００９６】
図４Ｃは、人間の胸部領域３４ａに取り付けられた微小繊維皮膚接着歪みセンサ４０の応答を示す。呼吸時の胸部の膨張／収縮により、センサの抵抗は吸気／呼気で急速に増加／減少した。さらに、微小繊維皮膚接着性歪みセンサは、通常の呼吸と深呼吸とをかなりの信号差で区別できる。異常な呼吸速度と時間的パターンのリアルタイム検出は、喘息、心不全、塞栓症などのいくつかの疾患の早期診断に役立つ。
【００９７】
図４Ｄの挿入図は、手首３４ａの橈骨動脈に取り付けられた微小繊維皮膚接着歪みセンサ４０を示す。歪みセンサ４０は、提示された複合微小繊維接着フィルム１０の高い接着強度のために、皮膚３４ａに強く接着していた。大きな歪み条件下でも、皮膚３４ａからのセンサ４０の剥離または層剥離はなかった。
【００９８】
図４Ｄは、１分間にわたる血流パルスの記録を示し、毎分８４拍の頻度の心拍数を示している。手の動きに起因するセンサ４０のベース抵抗の変化が見られたが、センサは高感度で血流圧力を記録することができた。
【００９９】
図４Ｅは、１０秒間の皮膚接着センサ４０の応答を示しており、動脈パルスの波形パターンが検出可能であったことを明確に示している。さらに、収縮期と拡張期の両方の位相とピークが、センサ出力信号によって正常に識別された（図４Ｆ）。この波形は、対応する静脈における３０歳代の成人の橈骨血流パルス（radial blood flow pulse）に対応する。収縮期と拡張期のピークの間の時間遅延（ΔＴ）は約２２０ミリ秒であった。得られた動脈硬化指数（Ｓ．Ｉ．＝ボランティアの身長／ΔΤ）と反射指数（Ｒ．Ｉ．＝Ｐ2／Ｐ1×１００）は、それぞれ健康な人の正常範囲内で、それぞれ約７．５および４３．７％であった。
【０１００】
出力信号の増幅に対するセンサ取り付け方法の影響をさらに調査した。微小繊維皮膚接着歪みセンサ４０を、市販の感圧医療用テープ、ＶＳ先端部２８ａを備えた微細パターン化されたＰＤＭＳ１０、および１００μｍ厚の平坦なＶＳフィルム２８に完全に浸漬させた微細パターン化ＰＤＭＳ１０によって、手首の橈骨動脈に取り付けた。皮膚接着センサ４０の補強を避けるために、センサ４０の２つの端部のみが医療テープ（図示せず）によって皮膚に取り付けられた。
【０１０１】
センサ４０の接触スポットは、潜在的な信号変動を最小限に抑えるために同一に維持された。図４Ｅに示すように、医療用テープでセンサを取り付けた場合、センサ出力に小さなピークが見られた。これは、接触面が悪く、裸のマイクロファイバーの接着が不十分なため、センサへの皮膚変形の弱い伝達を示している。他方、ＶＳ先端部２８ｂを有する微小繊維皮膚接着フィルム１０は、その柔らかさ、配列された微細支柱構造、および個々のマイクロファイバーの皮膚表面への強力な付着のために、歪みセンサ４０へ最大の信号伝達を示した。センサ４０が完全浸漬プロセスによるキャリア１０を介して皮膚３４ａに取り付けられると、不規則な波形パターンが記録された。この低い信号品質は、固化したＶＳフィルムの柔軟性の低下によるものと考えられ、センサ構造全体の剛性を高めている。実際、ＶＳ先端部２８ｂを持つ微細構造サンプルは、ＶＳ先端部２８ｂ間の接触の分裂により、完全に浸漬されたサンプルよりも柔らかく、信号伝達が向上した。
【０１０２】
微小繊維接着フィルムで取り付けられた歪みセンサの信号増強を定量的に評価するために、センサの信号対雑音比（ＳＮＲ）を次のように計算した：
ＳＮＲ＝ａｖｇ（ΔＲ）／σbaseline
ここで、ａｖｇ（ΔＲ）は橈骨動脈拍動の測定中のセンサの平均抵抗変化であり、σbaselineはセンサがひずみに対応していないベースライン信号の標準偏差である。本発明者らの微細パターン化接着フィルム１０、医療用テープ、および完全浸漬法によって取り付けられた歪みセンサ４０のＳＮＲは、それぞれ５９．７、１０．２、および８．３であった。歪みセンサ４０のＳＮＲの著しい改善は、マイクロパターン化された接着フィルム１０の柔らかさと柔軟性に加えて、その高い接着強度に起因する。
【０１０３】
前述のものでは、高性能の皮膚接着のための新規のアプローチが提示された。接着フィルム１０の高い接着強度は、向上した粗さおよびテクスチャ適合、ならびに架橋されたＶＳ先端部２８ｂが施されたＰＤＭＳマイクロファイバー２６の負荷分散に起因することが見出された。柔軟性が高く、順応性があり、生体適合性のある微小繊維皮膚接着フィルムは、ヘルスケアモニタリングアプリケーションにおいて皮膚３４ａとの強力な結合と高い信号強化を可能にするように、ウェアラブルな柔軟歪みセンサ４０と容易に統合された。皮膚３４ａに加えて、提案された複合微小繊維接着フィルム１０は、様々な乾燥および湿潤環境条件下で、複雑なトポグラフィーおよび広範囲の表面粗さ、長さスケールを有するその他の表面に付着させることができた。
【０１０４】
図５は、異なるＡＲを有するＰＤＭＳマイクロファイバー２６の３Ｄレーザー走査顕微鏡画像を示す。図５Ａは、ＡＲが１の円筒形パターンを示す（４５μｍの先端部直径、４７μｍの高さ、および５５μｍの間隔）。図５Ｂは、ＡＲが２の円筒形パターンを示す（４５μｍの先端直径、９０μｍの高さ、および５５μｍの間隔）。図５Ｃは、ＡＲが３．５の円筒形パターンを示す（４１μｍの先端部直径、１４６μｍの高さ、および５９μｍの間隔）。
【０１０５】
図６は、人工ＰＤＭＳ皮膚レプリカ３４ｂの３Ｄレーザー走査顕微鏡画像を示す。図６Ａは、皮膚の階層的トポグラフィーを示すポジティブレプリカ３４ｂを示す。図６Ｂは、１０４．２μｍの垂直粗さを有する微小溝の微視的粗さを示す。図６Ｃは、表面粗さの平均値が０．４μｍである、表皮領域のナノスケールの粗さを示す。
【０１０６】
表１は、最も適切な（白）、中位の適切な（灰色）、および適切でない（暗い灰色）条件を示す、体系的にテストされたパラメータの概要を示す。ＡＲに続いて他のパラメータによる最適化が開始された。
【０１０７】
【表１】
2020519479.tif 000002
【０１０８】
図７は、皮膚３４ａに対し、様々な予圧圧力で押し付けられた異なるアスペクト比（ＡＲ）を有するマッシュルーム形マイクロファイバー２８ｂの顕微鏡画像を示す。図７Ａは、ＡＲが１であり、２５ｋＰａの予圧圧力が印加されたマッシュルーム形繊維２８ｂを示す（先端直径４５μｍ、高さ４７μｍ、および間隔５５μｍ）。図７Ｂは、ＡＲが３．５であり、５ｋＰａの予圧圧力が印加された、潰れたマイクロファイバー２６を示す（先端直径４１μｍ、高さ１４６μｍ、および間隔５９μｍ）。スケールバー：２００μｍ。
【０１０９】
図８は、皮膚３４ａに対し、異なる予圧圧力で押し付けられたマッシュルーム形マイクロファイバー２８ｂの顕微鏡画像を示す（パターン形状：４５〜９９μｍの先端直径、４５μｍのステム直径、９０μｍの高さ、および５５μｍの間隔）。図８Ａ〜Ｃは、部分的にマッシュルーム形の繊維２８ｂを示す。図８Ｄは、アレイ全体に亘るマッシュルーム形のパターンを示す。図８Ｅ，Ｆは、それぞれ２０ｋＰａおよび２５ｋＰａの予圧を印加したときのマッシュルーム形のパターンと崩壊したパターンを示す。スケールバー：２００μｍ。
【０１１０】
図９は、異なるＶＳ厚さを有し、皮膚３４ａに対して押し付けられたマッシュルーム形マイクロファイバー２８ｂの顕微鏡画像を示す（パターン形状：４５〜１００μｍの先端直径、４５μｍのステム直径、９０μｍの高さ、および５５μｍの間隔）。図９Ａ，Ｂは、小さいマッシュルーム形の繊維を示す。図９Ｃ〜Ｅは、ＶＳ先端部が大きいマッシュルーム形繊維２８ｂを示す。図９Ｆは、繊維先端部の上部にフィルムを有する相互接続されたマッシュルーム形繊維２８ｂを示す。図９ＧおよびＨは、部分的または完全に浸漬された繊維を示す。スケールバー：２００μｍ。
【０１１１】
図１０は、薄いＶＳフィルム１０の異なるプレ架橋時間後の、フラットガラスに対して押し付けられたマッシュルーム形マイクロファイバー２８ｂの顕微鏡接触画像を示す（パターン形状：４５〜９５μｍの先端部直径、４５μｍのステム直径、９０μｍの高さ、および５５μｍの間隔）。図１０Ａは、相互接続されたマッシュルーム形繊維２８ｂを示す。図１０Ｂ〜Ｄは、大きな先端部を有するマッシュルーム形マイクロファイバー２８ｂを示す。図１０Ｅ，Ｆは、先端部直径が減少したマッシュルーム形マイクロファイバー２８ｂを示す。図１０Ｇ，Ｈは、材料が移っていない円筒状繊維２６を示す。示されるスケールバーは２００μｍに相当する。
【０１１２】
図１１は、接着特性のカスタム実験セットアップの写真を示す。これに関して、図１１は、ビデオカメラ１０２（ｙ軸ステージの下）（Grasshopper（登録商標）3, Point Grey Research Inc.）を備えた倒立光学顕微鏡１００（Axio Observer A1，Zeiss）を示し、接触境界面の視覚化を可能にする。接着力は、分解能５ｎｍ、最高速度１０ｍｍ・ｓ-1の、ｚ軸方向のコンピューター制御の高精度ピエゾモーションステージ１０６（LPS-65 2", Physik Instrumente GmbH & Co. KG）に取り付けられた、高感度ロードセル１０４（GSO-1 K、Transducer Techniques（登録商標））によって記録された。
【０１１３】
ｙ軸方向については、分解能１μｍおよび５０ｍｍ・ｓ-1までの高い最高速度を有する長距離モーターステージ１０８（M-605 2DD, Physik Instrumente GmbH & Co. KG）が使用された。ｘ軸方向とｙ軸方向の精密な位置決めは、手動のｘｙステージ（NFP-2462CC, Positionierungstechnik Dr. Meierling）によって行われ、傾斜補正は２つのゴニオメータ１１２（M-GON65-U, Newport）によって調整された。ピエゾステージのモーション制御とデータ収集は、カスタマイズされたＬｉｎｕｘコード（Ubuntu（登録商標）, Canonical Ltd.）によって実現された。
【０１１４】
このプログラムにより、予圧、ｘ軸方向およびｚ軸方向の速度と変位、および接触時間の制御が可能となった。ピエゾステージの変位は、モーターコントローラ（Nexact（登録商標）RRE-861, Physik Instrumente GmbH & Co. KG）を介して制御された。ロードセル１０４は、シグナルコンディショナー（BNC-2110, National Instruments）を介してコンピューターにリンクされ（両方とも図示せず）、力測定からの電圧信号はデータ集録ボード（PCle-6259, National Instruments）を介して転送された。
【０１１５】
前述のように、微小繊維接着パッチ１０を皮膚３４ａに取り付けた。実験の前に皮膚３４ａを剃毛し、洗剤で洗浄したことに留意されたい。接着を特徴付けるために、マイクロパターン化接着フィルム１０をロードセル１０４に接続する必要がある。直径７ｍｍの丸いガラスディスクが取り付けられたＣ字型ホルダーを使用した。ガラスディスクにより、接着用システムを柔軟に保つために、接着剤パターン１０の中心のみがホルダーに接続されることを確実にした。
【０１１６】
ホルダーとパターン化された接着剤１０との間の強い結合のために、接着促進剤によるホルダーの表面処理が必要であった。シリコーン接着促進剤（Sil-Poxy（登録商標）, Smooth-On Inc.）の厚さ５０μｍの層を、フィルムアプリケータ（Multicator 411, Erichsen GmbH & Co. KG）によって作成し、丸いガラスディスクが取り付けられたホルダーをインク付けし、室温で３０分間硬化させた。
【０１１７】
次のステップでは、ＶＳポリマーを結合材料として使用した。フィルムアプリケータにより、ガラスプレート上に厚さ５０μｍの薄いＶＳフィルムが作成された。
【０１１８】
処理されたホルダーをフィルムに浸し、取り付けられた微小繊維接着剤１０の裏側に配置した。４分後、ＶＳポリマーが完全に重合し、ホルダーが接着フィルム１０に取り付けられた。接着剤とホルダーが取り付けられた前腕をロードセルの下に配置し、ロードセルに取り付けられた別のＣ字状のホルダーに幅広のゴムリングを介して連結した。より固定した連結は、抑制するのが難しい小さな腕の動きでサンプルの分離を引き起こすため、この柔軟な構成が極めて重要であることに留意されたい。
【０１１９】
さらに、この装置は、手動ステージおよびゴニオメータによる正確なアライメントを行う実現性を提供する。ｘ軸方向とｙ軸方向の位置決めは、手動のｘｙステージによって行われ、垂直方向の後退を保証するために２つのゴニオメータによって傾きが修正された。最後に、粘着パッチが皮膚から剥がれるまで、ホルダーを１００μｍ／ｓで後退させた。実験は、温度と湿度が制御された実験室で行われ、それぞれ２０〜２５°Ｃおよび２５〜３５％の範囲であった。各データポイントに対して、最低５回の測定が行われた。
【０１２０】
図１２は、粘性ＶＰ層が皮膚表面３４ａに直接架橋される場合と、ＶＳ層が皮膚３４ａに適用される前に完全に架橋した場合の、微小繊維サンプルおよび非構造化接着剤サンプルの接着比較を示す。
【０１２１】
図１３は、皮膚３４ａ上の接着フィルム１０の耐久性および生体適合性実験を示す。図１３Ａは、平坦な皮膚表面３４ａに付着した微小繊維１０（下）および非構造化１０'（上）サンプルの写真を示す。図１３Ｂは、曲げ条件下での微小繊維１０および非構造化１０'サンプルの写真を示す。曲げ曲率は約０．２１ｍｍ-1であった。図１３Ｃは、１００回の曲げ伸ばしサイクル後の皮膚３４ａ上の微小繊維１０および非構造化１０'サンプルの写真を示す。図１３Ｄは、３００回の曲げ伸ばしサイクル後の皮膚上の微小繊維１０および非構造化１０'サンプルの写真を示す。図１３Ｅは、微小繊維接着フィルム１０がその取り付け直後に皮膚表面３４ａから除去されたときの皮膚表面３４ａの写真を示す。図１３Ｆは、その付着の２４時間後に微小繊維接着フィルム１０を除去したときの皮膚表面３４ａの写真を示す。図１３Ｇは、微小繊維接着フィルム１０の除去の５時間後の皮膚表面３４ａの写真を示す（フィルムは、その付着の２４時間にわたって皮膚に付着した）。スケールバー：1ｃｍ。
【０１２２】
図１４Ａは、予圧をかける前の湿った皮膚表面３４ａ上の、ＶＳ先端部２８ａを有する微小繊維接着フィルム１０の写真を示す。図１４Ｂは、ＶＳ先端部を完全に架橋した後の湿った皮膚表面３４ａ上の、ＶＳ先端部２８ｂを有する微小繊維接着フィルム１０の写真を示し、接着フィルム１０の皮膚３４ａへの強い付着を示す。図１４Ｃは、乾燥および湿潤皮膚３４ａで測定された微小繊維接着剤１０の接着比較を示し、湿潤条件下でわずかに減少するが顕著な接着性を示す。
【０１２３】
図１５は、皮膚接着性微小繊維ＰＤＭＳフィルム１０と一体化された柔軟な歪みセンサ４０の製造プロセスを示す。微細パターン化ＰＤＭＳフィルム１０は、それぞれ約７および３０ｍｍの幅および長さを有する長方形に切断された。第１のステップで、液体Ｅｃｏｆｌｅｘ５０を次に、マイクロパターン化ＰＤＭＳフィルム１０のバッキング基板２０上にドロップキャストした（図１５−１を参照）。
【０１２４】
第２のステップ（図１５−２を参照）で、ラテックスフィルム５２を液体Ｅｃｏｆｌｅｘ５０の上部に置き、均一にプレスした。液体Ｅｃｏｆｌｅｘ５０を７０°Ｃで２時間硬化させた後、ラテックスフィルム５２をマイクロパターン化ＰＤＭＳフィルム１０に結合させた。
【０１２５】
これに続く第３のステップ（図１５−３を参照）で、銀ナノ粒子（ＡｇＮＰ）（平均粒子サイズ：２００ｎｍ、Sigma Aldrich）で作られた銀導電性ペーストをラテックス基板５２にコーティングし、スチールブレードでランダムに磨いた。磨き処理により、ラテックスフィルム５２の表面全体に均一なＡｇＮＰフィルム５４が形成された。続いて、コーティングされた導電性フィルムを７０°Ｃで３０分間乾燥させた。
【０１２６】
ラテックスゴムがＰＤＭＳまたはＥｘｏｆｌｅｘよりも粗い表面を有するため、ラテックスゴムがバッキング基材２０の上部に使用されたことに留意すべきである。平坦なＰＤＭＳまたはＥｃｏｆｌｅｘフィルム上のＡｇＮＰフィルム５４の完全な剥離と比較して、それらはラテックス基材の表面に強く付着していた。
【０１２７】
第４のステップ（図１５−４を参照）では、銀ペースト（Sigma Aldrich）によってＡｇＮＰフィルム５４の２つの端部に銅線５８が取り付けられた。その後、銀ペーストを硬化させた。
【０１２８】
第５のステップ（図１５−５を参照）では、導電性フィルム全体を液体Ｅｃｏｆｌｅｘ６０でカプセル化し、７０°Ｃで２時間硬化させた。統合された歪みセンサ４０は、Ｅｃｏｆｌｅｘ６０の最上層の硬化により達成された。
【０１２９】
第６の最終ステップ（図１５−６を参照）では、本明細書に記載の第１の方法と同様に、支柱をインク２８でコーティングして部分的に架橋した先端部２８ａを形成した。
【０１３０】
電気機械的挙動を評価するために、歪みセンサ４０を電動移動ステージ（M-605 High-Accuracy Translation Stage, Physik Instrumente (PI））に固定し、センサ４０に繰り返し伸縮サイクルを適用した。電気抵抗の対応する変化は、データ集録（ＤＡＱ）システム（USB X Series Multifunctional DAQ, National Instruments）で同時に測定した。事前の電気機械測定では、全ての歪みセンサ４０を５％歪みに引き伸ばして、ＡｇＮＰセンシングフィルムに微小亀裂を誘発させた。
【０１３１】
これに関して、図１６は、３Ｄレーザー走査共焦点顕微鏡（Keyence, VK-X200 Series）によって追跡されたＡｇＮＰフィルム５４の表面トポロジーを示す。特に、図１６ａは伸長前の表面を示し、図１６ｂは５％引き伸ばしたときのＡｇＮＰ薄膜中の微小亀裂の伝播を示す。図１６に示されるスケールバーは２００μｍである。
【図１】
2020519479.tif 000003
【図２】
2020519479.tif 000004
【図３】
2020519479.tif 000005
【図４】
2020519479.tif 000006
【図５】
2020519479.tif 000007
【図６】
2020519479.tif 000008
【図７】
2020519479.tif 000009
【図８】
2020519479.tif 000010
【図９】
2020519479.tif 000011
【図１０】
2020519479.tif 000012
【図１１】
2020519479.tif 000013
【図１２】
2020519479.tif 000014
【図１３】
2020519479.tif 000015
【図１４】
2020519479.tif 000016
【図１５】
2020519479.tif 000017
【図１６】
2020519479.tif 000018
【国際調査報告】
2020519479.tif 000019
2020519479.tif 000020
2020519479.tif 000021