导电性高分子纤维、导电性高分子纤维的制造方法以及制造装置、生物体电极、生物体信号测定装置、体内嵌入型电极以及生物体信号测定装置

技术领域

本发明涉及导电性高分子纤维、导电性高分子纤维的制造方法以及制造装置、生物体电极、生物体信号测定装置、体内嵌入型电极以及生物体信号测定装置。

本申请基于2011年11月17日于日本申请的特愿2011-251524号、2012年8月24日于日本申请的特愿2012-185343号、2012年8月29日于日本申请的特愿2012-189102号以及2012年9月26日于日本申请的特愿2012-212998号，主张优先权，并在此援用该内容。

背景技术

到目前为止，作为导电性纤维，熟知的有，在纤维表面包覆了铜等的金属的纤维、织入了碳或金属细线的纤维以及将导电性高分子成形为细绳状的导电性纤维等。这些导电性纤维广泛地利用于生物体电极、生物接口、防静电衣料等。但是，现有的金属、碳等的导电性原材料因疏水性而坚硬。为此，存在如下问题，即：在与作为水分丰富且柔软的生物体的体表面、体内组织接触的用途中适宜性低的问题。例如，在将生物体电极设置于体表面的情况下，当为由坚硬且疏水的材料构成的生物体电极时，使其对体表面紧贴且直接导通是困难的。为此，需要另外准备将生物体电极与体表面进行电连接的导电性的糊料（胶状物）来使用。

近几年，作为面向生物体适宜性优良的材料，将导电性和亲水性特别优秀的导电性高分子即PEDOT-PSS｛聚(3,4-亚乙二氧基噻吩)-聚(苯乙烯磺酸)：Poly(3,4-ethylenedioxythiophene)/poly(styrenesulfonate)｝的水溶液，朝向丙酮的凝固浴槽，通过从喷嘴挤出而成形为线状的导电性纤维的开发正在被推进。而且，其实用化也正在被研究（例如，参照非专利文献1）。

但是，当在高湿度的环境下使用时，由上述的PEDOT-PSS构成的导电性纤维存在PEDOT-PSS吸收水分，强度（特别是拉伸强度）会降低的问题。另外，由PEDOT-PSS构成的导电性纤维，当吸收水分时就膨胀，相反，当干燥时就收缩。为此，有时在所述纤维的内部产生裂缝，或者有时所述纤维断裂，其结果，存在所述纤维的导电性易降低或易丧失的问题。衣料品在使用时有可能产生由雨、汗导致的水渍。作为生物体电极、生物接口，其使用环境本来为高湿度。因此，为了在这些广泛的用途中将在导电性和亲水性中优秀的PEDOT-PSS进行活用，而要求上述问题的解决。

另外，由PEDOT-PSS构成的导电性纤维，除了含有水分时的强度显著变低的上述问题以外，还存在以下的问题。即，由所述非专利文献1中记载的Wet-Spinning法所制造的所述纤维是，其直径为10微米前后的细纤维。为此，存在难以处理，即使在干燥时强度也不充分的问题。进而，所述纤维为刚直性高且呈硬邦邦的感触。为此，在衣料品等的用途中要求的柔软性的给予不足的点也成为了课题。

另一方面，为了脑波、事件相关电位、诱发电位、肌电图、心电图等的生物体电信号的记录以及对生物体的电刺激，广泛地使用体表面安装型的生物体电极。（以下，有时将体表面安装型的生物体电极简称为生物体电极。）

以往广泛使用的生物体电极由金属制的电极板和包含电解质溶液的凝胶（Gel）或糊料（Paste）构成。这些生物体电极的基本结构具有通过在金属制的电极板与皮肤表面之间使用（涂敷）凝胶或糊料，将电极板和皮肤表面进行固定的基本结构。通过生物体电极的安装，平时皮肤的表面的规定的位置被密闭。为此，特别是在长期间的连续使用中，有时也存在产生由发汗的闷热引起的不快感或搔痒感，并且进一步产生接触性皮肤炎或细菌的感染等的情况。需求现有技术中的这样的问题的解决。

另外，在进入高龄化的各国中，在医疗机关或家中，长期间进行心电图等的生物体信号的监测的事例正在增加。高龄者由于皮肤的各种功能正在降低，所以使用了现有型的粘性胶带等的粘着性高的粘贴电极就容易产生皮肤炎的发生、搔痒感等的不舒服。进而呈现认知症、夜间谵妄等的安装者本人，拆下生物体电极的纠纷也发生很多，需求这样的问题的解决策。

在容易发生上述那样的问题的现有的生物体电极中，在皮肤与金属制的电极板之间使用包含电解质溶液的凝胶或糊料。在经由凝胶或糊料将生物体电极设置于皮肤表面的情况下，产生使电极的接触面积增大的必要。这是因为，由于凝胶或糊料的导电性不高，所以通过扩大与皮肤的接触面积，有必要使电极阻抗降低。但是，电极的接触面积的扩大也变为产生上述问题的主因。

这样，依赖于电解质凝胶或糊料的已有的生物体电极的结构，安装感不好，电极的更小型化、高密度化成为困难。

另一方面，为了将生物体内的电信号由外部装置正确且高效地接收，同时相反地从外部装置向生物体内发送电信号，就需要体内嵌入型的生物体电极。特别是神经细胞的活动电位、神经原的神经线连接电位等的信号是微弱的。由此，如果在细胞的最旁边不设置电极，则其测定或输入困难的信号不少。即使在神经系统之外，在心脏起搏器、人工内耳等中也广泛使用体内嵌入型的生物体电极。另外，作为将来的人机接口，脑机接口等的嵌入型的生物体电极的开发正在被推进。

生物体是饱含水和电解质，且柔软的组织。而与此相对，现有的体内嵌入用的生物体电极是使用金属或碳等的坚硬的疏水性的导电性材料来制作的。为此，出现了在现有的生物体电极与生物体组织之间的、机械式以及电化学式的适宜性中存在问题的情况。

特别是，变成通过在生物体电极与生物体组织的边界部产生的机械应力生成炎症，并损害（侵袭）组织的问题。

即使在生物体组织中，特别是，在向脑脊髓的神经组织的电极的嵌入时，也存在发生以下问题的情况。即，存在由施加给神经组织的微小的损伤所引起的炎症会缓缓地扩大，作为结果，生成电极周围的神经细胞的变性、脱落，并且测定、刺激（信号输入）变为困难的情况。特别是，向神经组织的永久的电极的嵌入中，存在形成神经细胞的缺损和神经胶质疤痕，并且产生电刺激的效率的降低、测定波形的恶化或丧失的情况。进而也存在由神经细胞的缺损所引起的神经的功能损害的隐患。由于这些情况，就需求其解决策。

现有技术文献

非专利文献

非专利文献1：“Spinning and Characterization of Conducting Microfibers”Macromol。Rapid Commun。（2003） 24，pp261-264。

发明内容

本发明所要解决的技术问题

在本发明中，为了克服由上述PEDOT-PSS构成的导电性纤维的问题，提出了使作为导电性高分子的PEDOT-PSS固定于丝等的纤维、纤维束（线）的内外的复合材料。由这样的PEDOT-PSS的复合材料构成的导电性纤维，由于具有导电性、亲水性、拉伸强度、耐水强度，所以特别作为生物体电极的材料而被期待。

到目前为止，出售品的PEDOT-PSS材料（例如，Clevios　P　Heareus公司制等）是作为PEDOT-PSS的溶液而被供给的，一般情况下，固定于基材的上面而使用。这样，作为固定PEDOT-PSS的方法，大致可划分为，化学法和电化学法的两种。化学法是比较简便的固定方法，虽然在各种基材上能固定PEDOT-PSS，但是就导电性、强度而言，并不比后述的电化学法高。另外，电化学法是将PEDOT-PSS电聚合于电极表面，并固定的方法，虽然与化学法相比，导电性和强度优良，但由于需要在基材与溶液之间进行通电，所以就变为需要在基材中使用导电性材料。

在此，在制造上述那样的PEDOT-PSS与纤维束的复合纤维的情况下，由于成为基材的纤维束为绝缘体（非导电性），所以通常不能使用电化学法，而需要使用化学式固定法。具体地说，能将使PEDOT-PSS浸透的纤维束，通过丙酮、乙醇、甲醇等的有机溶剂、或者氧化镁溶液等的电解质溶液的喷涂，或浸渍于液体中的方法来制造。

但是，由通过化学式固定法制造的PEDOT-PSS的纤维束构成的导电性高分子纤维，例如，在9号丝线（纤维束直径约280微米）停止于40～50MΩ/cm左右的导电性，进而，PEDOT-PSS与纤维束的粘合强度低。为此，由于有PEDOT-PSS的剥离易产生，并且导电性易降低的缺点，所以需要进一步的改良。

另外，作为将PEDOT-PSS进行纤维化的技术，除了上述之外，可列举出旋压法（湿旋压、电子旋压）。但是，通过旋压来制造与作为长尺寸的纤维束（线）混合的PEDOT-PSS，在技术上是困难的。

另外，作为制造PEDOT-PSS与纤维束的复合纤维的方法，也可考虑预先通过对纤维束施行金属包覆来赋予导电性，或者，通过化学式固定法将PEDOT-PSS固定于纤维束来赋予导电性，并通过将该导电性作为电极来活用，将PEDOT-PSS进行电化学式地固定的方法。但是，由于在该方法中变为在二阶段进行固定的工序，所以有变为生产性差、成本高的隐患。

如上所述的PEDOT-PSS与丝等的纤维束的复合纤维是在生物体适宜性中优良，并且也期待应用于生物体电极的导电性材料。这样的复合纤维，虽然能通过上述的化学式固定法来制作，但是能进一步要求导电性和耐老化性的提高，以及制造的高效化。

另外，从医疗开始，到健康促进、信息技术、可穿戴计算机等的广泛领域，都需求可长时间连续使用的体表面安装型的生物体电极。不仅要求生物体电信号的测定的稳定性、可靠性高，还要求安装感的舒适性。另外，需求向生物体组织的侵袭性低的体内嵌入型电极。

作为本发明的发明者们着眼于以近几年开发出的PEDOT-PSS为代表的导电性高分子具有高亲水性和柔软性，且考虑能减少给予将导电性高分子作为电极嵌入到体内的情况下的生物体组织的应力，并且进行了反复专心研究的结果，完成了本发明。

本发明的第一～第四样式是鉴于上述现有的问题点，同时通过本发明者的各种研究而完成的发明。在本发明中，第一样式的导电性高分子纤维，能由第二样式的装置、制法优选地制造。另外，第三、第四样式的电极、装置，能优选地使用第一样式的导电性高分子纤维。

本发明的第一样式的目的在于，提供一种在导电性、干燥状态和湿润状态下的强度以及柔软性中优良的导电性高分子纤维、和具备该导电性高分子纤维的生物体电极。

本发明的第二样式的目的在于，提供一种可将导电性高分子纤维生产性良好地制造的导电性高分子纤维的制造方法以及制造装置，该导电性高分子纤维为使包含作为导电性高分子的PEDOT-PSS的导电体浸透绝缘性的纤维（纤维束）或者附着，能电化学式地连续地聚合固定，并具备生物体适宜性高的良好的均质性，且在导电性和耐老化性中优良的导电性高分子纤维。

本发明的第三样式的目的在于，提供一种具有在生物体电信号的测定时的稳定性和可靠性，并且比现有的生物体电极提高了安装感的生物体电极和具备该生物体电极的生物体信号测定装置。

本发明的第四样式的目的在于，提供一种可检测生物体内的微弱的电信号，并且在生物体亲和性中优良，向生物体组织的侵袭性低的体内嵌入型电极和具备该体内嵌入型电极的生物体信号测定装置。

用于解决技术问题的技术方案

本发明提供一种在以下的第一样式～第四样式中叙述的、非常优良的导电性高分子纤维、导电性高分子纤维的制造方法以及制造装置、生物体电极、生物体信号测定装置、体内嵌入型电极以及生物体信号测定装置。

（第一样式）

本发明的第一样式提供一种以下的导电性高分子纤维。

I-（1）：本发明的第一样式的导电性高分子纤维，其特征在于，在基材纤维中，浸透和/或附着包含导电性高分子的导电体而成，所述导电性高分子为PEDOT-PSS。

本发明的第一样式的导电性高分子纤维，优选具有以下的特征。

I-（2）：在上述导电性高分子纤维中，所述导电体含有作为添加剂的丙三醇、山梨糖醇、聚乙二醇－丙二醇共聚物、乙二醇、鞘氨醇或磷脂酰胆碱。

I-（3）：所述I-（1）或（2）的上述导电性高分子纤维中，所述导电体覆盖所述基材纤维的周围。

I-（4）：所述I-（1）～（3）的任一项的上述导电性高分子纤维，在所述基材纤维内浸透所述导电体。

I-（5）：所述I-（1）～（4）的任一个的上述导电性高分子纤维，在所述基材纤维内浸透所述导电体，在所述基材纤维的周围覆盖金属或碳，进一步在所述覆盖了金属或碳的周围覆盖所述导电体。

I-（6）：所述I-（1）～（5）的任一项的上述导电性高分子纤维，在多个所述基材纤维之间，所述导电体紧贴所述基材纤维被配置。

I-（7）：所述I-（1）～（5）的任一个中，上述导电性高分子纤维，在该导电性高分子纤维的周围，进一步覆盖绝缘层。

I-（8）：本发明的生物体电极，其特征在于，将所述I-（1）～（7）的任一项所述的导电性高分子纤维作为电极来具备。

（第二样式）

本发明的第二样式提供一种以下的导电性高分子纤维的制造方法以及装置。

II-（1）：本发明的导电性高分子纤维的制造方法，其特征在于，

依次具备如下工序而成，即具备：浸渍工序，通过将由线状、细绳状、布状或丝带状的纤维束构成的绝缘性的基材纤维，浸渍于包含作为导电性高分子的PEDOT-PSS的导电体的溶液，在所述基材纤维中使所述导电体浸透和/或附着；固定工序，通过将所述基材纤维边从所述导电体的溶液垂直地吊起边在电极间行驶并进行通电，将在所述基材纤维中浸透和/或附着的所述导电体电化学式地聚合固定；以及干燥工序，将导电体聚合固定的所述基材纤维进行送风干燥，进一步，边将环境气湿度进行调湿边进行所述浸渍工序、所述固定工序以及所述干燥工序的每个。

此外，在此所说的电极，除了单数（单极）的电极之外，还包含多个电极的结构。

上述第二样式的II-（1）优选具有以下的特征。

II-（2）：在本发明的第二样式的导电性高分子纤维的制造方法中，关于所述固定工序，不仅能使用单数的电极，而且能使多个电极排列地来使用。

具体地说，关于所述固定工序，作为所述电极使用多个电极，并且，所述多个电极具有在所述基材纤维的纵长方向具备多个梳齿的梳齿状电极，所述梳齿状电极，以从所述基材纤维的径向两侧夹入所述基材纤维的方式被配置，同时所述多个梳齿，以从所述基材纤维的径向两侧，在所述基材纤维的纵长方向分别交互地组合的方式被配置，对所述基材纤维，从径向两侧边推压所述梳齿状电极具备的所述多个梳齿并进行引导，边使所述基材纤维行驶并进行通电的方法也可以。

II-（3）：本发明的第二样式的导电性高分子纤维的制造方法中，关于所述固定工序，优选为，作为所述电极使用多个电极，并且，所述多个电极具有在所述基材纤维的纵长方向具备多个梳齿的梳齿状电极，所述梳齿状电极，以从所述基材纤维的径向两侧夹入所述基材纤维的方式被配置，同时所述多个梳齿，以从所述基材纤维的径向两侧，在所述基材纤维的纵长方向分别交互地组合的方式被配置，对所述基材纤维，从径向两侧边推压所述梳齿状电极具备的所述多个梳齿并进行引导，边使所述基材纤维行驶并进行通电。

II-（4）：本发明的第二样式的导电性高分子纤维的制造方法中，关于所述固定工序，优选为，通过以所述辊状的转子电极推压所述基材纤维，同时以所述滑轮状的转子电极的槽部进行引导，来整理纤维束的排列形状，由此边调整在所述基材纤维中浸透和/或附着的所述导电体的量边进行通电。

本发明的第二样式还提供一种以下的导电性高分子纤维的制造装置。

II-（5）：本发明的第二样式的导电性高分子纤维的制造装置，其特征在于，具备如下部件而成，即具备：浸渍容器，用于在内部收容作为包含导电性高分子的PEDOT-PSS的导电体的溶液，并通过使由线状、绳状、布状或丝带状的纤维束构成的绝缘性的基材纤维浸渍于所述导电体的溶液，在所述基材纤维中使所述导电体浸透和/或附着；卷绕部，用于将所述基材纤维从收容于所述浸渍容器中的所述导电体的溶液垂直地吊起；电极，通过使所述垂直地吊起的基材纤维行驶并进行通电，将在所述基材纤维中浸透和/或附着的所述导电体电化学式地聚合固定；干燥部，用于通过朝向所述导电体聚合固定的所述基材纤维进行送风，使其干燥；以及调湿部，用于调整所述基材纤维的附近中的环境气湿度。

本发明的装置优选具有以下的特征。

II-（6）：优选为，采用如下结构：

所述电极由多个电极构成，并且，所述多个电极为具有在所述基材纤维的纵长方向具备多个梳齿的梳齿状电极，所述梳齿状电极，以从所述基材纤维的径向两侧夹入所述基材纤维的方式被配置，同时所述多个梳齿，以从所述基材纤维的径向两侧，在所述基材纤维的纵长方向分别交互地组合的方式被配置，边从所述基材纤维的径向两侧推压所述梳齿状电极具备的所述多个梳齿并进行引导，边使所述基材纤维行驶并进行通电。

II-（7）：优选为，采用如下结构：

所述电极由多个电极构成，并且，所述多个电极，在所述基材纤维的纵长方向被配置多个，同时以从所述基材纤维的径向两侧夹入所述基材纤维的方式配置的转子电极，在所述基材纤维的径向中的一侧配置的转子电极为辊状，同时在另一侧配置的转子电极为滑轮状，配置于所述基材纤维的两侧的所述转子电极，在所述基材纤维的纵长方向分别交互地被配置，边将所述辊状的转子电极推压到所述基材纤维，并以形成于所述滑轮状的转子电极中的槽部进行引导，边使所述基材纤维在多个各电极间行驶并进行通电。

II-（8）：本发明的第二样式的导电性高分子纤维的制造装置中，关于所述多个电极，优选为，通过将所述辊状的转子电极推压到所述基材纤维，并且以所述滑轮状的转子电极的槽部进行引导，整理纤维束的排列形状，由此，边调整在所述基材纤维中浸透和/或附着的所述导电体的量边进行通电。

（第三样式）

本发明的第三样式提供一种以下的生物体电极。

III-（1）：一种生物体电极，其特征在于，使用了含有导电性高分子的导电性复合纤维。

上述生物体电极优选为具有以下的特征。

III-（2）：根据III-（1）中所述的生物体电极，其特征在于，具备：通过所述导电性复合纤维构成的、细绳状、带状或布状的接触子。

III-（3）：根据III-（2）中所述的生物体电极，其特征在于，捆扎多个所述导电性复合纤维来形成所述接触子或者在金属制线材上卷绕所述导电性复合纤维来形成所述接触子。

III-（4）：根据III-（1）～（3）的任一项所述的生物体电极，其特征在于，所述导电性复合纤维具有对皮肤的吸附性或亲水性。

III-（5）：根据III-（2）～（4）的任一项所述的生物体电极，其特征在于，所述接触子由弓形或发卡形的框架来支撑。

III-（6）：根据III-（2）～（4）的任一项所述的生物体电极，其特征在于，所述接触子被配置于片状基材的表面极。

III-（7）：根据III-（6）制造所述的生物体电极，其特征在于，在所述片状基材的背面具备伸缩性的支持物，沿所述背面，所述支持物可滑动地配置。

本发明的第三样式还提供一种以下的生物体信号测定装置。

III-（8）：一种生物体信号测定装置，其特征在于，

具备所述III-（1）～（7）的任一项所述的生物体电极。

（第四样式）

本发明的第四样式提供一种以下的电极。

IV-（1）：一种体内嵌入型电极，其特征在于，具备含有导电性高分子的导电性复合纤维。

本发明的体内嵌入型电极，优选为，具有以下的特征。

IV-（2）：根据所述IV-（1）中的所述的体内嵌入型电极，其特征在于，所述导电性复合纤维成形为棒状或线圈状。

IV-（3）：根据所述IV-（1）或（2）所述的体内嵌入型电极，其特征在于，所述导电性复合纤维与针的前端部粘合。

IV-（4）：根据所述IV-（3）中所述的体内嵌入型电极，其特征在于，所述导电性复合纤维，经由水溶性的粘合性材料，与所述针粘合。

IV-（5）：根据所述IV-（1）～（4）的任一项所述的体内嵌入型电极，其特征在于，所述导电性复合纤维为干燥收缩状态。

IV-（6）：根据所述IV-（1）～（5）的任一项所述的体内嵌入型电极，其特征在于，在所述导电性复合纤维中连接有金属制、硅制或碳制的电线。

IV-（7）：根据所述IV-（1）～（6）的任一项所述的体内嵌入型电极，其特征在于，将成形为棒状或细绳状的所述导电性复合纤维作为芯部，其至少一部分的周围被耐水性聚合物覆盖，并且形成了用于从所述覆盖的芯部的一端部向另一端部液体浸透的流路。

IV-（8）：根据所述IV-（7）中所述的体内嵌入型电极，其特征在于，在所述流路中包含：含有药物的溶液。

IV-（9）：一种生物体信号测定装置，其特征在于，具备IV-（1）～（8）的任一个所述的体内嵌入型电极号测定装置。

在所述IV-（1）～（8）中记载的导电性复合纤维中含有丙三醇，丙三醇、山梨糖醇、乙二醇、异三十烷、硅酮、矿（物）油或MPC（2-甲基丙烯酰氧基乙基磷酰胆碱）的任一种以上也可以。通过含有这些，所述导电性复合纤维在生物体组织内吸收水分的速度能变迟，所述导电性复合纤维的膨润速度也能变迟。其结果，在将导电性复合纤维嵌入到生物体组织中的操作中，所述导电性复合纤维进行膨润，能抑制其机械强度的降低。

所述IV-（7）中记载的导电性复合纤维中，在所述一端部，与可放入药剂溶液的容器或室连接也可以。在所述容器或室中，例如通过放入包含醇、山梨糖醇、甘露醇、果糖、BDNF （Brain-derived neurotrophic factor：脑源性神经营养因子），NGF （Nerve Growth Factor：神经生长因子）、NT3 （Neurotrophin-3：神经营养因子-3）、 GSNO （S-Nitrosoglutathione：S-硝基谷胱甘肽）、SKF96365、西络他唑(Cilostazol)、TRIM （1-（2-Trifluoromethylphenyl）imidazole：1-(2-羟乙基)咪唑）、钆（Gadolinium）、 镁（Magnesium）、EGTA（ethylene glycol tetraacetic acid：乙二醇四乙酸），钌红（Ruthenium Red）等的药物的任一种以上的溶液，能从施行了所述覆盖的所述导电性复合纤维的所述一端部到所述另一端部使所述溶液浸透。即，在生物体组织内从所述另一端部释放出所述溶液，能在所述导电性复合纤维的周围局部地能投与所述溶液中所包含的药物等。

所述药物的1种以上，浸透或者涂敷于所述IV-（1）～（8）的任一项记载的导电性复合纤维也可以。在这种情况下，从设置于生物体组织内的所述导电性复合纤维将所述药物缓缓地释放出，能在所述导电性复合纤维的周围局部地投与所述药物。

所述IV-（1），（2），（5），（6）或（7）中记载的导电性复合纤维与线连结也可以。进而，在所述线中绑上手术用的针也可以。将所述线先行导入生物体内，通过拉伸所述线，能将与所述线连结的线顺畅地导入生物体组织内。

发明效果

在本发明中，能得到以下的优良效果。

（第一样式的效果）

根据本发明的第一样式，能通过一种在导电性、干燥状态和湿润状态中的强度、以及柔软性中优良的导电性高分子纤维和具备该导电性高分子纤维的生物体电极。

根据本发明的I-（1）中记载的导电性高分子纤维，能得到同时拥有基材纤维所具有的高强度和柔软性，作为导电性高分子的PEDOT-PSS所具有的导电性和亲水性的纤维。

根据I-（2）的结构，由于添加剂能抑制PEDOT-PSS的吸水，能防止基于变为湿润状态的强度的降低，所以导电性高分子纤维变为更高的强度的纤维。

根据I-（3）的结构，通过导电体覆盖基材纤维的周围，导电性高分子纤维的导电性更提高，并且使多个导电性高分子纤维接触且导通变得更容易。

根据I-（4）的结构，由于在基材纤维内浸透有导电体，所以没有导电体与基材纤维分离的隐患，变为具有更优良的长期可靠性的纤维。

根据I-（5）的结构，由于被导电性高分子纤维的内部以及周围的导电体夹持而配置金属或碳，所以变为具有更高的导电性的纤维。另外，由于金属或碳没有露出到纤维表面，所以能防止金属或碳的腐蚀、恶化。

根据（6）的结构，通过导电体覆盖基材纤维的周围，导电性高分子纤维的导电性更提高，并且使多个导电性高分子纤维接触且导通变得更容易。

根据I-（7）的结构，由于通过绝缘层保护导电性高分子纤维，所以变为在耐老化性中优良的优良的纤维。

根据本发明的I-（8）的生物体电极，由于具备导电性、干燥状态和湿润状态中的强度优良，进而柔软性也优良的导电性高分子纤维，所以设置在生物体的体表面、体内的位置的自由度高，设置操作时的操作性优良，可足够地进行电的测定，进而变为可比较长期间的测定。

（第二样式的效果）

根据本发明的第二样式，能得到以下的效果。

根据本发明的第二样式，并根据本发明的导电性高分子纤维的制造方法，如上述那样，采用将包含PEDOT-PSS的导电体浸透和/或附着的基材纤维，从导电体溶液垂直地吊起，并且在单数或多个电极间行驶且通电的方法。由此，由于将在基材纤维中使导电体电化学式地聚合固定的工序，在一阶段的工序能连续地进行，所以生产性提高。进而，通过使基材纤维垂直地吊起并且在电极间行驶，使在基材纤维中聚合固定的导电体均等地分散，能防止不均匀。因此，具备生物体适宜性高且良好的均质性，变为能生产性良好地制造导电性和耐老化性优良的导电性高分子纤维。

另外，根据本发明的第二样式的导电性高分子纤维的制造装置，采用具备将包含PEDOT-PSS的导电体浸透和/或附着的基材纤维，从浸渍容器中的导电体溶液垂直地吊起的卷绕部和使基材纤维行驶且通电的单数或多个电极的结构。由此，与上述一样，将在基材纤维中将导电体电化学式地聚合固定的工序，在一阶段的工序能连续地进行，变为可使生产性提高。进而，通过具备将基材纤维垂直地吊起并且通电的电极，使在基材纤维中聚合固定的导电体均等地分散，能防止不均匀。因此，具备生物体适宜性高且良好的均质性，能以高的生产性得到导电性和耐老化性优良的导电性高分子纤维。

如果更具体地说明则能得到以下的效果。

根据第二样式的II-（1）～（8），能得到以下的效果。

根据II-（1）的结构的导电性高分子纤维的制造方法，通过采用将包含PEDOT-PSS的导电体浸透和/或附着的基材纤维，从导电体溶液垂直地吊起并且在电极间行驶且通电的方法，在基材纤维中将导电体电化学式地聚合固定。

进而，根据该结构，由于通过将基材纤维垂直地吊起且在电极间行驶，使在基材纤维中聚合固定的导电体均等地分散，能防止不均匀，所以能得到导电性和耐老化性优良的导电性高分子纤维。

在II-（2）的情况下，由于将在基材纤维中将导电体电化学式地聚合固定的工序，在一阶段的工序中能连续地进行，所以生产性提高。另外，根据该结构，使用具有在基材纤维的纵长方向具备多个梳齿的梳齿状电极，由于多个梳齿，以从基材纤维的径向两侧，在基材纤维的纵长方向分别交互地组合的方式被配置，所以通过基材纤维对多个梳齿反复接触且通电，所以能通过向基材纤维的导电体的聚合固定效率。

根据II-（4）的结构，通过采用边对基材纤维推压所述辊状的转子电极，并以在滑轮状的转子电极中形成的槽部进行引导，边将基材纤维在多个各电极间行驶且通电的方法，伴随基材纤维与电极的接触的摩擦减少，能防止在基材纤维中固定的导电体剥离。另外，通过整理纤维束的排列形状，调整在基材纤维中浸透和/或附着的导电体的量并且进行通电，由此能保持任意的量的PEDOT-PSS进行聚合固定。

根据II-（5）的导电性高分子纤维的制造装置，由于具备将包含PEDOT-PSS的导电体浸透和/或附着的基材纤维，从浸渍容器中的导电体溶液垂直地吊起的卷绕部和使基材纤维行驶且通电的电极，所以在基材纤维中将导电体电化学式地聚合固定。进而，根据该结构，通过具备将基材纤维垂直地吊起且进行通电的电极，使基材纤维中聚合固定的导电体均等地分散，能防止不均匀，所以变为可制造导电性和耐老化性优良的导电性高分子纤维。在本发明的导电性高分子纤维的制造装置中，关于所述电极，不仅能采用使用单数的电极的结构，而且能采用使多个电极排列的结构。在这种情况下，由于能将向基材纤维的导电体的电化学式地聚合固定，在一阶段连续地进行，所以生产性提高。

根据II-（6）的结构，作为多个电极具备梳齿状电极，由于多个梳齿，以从基材纤维的径向两侧，在基材纤维的纵长方向分别交互地组合的方式被配置，所以通过使基材纤维对多个梳齿反复接触并通电变为能提高向基材纤维的导电体的聚合固定效率。

根据II-（8）的结构，多个电极，由于由在基材纤维的径向的一侧配置的辊状的转子电极和在另一侧配置的滑轮状的转子电极构成，所以边对基材纤维推压辊状的转子电极，并以在滑轮状的转子电极中形成槽部进行引导，边使基材纤维在多个各电极间行驶并通电，伴随基材纤维与电极的接触的摩擦减少，变为可防止在基材纤维中固定的导电体剥离。另外，通过以上述的转子电极整理线状的纤维束的排列形状，调整在基材纤维中浸透和/或附着的导电体的量并进行通电，变为保持任意的量的PEDOT-PSS并可聚合固定。

（第三样式的效果）

根据本发明的第三样式，能得到以下的效果。

本发明的上述第三样式的体表面安装型的生物体电极，具备使导电性高分子与柔软的纤维材料复合后的复合纤维。因此，对生物体表面的设置性比现有更提高，电极的小型化，与皮肤的接触面积的缩小化为可能。另外，由于本发明的生物体电极由柔软的纤维材料构成，所以安装时对皮肤给予的刺激少，难以产生安装中的不协调。进而，构成本发明的生物体电极的复合纤维具有对皮肤适度的吸附性，所以无需如现有的生物体电极那样以通过高粘着性的凝胶或胶带等将皮肤和电极进行封闭。即，根据本发明的生物体电极，受检者（安装者）的负担减少，能提供舒适的安装感。

如果更具体地说明，则能得到以下的效果。

上述第三样式的生物体电极以及装置能提供以下的效果。

III-（1）的生物体电极，由于使用了具有导电性、柔软性以及优良的拉伸强度的导电性复合纤维，所以与现有的生物体电极相比，安装时的不快感、对安装者的损伤少，平均单位面积的电极阻抗小，精密的生物体信号的传递成可能，进而小型化、轻量化。

在III-（2）中，由于所述接触子的形状向皮肤或生物体表面的接触中很适宜，所以更精密的生物体信号的传递为可能。另外，向安装者的不快感、损伤更被减少。

在III-（3）中，所述生物体电极通过具备具有上述结构的接触子，所述接触子与生物体电极的结构强度提高，电极阻抗能变更小。

在III-（4）中，通过所述导电性复合纤维具有对皮肤的吸附性或亲水性，可将所述生物体电极在皮肤表面或生物体表面自立地设置，能更容易地进行噪声减少的高精度的生物体信号的传递。另外，根据所述生物体电极，不使用现有的生物体电极的向皮肤表面的设置中需要的具有粘着性和导电性的糊料或凝胶就能进行设置。

根据III-（5）的所述生物体电极，在头发间插入所述生物体电极，能更容易地使头皮与电极面接触。

根据III-（6）的所述生物体电极，能在大的面积的皮肤表面或生物体表面使所述接触子以稳定的状态接触。

根据III-（7）的所述生物体电极，通过支持物具有伸缩性，由于能将在片状基材的表面配置的接触子推压到皮肤表面，所以能将接触子稳定地进行设置。进而，维持该稳定的状态，并且边使支持物在片状基材的背面滑动，边使支持物与片状基材独立地移动，所以变为能变更支持物与皮肤表面的相对的位置。因此，在所述生物体电极的安装者让身体活动了的情况下，能稳定地传递生物体信号。

在III-（8）中，作为所述生物体信号测定装置，例如可列举出心电图测定装置、心拍计。脑波测定装置等。在所述生物体信号测定装置中，所述生物体电极不仅仅具有从生物体表面接收信号的功能，而且还具有发送电信号（电刺激）的功能也可以。

在具有所述III-（6），（7）中记载的片状基材和构成所述III-（8）的生物体信号测定装置的生物体电极即可的片状基材中，优选为，具备开口部。通过具备开口部，使片状基材与皮肤之间的通气性提高，能减轻皮肤闷热。

（第四样式的效果）

根据本发明的第四样式，能得到以下的效果。

根据上述第四样式的本发明的体内嵌入型电极，由于构成电极的导电性复合纤维柔软且生物体亲和性优良，所以能减少对嵌入的生物体组织的侵袭性。另外，由于导电性复合纤维中包含的导电性高分子能检测生物体内的微弱的电信号，所以能在外部装置与电极嵌入部之间进行高精度的信号的收发。

进而，由于基于构成导电性复合纤维的纤维材料能提供机械强度，所以基于体内嵌入时的外力电极不会破损，在体内嵌入后的耐老化性优良。

由于本发明的生物体信号测定装置中具备的所述体内嵌入型电极对生物体组织的侵袭性低，所以生物体组织不会损失本来具有的功能，在设置于外部的测定装置与电极嵌入部之间能进行高精度的信号的收发。

如果更具体地说明则能得到以下的效果。

根据上述第四样式的电极、装置，能得到以下的效果。

根据IV-（1）的体内嵌入型电极，由于构成电极的导电性复合纤维柔软性和生物体亲和性优良，所以能减轻对嵌入的生物体组织的侵袭性。另外，由于导电性复合纤维中包含的导电性高分子能传递生物体内的微弱的电信号，所以在外部装置与电极嵌入部之间能进行高精度的信号的收发。进而，由于基于构成导电性复合纤维的纤维材料能提高机械强度，所以基于体内嵌入时的外力不会损坏电极，体内嵌入后的耐老化性优良。

根据IV-（2），制成棒状的导电性复合纤维，由于在体内嵌入时能如针那样插入，所以更能减轻对生物体组织的侵袭性。制成线圈状（螺旋状）的导电性复合纤维，在嵌入的生物体组织内几乎不发生位置偏离，所以能在外部装置与电极嵌入部之间进行高精度的信号的收发。

根据IV-（3），通过将所述导电性复合纤维在前端部粘合的所述针，刺入生物体组织（刺进）这样简单的操作，所以能以低侵袭性容易地在生物体组织内设置所述导电性复合纤维。另外，通过将设置的导电性复合纤维在生物体内原样保留，而拔去所述针这样简单的操作，所以能以低侵袭性容易地将信号的收发中不需要的所述针排除到生物体之外，来完成导电性复合纤维的设置。

根据IV-（4），当将所述针刺入生物体组织内时，所述粘合性材料通过吸收体液等的水分而溶解，能容易地接触所述针与所述导电性复合纤维的粘合。粘合的解除后，将所述针拔到生物体外，能将所述导电性复合纤维留在生物体组织中。

根据IV-（5），干燥收缩状态的导电性纤维为柔软且其机械强度也比较高，所以在生物体组织内设置（刺入）时能防止导电性纤维破损（断裂）。另外，干燥收缩状态的导电性纤维的物理体积比较小，所以能减轻在生物体组织内设置（刺入）时的侵袭性。

根据IV-（6），通过所述电线，能将生物体组织内嵌入的所述导电性复合纤维与外部装置进行电连接。

根据IV-（7），所述芯部的一端部与药物溶液等存积的容器或管接头所具备的室连接，通过将所述芯部的另一端部向生物体组织内的规定位置设置，药物溶液等透过（浸透）构成所述芯部的导电性复合纤维，能向另一端部所处的生物体组织中输送药物溶液。

根据IV-（8），能经由所述流路将所述药物（药剂）投与电极嵌入的部位。所述药物优选为，具有抑制或促进生物体反应的药理作用的药物。作为所述药物，例如可列举出使生物体组织的障碍减少的药物、促进生物体组织的修复的药物、使生物体组织成长的药物等。

根据IV-（9），所述体内嵌入型电极由于对生物体组织的侵袭性低，所以不会损失生物体组织本来具有的功能，而能在设置于外部的测定装置与电极嵌入部之间，能高精度地进行信号的收发。

此外，本发明中说明的基材纤维，除了单线线状的纤维之外，例如，还包含捻合多个基材纤维成为所希望的粗细的捻搓线等。另外，本发明中的基材纤维的形状，并不仅仅限于上述的线状，例如，还包含细绳状、布状、丝带状等。

附图说明

[图1]是表示本发明的导电性高分子纤维的一例中的、纵长方向的剖面的示意图；

[图2]是表示本发明的导电性高分子纤维的一例中的、纵长方向的剖面的示意图；

[图3]是表示本发明的导电性高分子纤维的一例中的、相对纵长方向正交的方向的剖面的示意图；

[图4]是表示本发明的导电性高分子纤维的一例中的、相对纵长方向正交的方向的剖面的示意图；

[图5]是表示本发明的导电性高分子纤维的一例中的、相对纵长方向正交的方向的剖面的示意图；

[图6]是表示本发明的导电性高分子纤维的一例中的、相对纵长方向正交的方向的剖面的示意图；

[图7]是表示本发明的导电性高分子纤维的一例中的、相对纵长方向正交的方向的剖面的示意图；

[图8]是表示本发明的导电性高分子纤维的一例中的、相对纵长方向正交的方向的剖面的示意图；

[图9A]是表示比较例1-1的结果的曲线图；

[图9B]是表示实施例1-1的结果的曲线图；

[图10]是表示实施例1-2的结果的曲线图；

[图11A]是表示示出将生物体电极设置于体表面的样子的、本发明的一例的示意图；

[图11B]是测定的人类心电图（从上按顺序为I、II、III引导）；

[图12A]制成的线状的嵌入型生物体电极的基于实体显微镜观察的照片；

[图12B]测定的小白鼠坐骨神经的活动电位（从上按顺序为静止时、肌收缩时、肌松弛时）；

[图13]是示意性地表示本发明的导电性高分子纤维的制造方法和制造装置的实施方式的图，并且是说明导电性高分子纤维的制造装置的结构的一例的概略图；

[图14]是示意性地表示本发明的导电性高分子纤维的制造方法和制造装置的实施方式的一例的主要部位扩大图，并且是表示将梳齿状电极配置于基材纤维的两侧的状态的图；

[图15A]是示意性地表示本发明的导电性高分子纤维的制造方法和制造装置的实施方式的一例的主要部位扩大图，并且是表示辊状的转子电极的例子的图；

[图15B]是表示滑轮状的转子电极的例子的图；

[图15C]是表示将辊状的转子电极与滑轮状的转子电极在基材纤维的纵长方向交互组合的状态的例子的图；

[图16]是示意性地表示本发明的导电性高分子纤维的制造方法和制造装置的实施方式的其它的例子的概略图，并且是表示关于使用了单数的电极的情况的图；

[图17A]是对本发明的导电性高分子纤维的制造方法和制造装置的实施例进行说明的图，并且是表示在实施例2-1中，使用涉及本发明的转子电极并进行通电而得到的导电性高分子纤维的照片图；

[图17B]是表示在实施例2-2中，使用梳齿状电极并进行通电而得到的导电性高分子纤维的照片图；

[图18A]是对本发明的导电性高分子纤维的制造方法和制造装置的实施例进行说明的图，并且是表示在实施例2-1中，通过使用本发明的方法和装置进行电化学式地聚合固定而得到的导电性高分子纤维的耐水性试验后的状态的照片图；

[图18B]是表示在比较例2-2中通过现有的化学式地固定而得到的导电性高分子纤维的耐水性试验后的状态的照片图；

[图19A]是涉及本发明的第三样式的第一实施方式的梳形电极的示意图，并且是表示接触子311在弓形的第一框架312以弦的方式被固定的样子的梳形的生物体电极310的侧视图；

[图19B]是所述生物体电极310的立体图；

[图19C]是表示所述生物体电极310插入在头发H的间隙，并且固定在与头皮S接触的位置的状态的立体图；

[图19D]是表示所述生物体电极310与皮肤接触的区域的照片；

[图20A]是涉及本发明的第三样式的第一实施方式的发卡形电极的示意图，并且是表示接触子321经由固定柱322在发卡形夹发器中以弦的方式二根平行地被固定的样子的生物体电极320的侧视图；

[图20B]是所述生物体电极320的立体图；

[图20C]是表示所述发卡形的生物体电极320在与头皮S接近的位置夹住头发H，并且接触子21与头皮S接触的状态的立体图；

[图20D]所述上段是拍摄的发卡形的生物体电极320的上面的照片，下段是拍摄的与皮肤接触的下面的照片；

[图21A]是表示接触子的剖面结构的一例的示意图，并且左部分表示右部分的X-X射线的剖面；

[图21B]是表示第三样式的第二实施方式的接触子321的剖面结构的示意图，并且左部分表示右部分的X-X射线的剖面；

[图21C]是具有图19B的结构的细绳状的接触子321的照片；

[图22A]是将梳形的生物体电极310插入头发间，并从其上戴上伸缩性的网状的支持物N，保持生物体电极310的样子的示意图；

[图22B]是表示在伸缩性网N中将生物体电极310匹配于国际10-20法而设置的例子的俯视图；

[图23A]是表示由发卡形脑波用电极测定的人类的脑波（C3 C4 50μV 400msec/div）的曲线图；

[图23B]是表示由发卡形脑波用电极测定的人类的听性脑干反应（0.2μV，1ms/div 90db，点击音，1000次加法平均，表示IV-VII诱发电位的峰值）的曲线图；

[图24A]是表示心电图用电极330的与皮肤的接触面的平面图；

[图24B]是表示将所述心电图用电极330设置于皮肤表面S上的样子的侧视图；

[图25A]表示电极垫的侧视图和主视图（皮肤接触面、即表面）的一例；

[图25B]表示所述电极垫的侧视图和主视图（皮肤接触面、即表面）的其它的例子；

[图26A]表示对躯干B的电极垫338和支持物335的配置的剖视图；

[图26B]是所述躯干B的主视图；

[图27]是表示在实施例3-3，使用涉及本发明的生物体电极1和现有的生物体电极2、3测定的心电图的记录波形的曲线图，并且标尺表示一秒、50mV。

[图28]是表示将测定设置了涉及本发明的生物体电极B、C或者现有的生物体电极D、E的皮肤的水分量，并且将基于各电极的皮肤的闷热的程度进行比较的结果的曲线图；

[图29A]是本发明的第四样式的体内嵌入型电极的第一实施方式的侧视图；

[图29B]是表示图29A所示的导电性复合纤维束通过吸水而膨润的样子的侧视图；

[图29C]是表示从所述膨润的导电性复合纤维束离开针的样子的侧视图；

[图30A]是表示在引导针中具备一个导电性复合纤维束的、本发明的第四样式的电极的例子的侧视图和仰视图；

[图30B]是表示在引导针中具备二个导电性复合纤维束的、本发明的第四样式的电极的例子的侧视图和仰视图；

[图30C]是表示在引导针中具备四个导电性复合纤维束的、本发明的第四样式的电极的例子的侧视图和仰视图；

[图31A]是本发明的第四样式的体内嵌入型电极的第二实施方式的侧视图；

[图31B]是表示所述电极的导电性复合纤维束通过吸水而膨润的样子的侧视图；

[图31C]是表示从所述电极的膨润的导电性复合纤维束离开针的样子的侧视图；

[图32A]是表示将本发明的第四样式的体内嵌入型电极的第三实施方式打入神经索N′的样子的示意图；

[图32B]是表示将体内嵌入型电极的第三实施方式导入神经索N′的样子的示意图；

[图32C]是表示将体内嵌入型电极的第三实施方式导入神经索N′的样子的示意图；

[图32D]是表示将体内嵌入型电极的第三实施方式导入神经索N′的样子的示意图；

[图33A]是具备流路的体内嵌入型电极的侧视图和仰视图，并且是具备容器的第四实施方式；

[图33B]是具备室和管接头的第四实施方式；

[图34A]是分别使用（A）体内嵌入型电极的第四实施方式（PEDOT-PSS）和现有的金属制电极而测定的小白鼠脑的集合活动电位的波形（Scale bar 250ms 40mV）；

[图34B]表示基于小白鼠大脑皮质的抗GFAP抗体的神经胶质细胞（星形胶质细胞）的免疫染色像，并且表示电极未嵌入的状态。

[图34C]表示基于小白鼠大脑皮质的抗GFAP抗体的神经胶质细胞（星形胶质细胞）的免疫染色像，并且表示本发明的第四实施方式的电极嵌入的位置（点线）和其周围的状态；

[图34D]表示基于小白鼠大脑皮质的抗GFAP抗体的神经胶质细胞（星形胶质细胞）的免疫染色像，并且表示现有的金属制电极嵌入的位置（点线）与其周围的状态；

[图35A]是表示通过本发明的第一实施方式的体内嵌入型电极所记录的小白鼠的大脑皮质（桶状皮质：barrel cortex）的活动电位的波形；

[图35B]是表示通过本发明的第三实施方式的体内嵌入型电极所记录的小白鼠的座骨神经的集合活动电位的波形（Scale bar 1秒　50μV）；

[图35C]是表示通过本发明的第三实施方式的体内嵌入型电极所记录的小白鼠的心电图的波形（Scale bar 1秒　50mV）。

[图36]是表示通过PDMS覆盖的导电性复合纤维束中的药物输送的速度的曲线图。

具体实施方式

以下，关于本发明的第一～第四样式，将本发明的优选的例子或实施方式，使用附图来进行说明。但是，本发明并不仅仅限定于以下的各例子或实施方式。例如将这些优选的例子或实施方式的结构要素、条件彼此适当地组合也可以。另外，将在各方式之间优选的例子相互使用也可以。另外，只要没有问题，即使与其它的结构要素组合也可以。在不脱离本发明的主旨的范围内，可增加位置、数量、尺寸、量等的各种变更。

例如在图1的说明中被优选的例子，只要不特别禁止，即使在本样式的其它的例子中也能优选地使用。

《关于第一样式》

以下，关于本发明的第一样式的第一样式的实施方式，虽然参照附图进行说明，但本发明并不限定于所涉及的实施方式。

本发明的第一样式的第一样式，涉及导电性高分子纤维和生物体电极。更详细地说，涉及在基材纤维中浸透或附着导电性高分子的导电性高分子纤维和具备所述导电性高分子纤维的生物体电极。

＜第一样式的第一实施方式＞

图1所示的本发明的导电性高分子纤维10（第一实施方式）为，在基材纤维11中，覆盖了包含作为导电性高分子的PEDOT-PSS｛聚(3,4-亚乙二氧基噻吩)-聚(苯乙烯磺酸)｝的导电体12的纤维。图1是导电性高分子纤维10的纵长方向的剖视图，图3是与该纵长方向正交的方向的剖视图。由于导电性高分子纤维10，将基材纤维11作为芯，并在其周围的覆盖有导电体12，所以两者的紧贴面积变大，变成互相充分地粘合的复合纤维。当为该结构时，由于导电体12通过基材纤维11被增强，与仅由导电体12构成的纤维相比，能将强度变强。特别是，变成在干燥状态和湿润状态下的强度中优良的纤维。另外，作为芯的基材纤维11的柔软性被赋予到导电性高分子纤维10。

基材纤维11的种类，只要是由高分子（聚合物）构成的纤维，则不特别限制。例如，能使用合成纤维、植物性的纤维、动物性的纤维等。也可以由单一的材料构成，但为混合物也可以。

作为所述合成纤维，例如可列举出尼龙、涤纶、晴纶、芳族聚酰胺、聚氨基甲酸酯、碳纤维等。作为所述植物性的纤维，例如可列举出棉、麻、黄麻等。作为所述动物性的纤维，例如可列举出蚕丝、羊毛、骨胶原、构成动物组织的弹性纤维等。

在例示出的基材纤维材料中，优选动物制的纤维（含有蛋白质纤维），所述动物制的纤维与导电体12的紧贴性优良，在干燥状态和湿润状态下的强度强，且具有衣料品等的用途中适合的柔软性。最优选的是，对进一步后述的PEDOT-PSS的粘合性和亲水性特别优良的丝（蚕丝）纤维。

基材纤维优选为丝单体。根据需要也优选为混合物。在为丝混合物的情况下，丝的含有率为大于等于0.1％以上小于100％也可以。为大于等于1％以上小于等于95％也可以，为大于等于3％以上小于等于90％也可以，为大于等于10％以上小于等于80％也可以，大于等于30％以上小于等于70％也可以，大于等于40％以上小于等于60％也可以。优选为，根据目的与适当的其它材料混合。

作为可用作基材纤维11的丝纤维，例如，可列举出蚕蛾、蜘蛛、蜜蜂的天然丝纤维以及使用了转基因技术的人工的丝纤维。丝含有被称作蚕丝蛋白的蛋白质，如能利用于衣料、手术用的线那样，是在亲水性、生物体亲和性、染色性中优良的纤维，是从最古开始能被人类利用的纤维的一种。因此，作为基材纤维11能适宜地使用。

使用于基材纤维11中的丝纤维，为未除去作为胶质成分的丝胶的未加工的生丝、除去丝胶的一部分或全部的熟丝的任一中都可以。从提高与导电体12的紧贴性和纤维强度的观点出发，最优选为熟丝。

基材纤维11的直径（粗细）未特别限制，根据用途能适当地选择。例如，作为直径的例子了列举出0.1μm～1mm、1μm～1mm、1μm～0.5mm等的范围等。在使用于衣料品、生物体电极、生物接口等的情况下，例如，优选为1μm～100μm的直径。基材纤维11的长度未特别限制，根据用途能适当地选择。例如，作为向生物体组织的嵌入用的电极能选作10μm～10cm，在使用于体表的生物接口的情况下能选作1mm～50cm，在向衣料品的织入或编入中作为纤维材料能选作1cm～100m等。但并不局限于此，根据需要选择即可。

基材纤维11（41）未特别限定，根据需要能选择。例如，也可以使用捻合多个基材纤维，做成所希望的粗细的捻搓线（参照图6所示的例子）、混纺种类不同的基材纤维后的混纺线。基材纤维的形状，不仅仅限定于上述那样的线状，例如，也可以使用细绳状、布状、丝带状等的基材纤维。另外，以使基材纤维11的亲水性提高为目的，也可以使用施行了等离子体处理或细孔处置、化学式地包覆的基材纤维。

导电体12是包含导电性高分子（导电性聚合物）的导电体，也可以仅由导电性高分子构成，包含其它的添加剂也可以。

在本发明中使用的导电性高分子是在导电性和亲水性中优良的PEDOT-PSS｛聚(3,4-亚乙二氧基噻吩)-聚(苯乙烯磺酸)｝。PEDOT-PSS是作为单体的3,4-亚乙二氧基噻吩在聚（4-苯乙烯磺酸）的存在下能聚合而得到的导电性聚合物。PSS作为在PEDOT中赋予负电荷的掺杂剂而起作用。在本发明中，从提高导电性高分子纤维的导电性的观点出发，优选在导电性高分子中含有掺杂剂。

本发明者们发现了PEDOT-PSS与包含丝等的蛋白质的纤维的粘合性特别优良，变强两者的粘合面不容易剥离。

基于该见解，在本发明中，最优选为，作为基材纤维11使用丝纤维，并且，作为导电体12所包含的导电性高分子使用PEDOT-PSS。

另外，作为其它可使用的导电性高分子，能例示出聚苯胺磺酸、聚吡咯。导电体12所包含的导电性高分子为一种也可以，组合二种以上而组合也可以。

在本发明中使用的导电性高分子的分子量未特别限制。例如能使用数千～数十万的范围内的导电性高分子。根据需要任意地选择也可以。如果列举具体例，则聚苯乙烯换算的重量平均分子量（Mw）为1000～900000的范围也可以，3000～450000的范围也可以，5000～50000的范围也可以。但并不限定于该范围。

作为形成导电体12的方法，能例示出通过将PEDOT-PSS等的导电性高分子和包含稀释溶剂的溶剂涂敷在基材纤维11上，并使溶剂干燥，形成仅由导电性高分子构成的导电体12的方法。但是，导电体12含有导电性高分子之外的添加剂也可以。

作为所述添加剂，例如可列举出丙三醇、山梨糖醇、聚乙二醇－丙二醇共聚物、乙二醇、鞘氨醇、磷脂酰胆碱等。导电体12所包含的添加剂为一种也可以，组合二种以上使用也可以。

以调整PEDOT-PSS等的导电性高分子纤维的润湿特性的目的、以通过赋予柔软性，提高与作为生物体电极使用时的生物体组织（皮肤、组织）的亲和性的目的，能使用上述例示的添加剂。

此外，作为所述润湿特性的调整的具体例，例如可列举出吸水性的调整、湿润/干燥时的过度的膨胀/收缩的防止等。

当将PEDOT-PSS与所述添加剂进行组合使用时，由于导电体12的润湿特性的调整变容易，特别是过度的膨胀和收缩的防止变得更容易，所以优选。作为该理由，可以认为通过将具有高吸水性的PEDOT-PSS预先与添加剂一起被含有，之后水分浸入的余地变少就为一个原因。

另外，作为以调整PEDOT-PSS的润湿特性，进而赋予柔软性的目的使用的添加剂，上述例子中，特别优选丙三醇、山梨糖醇、聚乙二醇、以及聚乙二醇－丙二醇共聚物。

具有含有所述添加剂和PEDOT-PSS的导电体12的导电性高分子纤维10，即使在高湿度环境下使用的情况下，也变为不引起过度的吸水，并具有高的纤维强度，且导电性优良的导电性高分子纤维。另外，由于也同时具有优良的柔软性，所以PEDOT-PSS的硬邦邦的感触（刚直性）被缓和，并且与生物体组织的接触性、亲和性优良，因此，能构成可进行噪声少的生物体信号的测定的生物体电极。

作为导电体12所包含的添加剂，不限定于上述例示中，例如也能使用界面活性剂、乙醇、天然多糖类、糖醇、丙烯酸类树脂、二甲亚砜等公知的有机溶剂等。

作为上述界面活性剂，可以列举出公知的、阳离子性界面活性剂、阴离子性界面活性剂、非离子性界面活性剂。这些界面活性剂，单独使用一种也可以，组合二种以上使用也可以。

作为上述阳离子性界面活性剂，例如可列举出第四级烷基铵盐、卤化烷基吡啶姆。

作为上述阴离子性界面活性剂，例如可列举出烷基硫酸盐、烷基苯磺酸盐、烷基磺基丁二酸酯酸盐、脂肪酸盐等。

作为上述非离子性界面活性剂，例如可列举出聚氧乙烯、聚氧乙烯烷基醚等。

作为上述乙醇，能广泛使用公知的一价乙醇和多价乙醇。这些乙醇，单独使用一种也可以，组合二种以上使用也可以。

作为1价乙醇，例如可列举出甲醇、乙醇、丙醇、异丙醇、丁醇等。构成这些乙醇的碳骨格为直链状、分支状或环状的任一种也可以。

作为多价乙醇，例如，可列举出乙二醇等的二醇类、丙三醇等的链状多价乙醇、葡萄糖或蔗糖等的环状多价乙醇、聚乙二醇或聚乙烯醇、聚乙二醇－丙二醇共聚物等的聚合物状多价乙醇等。

作为天然多糖类，例如可列举出壳聚糖、壳多糖、葡萄糖、氨基聚糖等。

作为糖醇，例如可列举出山梨糖醇、木糖醇、赤藓醇等。

作为上述的丙烯酸树脂，例如可列举出聚丙烯酸、聚甲基丙烯酸甲酯、聚甲基丙烯酸甲酯树脂等。

在基材纤维11的周围覆盖的导电体12的厚度h未特别限制，能任意地选择。只要是能得到本申请的效果的厚度都可以。例如设为基材纤维11的直径L的0.001～2倍的厚度即可。厚度h能根据需要进行选择，例如，为基材纤维11的直径L的0.01～1倍的厚度也可以，为0.001～0.1倍的厚度也可以，为1～2倍的厚度也可以，另外，为0.1～1倍的厚度也可以。更具体地说，例如在将2～3但尼尔（D）的蚕丝纤维、即纤维直径约10～15微米的丝纤维作为芯的情况下，设为0.01微米～10微米的厚度即可。另外，虽然纤维的直径等能以任意的方法进行测定，例如，也能以电子显微镜照片等进行确认。

根据需要，基材纤维不被导电体完全覆盖也可以。在本发明中，厚度为从基材纤维的中心朝向表面的线被导电体覆盖的长度也可以。

通过导电体12覆盖基材纤维11的周围，导电性高分子纤维10的导电性变得更高，同时使多个导电性高分子纤维10接触并导通变得更容易。另外，当为上述厚度的范围时，不会损失导电性高分子纤维10的柔软性，能做成具有更优良的导电性的纤维。在上述范围内，越厚则越能做成具有更高的导电率的纤维。也就是说，通过调整导电体12的厚度，能调整导电性高分子纤维1的导电率或电阻。

＜导电性高分子纤维的制作法（1a）＞

如图1所示的电性高分子纤维10那样，作为在基材纤维11的表面附着或覆盖导电体12的方法，将以下的方法作为例子来列举。

首先，在溶液容器中使包含导电性高分子的水溶液（例如，出售的PEDOT-PSS溶液（Heraeus公司：CLEVIOS P））附着于基材纤维11的表面。之后，或者使用辊或刷子在基材纤维11的表面均匀地涂敷所述溶液之后，将所述溶液中包含的水分的一部分干燥除去。接着，涂敷丙酮、甲醇、乙醇等的有机溶剂或氯化镁溶液等的固定液，将PEDOT-PSS等的导电性高分子进行凝胶化。由此，能例示在基材纤维11的表面固定包含PEDOT-PSS等的导电性高分子的导电体12的方法（以下，有时称为制作法1a）。作为所述水溶液的一例，可列举出以0.1～50（v/v）％的浓度含有PEDOT-PSS等的导电性高分子的水溶液。该浓度根据需要能进行选择。例如，浓度为1～30％也可以，为30～50％也可以、为0.5～15％等也可以。此外，在所述水溶液中，根据需要，能含有所述添加剂。

另外，在本发明中，作为包含导电性高分子的水溶液，除了例示中举出的CLEVIOS P之外，只要是包含PEDOT-PSS的溶液，不论其如何都能使用。

＜使添加剂含有的方法＞

作为在导电体12中使添加剂含有的方法，能例示出，在通过制作法1a使基材纤维11上涂敷的导电体12干燥之后，使用得到的导电性高分子纤维10，在其表面涂敷添加剂的方法、在包含添加剂的溶液中以规定的时间浸渍导电性高分子纤维10之后，除去在其表面残留的多余的添加剂的溶液的方法。另外，作为其它的方法，也能适用在包含涂敷于基材纤维11的表面的导电性高分子的溶液中，使用混合了添加剂的混合液，一起涂敷或浸渍导电性高分子和添加剂的方法。

作为所述混合液的一例，可列举出PEDOT-PSS等的导电性高分子以0.1～50（v/v）％、丙三醇等的添加剂以0.1～50（v/v）％的浓度被含有的水溶液。

本发明中的导电体12中的添加剂的浓度未特别限制，例如能设为0.1～50wt％。该浓度根据需要能进行选择，例如，为0.1～20wt％也可以，为20～50wt％也可以，为0.1～5wt％也可以。

＜第一样式的第二实施方式＞

图2所示的本发明的导电性高分子纤维20（第二实施方式）为，在基材纤维21中浸透了包含导电性高分子的导电体22的纤维。图2是导电性高分子纤维20的纵长方向的剖视图，图4是与该纵长方向正交的方向的剖视图。

由于导电体22渗透到基材纤维21的内部，所以两者成为一体化的复合纤维。当为该结构时，就不存在导电体22从基材纤维21脱落的隐患。另外，由于导电体22通过基材纤维21被增强，所以与仅由导电体22构成的纤维相比，能使强度变强。另外，同时还具备基材纤维21的柔软性。

另外，在本发明中，虽然在基材纤维的整个内部空间中充满导电体也可以，但有未充满的空间也可以。另外直到基材纤维的内部中心为止导电体到达是优选的，但根据需要存在未到达的部分也可以。

构成基材纤维21和导电体22的材料，能适用构成在第一实施方式说明的基材纤维11和导电体12的材料。另外，与第一实施方式相同，优选在导电体22中含有所述添加剂。

＜导电性高分子纤维的制作法（1b）＞

如图2所示的导电性高分子纤维20那样，作为将导电体22浸渍在基材纤维21的内部的方法，能例示出，在溶液容器中将基材纤维21以规定时间浸渍在包含导电性高分子的水溶液（例如，出售的PEDOT-PSS溶液（Heraeus CLEVIOS P））中之后，将所述溶液所包含的水分的一部分进行干燥除去，接着，将基材纤维21通过涂敷丙酮、甲醇、乙醇等的有机溶剂或氯化镁溶液等的固定液，并将PEDOT-PSS进行凝胶化，在基材纤维21的表面固定包含PEDOT-PSS的导电体22的方法（以下，有时称为制作法1b。）。此外，在所述水溶液中，根据需要，能含有所述添加剂。

作为促进向基材纤维21内浸透包含导电性高分子的溶液的方法，能例示出调整所述溶液的pH并浸渍的方法、浸渍时给基材纤维21施加张力、压缩等的机械式的操作的方法、浸渍时加热所述溶液的方法、浸渍时进行减压、加压等的处理的方法等。具体地说，在使丝等的基材纤维21浸渍于PEDOT-PSS溶液中的情况下，优选为，将所述溶液的pH调整为1～6。

＜第一样式的第三实施方式＞

图5所示的本发明的导电性高分子纤维30（第三实施方式）是，在基材纤维31中，浸透包含导电性高分子的导电体32，并在基材纤维31的周围覆盖金属33，进而在覆盖的金属或碳33的周围覆盖导电体34而成的导电性高分子纤维。图5是与导电性高分子纤维30的纵长方向正交的方向的剖视图。

下面，只要不特别标明，就将“金属或碳”称为金属类。

第三实施方式同时具备前述的第一实施方式和第二实施方式的优点。另外，覆盖的金属类33其本身有助于提高导电性高分子纤维30的导电性。由于金属类33被夹持于导电体32和导电体34之间，所以金属类33不会露出于纤维表面。为此，能防止金属类33的腐蚀、恶化。此外，根据需要，使金属类33的一部分露出于纤维表面也可以。

构成基材纤维31以及导电体32，34的材料，能适用构成在第一实施方式和第二实施方式说明的基材纤维以及导电体的材料。另外，与第一实施方式和第二实施方式相同，优选在导电体32，34中含有所述添加剂。此外，构成导电体32的材料与构成导电体34的材料相同也可以，不同也可以。

金属类33的种类未特别限制，例如可列举出钛、金、银、铜、碳等。这些金属类中，由于金在耐腐蚀性、导电性，延展性中优良，所以优选。

作为所述碳，优选将碳原子作为主原料而包含的材料，例如可列举出包含碳黑、玻璃碳 、石墨烯、碳纳米管、富勒烯等的碳材料。这些碳材料中的碳的含有量，优选为80～100质量％，更优选为90～100质量％，最优选为95～100质量％。

金属类33，单独使用一种金属类也可以，组合二种以上的金属类使用也可以。

覆盖于基材纤维31的周围的金属类33（金属层或碳层）的厚度未特别限制，根据金属类的种类能适当地变更。例如能列举出从0.1nm到1mm的范围等。例如在使用了金的情况下，能将其厚度做成1nm～2μm。金属层33能以溅射法、非电解电镀法等的公知的成膜方法来形成。另外，碳层能以碳蒸镀等的公知的成膜方法来形成。

＜导电性高分子纤维的制作法（2a）＞

作为制作导电性高分子纤维30的方法，能例示下面的方法。

首先，对通过制作法1b得到的导电性高分子纤维20，由公知的成膜方法覆盖金属33。将在此得到的纤维浸渍于包含导电性高分子的水溶液（例如，出售的PEDOT-PSS溶液（Heraeus CLEVIOS P））中，将该金属33作为电极进行利用，通过施加＋0.5V～20V的直流电压，能制作在金属33的表面电化学式地固定PEDOT-PSS等的导电性高分子的导电性高分子纤维30。下面将该方法有时称为制作法2a。

在此，虽然例示了在导电性高分子纤维20的周围形成金属层的方法但是也可以采用仅在基材纤维上形成金属层，并同样地在所述金属层的周围电气固定导电性高分子的方法。

此外，通过在所述溶液中添加乙烯二氧噻吩（EDOT），能得到导电性更优良的导电性高分子纤维30。能任意地选择乙烯二氧噻吩的量。例如，在所述溶液中添加乙烯二氧噻吩的0.1w/v％溶液（HeraeusCLEVIOS M V2）等也可以。

＜导电性高分子纤维的制作法（2b）＞

也能例示出不形成金属33，而电化学式地固定导电性高分子的方法。即，通过制作法1b得到的导电性高分子纤维20已经具有导电性。利用该导电性，将由制作法1b得到导电性高分子纤维20加到包含导电性高分子的溶液（例如，出售的PEDOT-PSS溶液（Heraeus CLEVIOS P））中，在其中，通过施加＋0.5V～20V的直流电压，能制作PEDOT-PSS等的导电性高分子被电化学式地固定于导电性高分子纤维20的周围的表面的导电性高分子纤维。下面将该方法有时称为制作法2b。此外，在所述水溶液中，根据需要，能含有所述添加剂。

虽然省略了通过制作法2b得到的导电性高分子纤维的结构的图示，但是变为从图5所示的导电性高分子纤维30除去金属33，所述金属33被置换为导电体34的结构。

＜第四实施方式＞

图6所示的本发明的导电性高分子纤维40（第四实施方式）是，在多个基材纤维41之间，将包含导电性高分子的导电体42紧贴于基材纤维41配置而成的导电性高分子纤维。图6是与导电性高分子纤维40的纵长方向正交的方向的剖视图。基材纤维的数量能任意地选择，为大于等于2的整数。例如为2、3、4、5、6、7或8等的数也可以。为1～1000的范围中包含的数、1～30的范围中包含的数等也可以。导电性高分子纤维40为，通过捻合、编织多个基材纤维41，形成了捻搓细绳、纺织布，无纺织布等的高次结构体的纤维也可以。如图6所示的例子，在多个基材纤维41之间，通过紧贴基材纤维41配置包含作为导电性高分子的PEDOT-PSS的导电体42，并捻合、编织多个基材纤维41，能将导电性高分子纤维40，作为捻搓细绳、纺织布、无纺织部等的高次结构体而构成。

由于导电体42起着将多个基材纤维41彼此进行粘合的作用，所以能提高所述高次结构体的强度。进而，在多个基材纤维41之间，由于能比较大量地配置导电体42，所以变为导电性更优良的导电性高分子纤维。此外，在此，比较的量是在单一的基材纤维的表面配置的导电体的量。

制作导电性高分子纤维40的方法未特别限制，例如可列举出将所述高次结构体浸渍于包含导电性高分子的溶液中，并使其干燥的方法。

能任意地选择多个基材纤维41之间的纤维间隔。例如，将基材纤维的直径的0.01～3倍左右，作为基材纤维41之间的纤维间隔也可以。例如，在使用了直径10μm～15μm的基材纤维41的情况下，能做成0.01μm～50μm。当为这样的范围的纤维间隔时，能将导电体42充分地配置于纤维之间。

构成基材纤维41以及导电体42的材料，能适用构成在第一实施方式说明的基材纤维以及导电体的材料。另外，与第一实施方式相同，优选在导电体42中含有所述添加剂。

＜第一样式的第五实施方式＞

图7所示的本发明的导电性高分子纤维50（第五实施方式）是，在包含导电性高分子的导电体52浸透到内部的多个基材纤维51之间，紧贴基材纤维51配置包含导电性高分子的导电体54而成的导电性高分子纤维。图7是与导电性高分子纤维50的纵长方向正交的方向的剖视图。

第五实施方式的结构，除了导电体52浸透到基材纤维51的内部之外，与第四实施方式的结构相同。在本实施方式中，通过导电体52，更提高导电性。

构成导电体52的材料与构成导电体54的材料为相同也可以，不相同也可以。第五实施方式的制作方法，能适用前述的第一～第四实施方式的制作方法。

＜第一样式的第六实施方式＞

图8所示的本发明的导电性高分子纤维60（第六实施方式）是，在基材纤维61上，覆盖包含导电性高分子的导电体62，并在其周围覆盖绝缘层63的导电性高分子纤维。图8是与导电性高分子纤维60的纵长方向正交的方向的剖视图。由于通过绝缘层63基材纤维61和导电体62被保护，所以变成耐老化性优良的纤维。此外，根据需要，能做成除去绝缘层63的一部分并使导电体62的一部分露出于纤维表面的结构。

作为绝缘层63的材料，能适用公知的绝缘材料。从生物体亲和性、柔软性的观点出发，优选聚四氟乙烯（PTFE）、硅酮树脂（硅酮橡胶）。绝缘层63的厚度未特别限制。能任意地选择，例如，能为0.1μm～3mm、0.1μm～2mm、1μm～2000μm、10μm～500μm等的范围。另外，通过公知的树脂包覆方法，能以绝缘层63覆盖基材纤维61和导电体62。

＜生物体电极＞

涉及本发明的导电性高分子纤维，由于在高湿度的使用条件下也具有足够的强度、导电性以及柔软性，所以不仅适宜地用于生物体电极、生物接口而且也适宜地用于衣料品。

通过将涉及本发明的导电性高分子纤维包扎多个而构成线、细绳，能在生物体信号的测定中得到充分的导电性。由于在所述纤维中配置有作为导电性高分子的PEDOT-PSS，所以通过所述纤维与测定对象接触，立即就能实现导通。因此，通过将所述纤维（线）在测定对象中，进行接触、或者结扎、卷绕、缝入、夹入，可长期间稳定地记录生物体信号。

在将涉及本发明的导电性高分子纤维作为电极使用来制作生物体电极的情况下，将包扎所述纤维而成的线进行捆扎、编织、缝入、包扎，能提供布、皮带、吊带等的各种形状的生物体电极。进而通过将该导电性高分子纤维进行结合而成形为无纺织布等，也能制作片状（布状）的生物体电极。

《关于第二样式》

本发明的第二样式涉及制造导电性高分子纤维的方法以及装置，特别是，涉及使包含导电性高分子的导电体浸透或附着于绝缘性的纤维（纤维束）的、导电性高分子纤维的制造方法以及制造装置。

以下，对本发明的第二样式的导电性高分子纤维的制造方法以及制造装置的实施方式，主要是适当地参照图13～图18来进行说明，本发明的第二样式，并不由以下的实施方式所限定。在此，图13～16是表示在本实施方式说明的导电性高分子纤维的制造装置的示意图。图1、3或6等是由本实施方式的制造方法以及制造装置得到的导电性高分子纤维的一例的示意图。

[导电性高分子纤维]

涉及本发明的第二样式的制造方法以及制造装置，能优选地形成在上述第一样式所述的导电性高分子纤维。在此也能使用在第一样式所述的优选的条件。例如，能容易地形成图1、3或6中记载的导电性高分子纤维。另外，在本样式中，作为导电体12所包含的导电性高分子更优选使用PEDOT-PSS，但在本实施方式使用的基材纤维并不限定于丝纤维，能没有任何限地使用其它的、一般的纤维材料。作为导电性高分子必须包含PEDOT-PSS也是可以的。

在本样式中，当通过后述的制造方法以及制造装置来制造导电性高分子纤维10时，首先，通过将基材纤维11浸渍于导电体12的溶液中，在基材纤维11中使导电体12浸透和/或附着。此时，作为导电体12的溶液，除了作为导电性高分子的PEDOT-PSS之外还包含稀释溶剂，进而，根据需要也能含有导电性高分子之外的添加剂。

[导电性高分子纤维的制造方法以及制造装置]

下面，对涉及本发明的导电性高分子纤维的制造方法以及制造装置的一实施方式，主要是边参照图13～16边详细叙述。

“制造装置”

首先，对在本实施方式中使用的制造装置进行详细叙述。

图13所示的导电性高分子纤维的制造装置（以下，有时简称为制造装置）210，具备浸渍容器205。浸渍容器205是在内部收容包含作为导电性高分子的PEDOT-PSS｛聚(3,4-亚乙二氧基噻吩)-聚(苯乙烯磺酸)｝的导电体的溶液204，并通过使由线状、细绳状、布状或丝带状的纤维束构成的绝缘性的基材纤维211浸渍于导电体的溶液204中，用于使导电体（参照图17A、17B等所示的导电体212）浸透和/或附着于基材纤维211中的浸渍容器。另外，制造装置210具备用于从浸渍容器205中收容的导电体的溶液204垂直地吊起基材纤维211的卷绕部209和通过边使垂直地吊起的基材纤维211行驶边通电，电化学式地聚合固定在基材纤维211中浸透和/或附着的导电体212的多个电极202、203。然后，在本实施方式说明的制造装置210具备用于通过朝向聚合固定的基材纤维211进行送风使导电体212干燥的干燥部208和可调整基材纤维211的附近的环境气湿度的室（包含调湿部）207，而概略构成。

浸渍容器205，如上所述那样，是在内部收容包含作为导电性高分子的PEDOT-PSS的导电体的溶液204的容器，能使用现有公知的容器。另外，在浸渍容器205内，以能浸渍于导电体的溶液204的方式收容有缠线筒206。通过将由卷绕于缠线筒206的线状、细绳状、布状或丝带状的纤维束构成的绝缘性的基材纤维211浸渍于导电体的溶液204，使导电体212浸透和/或附着于基材纤维211。

在本实施方式中，关于缠线筒206也能使用现有公知的缠线筒。例如，使用通过作为辊绕线筒状等的形状，并且用马达等可转动，可卷绕基材纤维211的结构的缠线筒。在该缠线筒204中，进行使导电体212浸透和/或附着的处理之前的基材纤维211被卷绕，通过以下说明的卷绕部209，伴随处理后的基材纤维211、即导电性高分子纤维201被卷绕，卷绕到缠线筒204的基材纤维211被解开。此外，缠线筒204的形状，并未限定于上述辊绕线筒，例如，在使用布状或细绳状的基材纤维的情况下，使用适合于该方式的卷绕轴即可

卷绕部209是从收容于浸渍容器205中的导电体的溶液204，将基材纤维211在垂直方向上以恒定速度吊起，卷绕基材纤维211，并卷回的卷绕部。关于此，与上述的缠线筒204同样，能使用做成辊绕线筒状等的形状的可转动的缠线筒。另外，卷绕部209，如将详细情况进行后述那样，可构成为通过调节基材纤维211的行驶速度，相对基材纤维211调节电化学式地聚合固定的导电体212的量。

在本实施方式中，由于由卷绕部209，通过从导电体的溶液204将基材纤维211垂直地吊起，对基材纤维211的导电体212的浸透和/或附着的量就成为恒定，所以基于通电的电化学式地聚合固定变为均匀。

如图13所示，在制造装置210中，边使由卷绕部209垂直地吊起的基材纤维211行驶且边通电，将在基材纤维211中浸透和/或附着的导电体212电化学式地聚合固定，并交互地设置多个电极202、203。这些多个电极202、203，在基材纤维211的纵长方向上被设置多个的同时，通过在基材纤维211的横径方向的两侧分别配置，并通过多个电极202、203以夹入基材纤维211的方式来构成。另外，在这些多个电极202、203中，从未图示的直流稳定化电源施加恒定电流或恒定电压。

另外，只要能得到本申请的发明效果，即使多个电极202、203未垂直地配置也可以。虽然优选的是电极之间不接触地设定距离，但能任意地选择距离。另外，也能任意地选择电极的数量，只要阳极与负极的电极的组合为一个以上也可以。例如，所述组合在从1到10的该范围也可以，从2到8的范围也可以，从3到5的范围也可以。

另外，在图13所示的例子中，多个电极202为阳极，多个电极203为负极。由此，在图13中，导电体212浸透和/或附着的基材纤维211边在垂直方向行驶，边按“正极（＋）”～“负极（-）”～“正极（＋）”～“负极（-）”的顺序通过各电极。这样正极与负极被交互地增加。

多个电极202、203，例如，由导电性的金属材料或碳原料构成，边与垂直行驶的基材纤维211接触，边在所述基材纤维211的纵长方向进行通电。这样，通过在行驶的基材纤维211中在电极间进行通电，浸透和/或附着于基材纤维211的导电体212所包含的PEDOT-PSS进行聚合，并电化学式地聚合固定。

作为这样的多个电极202、203，能无任何限制地使用从以前开始在电极的领域一直使用的具有各种形状的电极，例如，表面平滑的金属棒、金属板等。特别是，在采用了具有多个梳齿（电极）的梳齿状电极的情况下，变为可进一步提高对基材纤维211的导电体212的电化学式地聚合固定的效率。

在图14中示出将图13所示的多个电极（附图标记202、203），从具有多个梳齿的梳齿状电极221、231构成的例子的主要部位扩大图。梳齿的数量可以任意地选择。图14所示的梳齿状电极221、231具有在基材纤维211的纵长方向具备的多个梳齿221a、231a，并以从基材纤维211的径向两侧夹入所述基材纤维11的方式被配置，同时多个梳齿221a、231a，以从基材纤维11的径向两侧，在材纤维211的纵长方向分别交互组合的方式被配置。进而，作为梳齿状电极221、231，将多个梳齿221a、231a从基材纤维211的径向两侧边推压边引导，同时在图14中的箭头方向使基材纤维211行驶并进行通电。此时，在梳齿状电极221、231中，通过在端子221b、231b连接未图示的直流稳定化电源，供给恒定电流或恒定电压。

如上述那样，梳齿状电极221、231，沿着基材纤维211的行驶方向，通过交互地排列阳极（梳齿221a）和阴极（梳齿231a），并通过与基材纤维211接触在所述基材纤维211中以短时间反复进行通电，能将PEDOT-PSS进行聚合、固定化。

在本实施方式中，首先，通过使基材纤维211在垂直方向行驶，使固定的导电体212在由基材纤维211构成的纤维束的内外均等地分布，来防止不均匀。进而，作为多个电极使用梳齿状电极221、231，并通过交互地连续配置梳齿（阳极）221a和梳齿（阴极）231a，对基板纤维（纤维束）211，以1次行驶能进行多次的导电体12的聚合固定。

另外，由于多个梳齿（电极）221a、231a的每个是并联连接的结构，所以由于能减少电极之间的合成阻抗，能较低地设定施加电压。一般情况下，在将向各电极的施加电压较高地设定的情况下，因为由水的电分解、聚合物的加热导致的恶化等的问题变得容易生成，所以优选为，在聚合固定可能的范围内尽可能较低地设定施加电压。这样，在将向电极的施加电压较低地设定的情况下，因为需要高效地流过聚合物的聚合中必需的电流，所以从该观点出发，也优选使用上述结构的梳齿状电极221、231。此时，能任意地选择向梳齿状电极221，231的施加电压。例如，能设为0.1～18（V）的范围。

在本实施方式中，使用了作为具备多个梳齿221a、231a的多极电极的梳齿状电极221、231的结构是利用平常已经电化学式地聚合的PEDOT-PSS（导电体212），在聚合后，即使流过反方向的电流也不产生分解这一特性的结构。为此，将梳齿状电极221、231在基材纤维211行驶的过程中，当与阳极（＋极）接近时进行聚合固定，并通过在作为多极电极的梳齿状电极221、231之间行驶，反复进行电化学式地聚合，包含PEDOT-PSS的导电体212在基板纤维211上被堆积。

作为梳齿状电极221、231的尺寸，虽然未特别限定，但多个梳齿221a（231a）的梳齿间距离（电极间距离），优选为1～50mm的范围，从电化学式的聚合固定的处理效率的观点出发，优选为10mm左右。

此外，图13中所示的多个电极（附图标记202、203），并不限定于上述的梳齿状电极221、231。例如，作为多个电极，如图15A～15C示出的详细的主要部位扩大图那样，由在基材纤维211的纵长方向配置多个，同时以从基材纤维211的径向两侧夹入所述基材纤维211的方式配置的转子电极222、232构成也可以。在图15A～15C所示的例子中，在基材纤维211的径向的一侧配置的转子电极232为辊状，同时在另一侧配置的转子电极222为滑轮状。这些转子电极222、232，在基材纤维211的纵长方向分别交互地被配置。

如图15C所示，在作为多个电极使用了转子电极222、232的情况下，边将辊状的转子电极232推压到基材纤维211，边由在滑轮状的转子电极222中形成的槽部222b进行引导，同时使基材纤维211在多个各电极222、232之间行驶并进行通电。

如图15A所示，辊状的转子电极232，在本实施方式中作为阴极（-），并且在金属轴部232c中组装辊232a而构成。在金属轴部232c中，由于连接有未图示的直流稳定化电源的（-）侧，所以作为该金属轴部232c，使用具有导电性的金属材料。另外，作为辊232a，例如，由不锈钢材料构成，使用内置了旋转用的滚珠轴承的金属制小型辊。

另外，如图15C所示，辊状的转子电极232，在其外圆周面232b中，与在垂直方向行驶的基材纤维211接触。为此，虽然作为辊232a的尺寸可根据需要进行选择，但考虑到基材纤维211的行驶速度等，例如，能使用直径为6mm左右、宽度为3mm左右的辊。

如图15B所示，滑轮状的转子电极222，在本实施方式中作为阳极（＋），并且在金属轴部222c中，组装其外圆周面中形成了槽部222b的滑轮222a而构成。在金属轴部222c中，由于连接有未图示的直流稳定化电源的（＋）侧，作为该金属轴部222c，与辊状的转子电极232的情况相同，使用具有导电性的金属材料。另外，作为滑轮222a，例如，由不锈钢材料构成，并且使用内置了旋转用的滚珠轴承的金属制小型滑轮。

另外，如图15C所示，滑轮状的转子电极222，在其外圆周面形成的槽部222b中，与在垂直方向行驶的基材纤维211接触并被引导。因此，作为滑轮222a的尺寸，虽然与辊状的转子电极232的情况相同可根据需要进行选择，但考虑到基材纤维11的行驶速度等，例如，能使用直径为8mm左右、宽度为4mm左右的滑轮。

另外，如图15C所示，在本实施方式中，滑轮状的转子电极222与辊状的转子电极232，沿着基材纤维211的垂直行驶方向交互地配置而构成，即，为将阳极（＋）与阴极（-）交互地配置的结构（参照图15A～15C中的附图标记202、203）。

进而，导电体212浸透和/或附着的基材纤维（纤维束）211，与分别被固定于金属轴部222c、232c中的、由金属制的内置有轴承的滑轮状的转子电极（阳极）222和辊状的转子电极（阴极）32接触。在这些各转子电极222、232中，通过从未图示的直流稳定化电源供给恒定电流或低电压，在基材纤维211中将包含PEDOT-PSS的导电体212进行电化学式地聚合固定。

虽然在使用了上述那样的转子电极222、232的情况下的、包含PEDOT-PSS的导电体212的聚合固定中必须用的电量能任意地进行选择，但是例如，在作为基材纤维使用了直径为约280μm的丝线（9号：丝线：FujiX社制）的情况下，在每10mm为0.1～6mC，特别是，在3mC左右变为能进行良好的聚合固定。

上述那样的转子电极222、232，与行驶的基材纤维211一起旋转。由此，由于伴随接触的摩擦减少，所以能防止电化学式地固定于基材纤维211的包含PEDOT-PSS的导电体212通过摩擦而剥离。即，变为能避免产生导电性高分子纤维201的聚合物的表面破坏。

另外，在本实施方式的制造装置210中，通过边将辊状的转子电极232推压到基材纤维211，边由滑轮状的转子电极222的槽部222b进行引导，能整理线状的纤维束的排列形状。由此，可采用边调整基材纤维211中浸透和/或附着的导电体212的量边可进行通电的结构。在这种情况下，例如，调节滑轮状的转子电极222以及辊状的转子电极232的形状、配置形态以及基材纤维（纤维束）201的张力、行驶速度、回旋状态。由此，能调整基材纤维（纤维束）的开纤、集束功能、纤维间隔、纤维束的排列（形状）等。

进而，通过进行上述那样的调节来调整各基材纤维间的间隙，例如，如图6所示的例子，变为可将任意的量的导电体212（42）保持于各基材纤维间，并固定化。特别是，通过利用了滑轮状的转子电极422和辊状的转子电极232的、进行基材纤维（纤维束）211的形状设定，变为可调整上述那样的各种形状。

在此，作为纤维束的设定形状，例如，可列举出纤维束的捻搓的有无、纤维束的剖面形状（扁平、圆、椭圆、四角形、等）、纤维束的回旋（返回捻搓将纤维束直线化，或者，进一步增加捻搓）等的、各种形状，适当地进行选择并且边调整边进行形状设定也可以。在本实施方式中，通过进行上述那样的纤维束的形状设定，得到设定（成形）为规定形状的导电性高分子纤维201的复合纤维束。在形成这样的复合纤维束的情况下，如图6所示，在多个基材纤维211（41）之间，包含作为导电性高分子的PEDOT-PSS的导电体212（42）紧贴于基材纤维211（41）而被配置，并且通过多个基材纤维211（41）被捻合、被编织，成为捻搓细绳、纺织布、无纺织布等的高次结构体也可以。

如图13所示，本实施方式的制造装置210，除了上述结构之外，还能具备朝向导电体212被聚合固定的基材纤维211进行送风的干燥部208和调整基材纤维211的附近的环境气湿度的室（包含调湿部）207。

室207具备调湿调温功能（调湿部），通过将库内的湿度保持为高湿度，将导电体212的浓度（PEDOT-PSS浓度）保持为恒定。作为这样的室207，能没有任何限制地使用从以前开始在该领域使用的、浸渍容器205、成为可收容多个电极202、203的尺寸的恒温恒湿槽等。

干燥部208是朝向导电体212被聚合固定的基材纤维211（导电性高分子纤维201）喷吹低湿度的干燥空气，使其干燥的干燥部。例如，由马达和风扇等构成，能没有任何限制地采用现有公知的送风干燥装置。

另外，在本实施方式中，进一步增设上述的室，通过进行多个电极202、203附近的湿度调整，变为可进行基材纤维（纤维束）211中浸透的PEDOT-PSS溶液（导电体212）的水分量的调整。

另外，作为将室做成3室结构，在将各个的湿度独立地调整的情况下，能进行以下的（A）～（C）所示的设定。

（A）浸渍容器???为了防止来自包含PEDOT-PSS的导电体溶液的水分的蒸发，并将PEDOT-PSS的浓度保持为恒定，例如，以湿度设定成为50～100％的范围的方式进行调整。

（B）多个电极???从高湿度到低湿度，例如，通过将湿度设定做成99～10％的范围，进行纤维中浸透的包含PEDOT-PSS的导电体溶液的水分量的调整。

（C）干燥部???为了通过低湿度干燥空气的循环，促进导电体被聚合固定的基材纤维（导电性高分子纤维）的干燥，附加喷吹干燥空气的功能（例如，湿度设定为0～40％的范围）。

另外，在本实施方式的制造装置中，虽然省略图示，除了上述各结构之外，进一步，例如设置通过乙醇、丙酮浴，进行残存单体的固定和杀菌消毒的、容器状的消毒清洗部也可以。进而，在消毒清洗部中，附加可在生理盐水等的清洗容器中进行残存单体的除去的结构也可以。

另外，进而本发明中使用的电极，如图13～15所示，并不仅限定于多个电极，例如，如图16所示的那样，也可以是具备单极（单数）的电极252、253的制造装置250。该制造装置250具备收容PEDOT-PSS溶液204的浸渍容器255，并具备设置于浸渍容器255内的PEDOT-PSS溶液中且由金属板等构成的电极（负极）253、设置于浸渍容器255的外部且由与基材纤维211接触的金属棒等构成的电极（阳极）252、设置于浸渍容器255中且卷绕基材纤维211的缠线筒256、收容浸渍容器255、缠线筒256、各电极252、253的每个且内部被调湿的室257、给电极252、253供给电流的直流稳定化电源251、将基材纤维201（导电性高分子纤维201）进行送风干燥的干燥部258、卷绕完成后的导电性高分子纤维201的卷绕部259。

像这样，在使用了具备单数（单极）的电极252、253的制造装置250的情况下，通过边将基材纤维211垂直地吊起边在电极间行驶，使聚合固定于基材纤维211的导电体212均等地分散，能防止不均匀，所以变为可制造导电性和耐老化性优良的导电性高分子纤维201。

“制造方法”

下面，对使用上述制造装置210制造导电性高分子纤维201的方法，边参照与上述制造装置的说明相同的附图（图13～15）边对其步骤进行说明。

在本实施方式说明的导电性高分子纤维201的制造方法，依次具备以下所示的（1）～（3）中示出的各工序，进而，边将环境气湿度进行调湿边进行这些（1）～（3）的各工序。

（1）通过将由线状的纤维束构成的绝缘性的基材纤维211，浸渍于包含作为导电性高分子的PEDOT-PSS的导电体的溶液中，在基材纤维211中使导电体212浸透和/或附着的浸渍工序。

（2）通过将基材纤维211边从导电体的溶液垂直地吊起边在多个电极202、203之间行驶并进行通电，将基材纤维211中浸透和/或附着的导电体212电化学式地聚合固定的固定工序。

（3）将导电体212被聚合固定的基材纤维211进行送风干燥的干燥工序。

（浸渍工序）

在浸渍工序中，如上所述，通过将基材纤维211，浸渍于包含作为导电性高分子的PEDOT-PSS的导电体的溶液中，在基材纤维211中使导电体212浸透和/或附着。

具体地说，在图13所示的浸渍容器205中，收容包含作为导电性高分子的PEDOT-PSS的导电体的溶液，并在该溶液中浸渍基材纤维（纤维束）211。由此，由于具有导电性的导电体212浸透和/或附着于基材纤维211，所以基材纤维211变为具有导电性的纤维。

在调整包含上述那样的导电性高分子的导电体的溶液的情况下，例如，在出售的PEDOT-PSS溶液（Heraeus公司：CLEVIOS　P等）中，进一步，根据需要能增加添加剂等。即、也能适用将在包含PEDOT-PSS的导电体的溶液中混合了添加剂的混合溶液进行调整，对基材纤维211同时涂敷或浸渍导电性高分子和添加剂的方法。能任意地选择这样的混合液。作为一例可列举出，以0.1～50（V/V）％的浓度含有PEDOT-PSS等的导电性高分子、以0.1～50（V/V）％的浓度含有丙三醇等的添加剂的水溶液。另外，导电体的溶液中的添加剂的浓度，未特别限制，例如能为0.1～50wt％的范围。

（固定工序）

接下来，在固定工序中，边将基材纤维211从溶液中垂直地吊起，边在多个电极202、203之间行驶并进行通电。由此，将基材纤维211中浸透和/或附着的导电体212电化学式地聚合固定。

具体地说，例如，将导电体212浸透和/或附着的基材纤维（纤维束）211，通过如图13中所示的卷绕部209，从溶液中垂直地吊起并行驶。这样，通过将基材纤维211垂直地吊起并行驶，导电体212就不会因重力而偏芯，并均等地分布，变为在基材纤维211中浸透和/或附着的状态。

进而，在固定工序中，使用图13所示的多个电极202、203，以从基材纤维211的径向两侧夹入的方式边接触边进行通电。这样，通过使包含PEDOT-PSS的导电体212浸透和/或附着的基材纤维（纤维束）211与电极202、203接触并流过电流，使得纤维束的内外附着的包含PEDOT-PSS的导电体212电化学式地聚合、固定化，得到作为包含PEDOT-PSS的导电体212与基材纤维（纤维束）211的复合纤维的导电性高分子纤维201。

此外，在固定工序中，作为多个电极，如上所述，能使用具有图14所示的多个梳齿221a、231a的梳齿状电极221、231。在这种情况下，将梳齿状电极221、231，以从基材纤维211的径向两侧夹入所述基材纤维211的方式进行配置，并且，将多个梳齿221a、231a，以从基材纤维211的径向两侧，在基材纤维211的纵长方向分别交互地组合的方式进行配置。进而，能采用对基材纤维（纤维束）211，边从径向两侧推压梳齿状电极221、231中具备的多个梳齿221a、231a且进行引导，边使基材纤维211垂直地行驶并进行通电的方法。

另外，在固定工序中，作为多个电极，如图15A～15C所示，也能使用在基材纤维211的纵长方向配置多个，同时以从基材纤维211的径向两侧夹入所述基材纤维211的方式配置的转子电极222、232。

即，使用在基材纤维211的径向的一侧配置的辊状的转子电极232和在另一侧配置的滑轮状的转子电极222，将在基材纤维211的两侧配置的转子电极222、232，在基材纤维211的纵长方向分别交互地配置。进而，能采用对基材纤维（纤维束）211，边推压辊状的转子电极232，并以形成于滑轮状的转子电极222的槽部222b进行引导，同时使基材纤维211在多个各电极之间行驶并进行通电的方法。

进而，在固定工序中，如在上述的制造装置的结构中说明的那样，能采用通过将基材纤维211，边以辊状的转子电极232进行推压，边以滑轮状的转子电极222的槽部222b进行引导，整理线状的纤维束的排列形状，由此边调整基材纤维211中浸透和/或附着的导电体212的量边进行通电的方法。

（干燥工序）

接下来，在干燥工序中，通过朝向导电体212被聚合固定的基材纤维211，即，通过朝向导电性高分子纤维201喷吹低湿度的干燥空气，使导电性高分子纤维201干燥。

具体地说，如图13中所示那样，例如，在上述固定工序中，对导电体212被电化学式地聚合固定的基材纤维（纤维束）211，使用具备未图示的湿度调节装置和送风装置的干燥部208，喷吹干燥的空气。由此，使包含PEDOT-PSS的导电体212的溶液所含的水（溶剂）干燥并进行除去。

之后，在本实施方式的制造方法中，例如，优选为，通过使用由生理盐水等构成的电解质溶液，清洗导电性高分子纤维201，除去未聚合的PEDOT-PSS、溶剂。

进而，在本实施方式中，优选为，使用乙醇溶液，将导电性高分子纤维201清洗消毒之后，使其干燥。

此外，虽然省略详细的说明，但在本实施方式的制造方法中，能使用图16所示的具备单极（单数）的电极252、253的制造装置250，来制造导电性高分子纤维201。

如以上说明的那样，根据涉及本发明的导电性高分子纤维201的制造方法，如上述那样，采用了将包含PEDOT-PSS的导电体212浸透和/或附着的基材纤维11，边从导电体溶液垂直地吊起边在多个电极202、203之间行驶并进行通电的方法。由此，由于能将在基材纤维211中电化学式地聚合固定导电体212的工序，在一个阶段的工序中连续地进行，所以生产性提高。进而，通过边将基材纤维211垂直地吊起边在多个电极202、203之间行驶，使基材纤维211中聚合固定的导电体212均等地分散，能防止不均匀。因此，变为能生产性良好地制造具备生物体适宜性高的良好的均质性，并且导电性和耐老化性优良的导电性高分子纤维201。

另外，根据涉及本发明的导电性高分子纤维的制造装置210，采用具备了将包含PEDOT-PSS的导电体212浸透和/或附着的基材纤维211，从浸渍容器5中的导电体溶液垂直地吊起的卷绕部209和边使基材纤维211行驶边进行通电的多个电极202。203的结构。由此，变为可将在基材纤维211中电化学式地聚合固定导电体212的工序，在一个阶段的工序中连续地进行，可使生产性提高。进而，由于具备边将基材纤维211垂直地吊起边进行通电的多个电极202、203，使基材纤维211中聚合固定的导电体212均等地分散，能防止不均匀。因此，能以高生产性得到具备生物体适宜性高的良好的均质性，并且导电性和耐老化性优良的导电性高分子纤维201。

《关于第三样式》

本发明的第三样式涉及生物体电极以及生物体信号测定装置。更详细地说，本发明涉及利用了导电性高分子和纤维的复合材料（以下导电性复合纤维）的表面安装型的生物体电极以及具备该生物体电极的生物体信号测定装置。在本样式中，能优选地使用在本发明的第一样式中叙述的纤维。

下面，对本发明的第三样式的实施方式，参照附图进行说明，但本发明并不限定于这样的实施方式。

《将生物体电极作为脑波测定用的电极来使用的例子》

近几年，脑波测定并不仅仅是医疗机关内的检查，而面向在家的脑波检查、远程医疗、健康信息、无处不在的医疗保健系统等的应用正在进步。

进而，即使在医疗领域之外，面向基于事件相关电位测定的心理学的研究、BCI（脑机接口）等工学、看护福利领域的应用也正在被期待。

在脑波的测定中，需要躲开头皮上存在的头发来设置电极。

在使用了现有的生物体电极的脑波测定中，为了使电极稳定地进行固定，使用粘合剂将电极固定于皮肤、或使用覆盖头部整体的头罩将电极从上压迫固定、或通过将电极与头皮间的糊料或凝胶进行增量，来防止电极的浮起。但是，这些对策，伴随安装的不便很多，对受检者的负担很大，特别是，在跨越长时间进行脑波的连续测定时存在问题。另外，由于电极的外观对安装者或其它人产生不少的不协调，所以脑波的利用没有超出医疗用途，而达到广泛且普遍化。

下面说明的本发明的第三样式的第一实施方式的生物体电极，由于将导电性高分子的导电性进行了活用，所以电极的小型化以及与皮肤的接触面积的缩小是可能的。进而，由柔软的纤维材料构成的本电极，安装时对皮肤的刺激很少，难以产生安装中的不协调。另外，不需要像现有的生物体电极那样通过高粘接性的凝胶、胶带等来密闭皮肤。本发明的第三样式的第一实施方式的生物体电极，由于安装感优良、可连续使用，与安装时的外观没有不协调，所以例如优选地使用于脑波测定的用途中。

[第三样式的第一实施方式]

第一实施方式的生物体电极具备由导电性复合纤维构成的细绳状的接触子。通过从头发的间隙使所述接触子紧贴于头皮，能测定脑波（参照图19A～19D、图20A～20D）。

图19A～图19D中所示的生物体电极310至少具备由导电性复合纤维构成的细绳状的接触子311、第一框架312以及第二框架313（连结部）。在弓形形状的第一框架312的两端，固定接触子311的两端。由第一框架整理柔软的接触子311的形状。由第一框架312对接触子311施加张力也没关系。在多个第一框架312横架的第二框架313，作为固定各第一框架312的梁而起作用。另外，各接触子311的末端，与信号电缆314连接。在各接触子311与连接于信号电缆314的前端的未图示的脑波解析装置之间，收发电信号。电信号的方向，仅为一方向也可以，双方向也可以。

接触子311的形状，只要为与头皮S可接触的形状，则未特别限制，即使为细绳状、线状、带状、布状、网状等的任一种形状都可以。另外，接触子11的大小和长度能适当地调节。

第一框架312和第二框架313的形状、数量、尺寸，未特别限制。例如，能采用对接触子311可施加适度的张力的形状或能以接触子311不松弛的方式进行固定的形状。构成第一框架312和第二框架313的材料，只要不是特别扰乱接触子311中的电信号的材料就不做特别限制，能使用现有公知的树脂材料。作为第一框架312的数量的例子，可列举出1～20的范围、2～8的范围、2～4的范围等。作为第二框架313的数量的例子，可列举出1～6的范围、1～3的范围、1～2的范围等。第一框架312和第二框架313的形状，例如，为部分环形形状也可以，为板状形状也可以。厚度虽然优选为固定，但部分不同也可以。在图中，一个第二框架313相对4个第一框架312被直角地配置。第二框架313位于多个也可以，另外，根据需要斜着配置也可以。

另外，只要不妨碍脑波测定（信号测定），第一框架312或第二框架313中的至少任一个为金属制也可以。例如通过将第一框架312和第二框架313由金属材料构成，将信号电缆314不与接触子311，而与第一框架312或第二框架313，经由第一框架312或第二框架313进行与接触子311的电信号的收发的结构也可以。

构成接触子311的导电性复合纤维与信号电缆314的连接方法，只要是可电连接的方法则不做特别限制。例如，由于使用金属，所以能适用向信号电缆314的导电性复合纤维的卷绕或结扎、或者基于导电性粘合剂的粘合的任一种。

在本发明中，细绳状的接触子311，平均一个电极，可使用1根～多根。如在图19A～19D中例示的那样，通过使用第一框架312和第二框架313，构成梳形的生物体电极310，能达到接触子311与皮肤的稳定的接触。在图19A～19D所示的梳形的生物体电极310中，多根细绳状的接触子311被平行排列。将使多个接触子311平行排列的梳形的生物体电极310，在毛发间或头发的发际中像插梳子那样插入，能从梳子的上方罩上网状的支持物并固定（图22A～22B）。

（第三样式的第一实施方式的变形例）

作为进一步小型化的生物体电极的结构，在图20A～20D中示出了在发卡形的头发夹子（金属板弹簧）中固定了2根接触子321的发卡形的生物体电极320。该发卡形的生物体电极320，能插入到发根附近来使用。发卡形的头发夹子，能夹住头发。在图示的例子中，将2根接触子321固定在头皮S上。

图20A～图20D所示的发卡形的生物体电极320至少具备由导电性复合纤维构成的细绳状的接触子321、第三框架322以及第四框架323。在2个圆柱状的第三框架322之间固定接触子321的两端。通过调节2个第三框架322的距离能调整施加于接触子321的张力。2个第三框架322分别固定于使用了发卡的第四框架324的前端部和弯曲部。在图20A～20D所示的例子中，在发卡中具备2根细绳状的接触子321。另外，各接触子321的末端与信号电缆324。在各接触子321与连接于信号电缆324的前端的未图示的脑波解析装置之间收发电信号。电信号的方向，仅为一方向也可以，双方向也可以。

接触子321的形状只要是可与头皮S接触的形状，则不做特别限制，即使为细绳状、线状、带状、布状、网状等的任一种形状都可以。另外，接触子321的大小和长度能适当地调节。

第三框架322的形状未做特别限制，例如，能采用圆柱状、三棱柱状或四棱柱状等的多棱柱状或者球状等的形状。在本结构中，第四框架323具有发卡结构，并且由于具有作为发卡的功能，所以能在毛发H固定第四框架323。其结果，能使接触子321容易地接触皮肤（头皮）S，同时能固定于所希望的位置。

构成第三框架322和第四框架323的材料，只要不是特别扰乱接触子321中的电信号的材料则不做特别限制，例如能使用现有公知的树脂材料。另外，只要不妨碍脑波测定（信号测定），则第三框架322或第四框架323中的至少任一个为金属制也可以。在本变形例中，例如将第三框架322由绝缘性的树脂构成，作为第四框架323的发卡为金属制也可以。只要不妨碍脑波测定，则接触子321与金属制的第四框架323电连接也可以。

细绳状的接触子321平均一个电极可使用1根～多根。如在图20A～20D中例示的那样，通过使用第三框架322和第四框架323构成发卡形320的电极，能得到接触子321与皮肤的稳定的接触。在图20A～20D所示的发卡电极320中，多根细绳状的接触子321平行排列。能将使多个接触子321平行排列的发卡电极320，以用发卡固定毛发的方式进行固定。

构成细绳状的接触子321的导电性复合纤维，与前述的接触子311相同也可以。

（导电性复合纤维）

作为构成细绳状的接触子311、321的导电性复合纤维，可适用导电性高分子与现有公知的纤维材料的复合纤维。复合的形态（方法）未特别限制，例如，导电性高分子覆盖细绳状（线状）的所述纤维材料的表面的形态也可以，导电性高分子浸透到细绳状的所述纤维材料中的形态也可以，将细绳状的导电性高分子与细绳状的所述纤维材料进行捻合或者进行纺织的形态也可以。能优选地使用在第一样式叙述的材料、导电性高分子纤维，另外，也可以使用在第二样式叙述的装置、方法。

所述导电性高分子的种类未特别限制，可适用公知的导电性高分子，例如，除了前述的PEDOT-PSS之外，可列举出PEDOT-S（poly（4-（2，3-dihydrothieno[3，4-b[1，4]dioxin-2yl-methoxy-1-butanesulfonic acid， potassium salt）等的、亲水性的导电性高分子。通过将包含亲水性的导电性高分子的复合纤维作为接触子11、21的材料来使用，就能对接触子11、21的本身，容易地赋予对皮肤的吸附性（粘着性）。

作为所述纤维材料，例如，可适用丝、棉、麻、人造纤维、化学纤维等的现有公知的纤维材料。这些材料中丝最合适。在使用了丝的情况下，就能进一步提高所述复合纤维的强度和亲水性。另外，在使用了丝的情况下，与皮肤接触时的安装感更优良。

虽然与丝组合的所述导电性高分子的种类未特别限制，但优选前述的PEDOT-PSS或PEDOT-S等的亲水性的导电性高分子。

作为构成本发明的各实施方式的接触子的所述导电性复合纤维，后面进一步详细叙述的导电性高分子纤维可适用。

（接触子的结构）

作为构成本发明的各实施方式的细绳状的接触子的结构，例示两种结构。

细绳状接触子的第一结构是单独使用了所述导电性复合纤维束的结构。作为第一结构的例子，可列举出图19A～19D所示的接触子311。由于将捆扎了多个导电性复合纤维的线（细绳）进行编织来制成接触子311，所以具有适度的粗细和强度。由于仅由导电性复合纤维构成的第一结构是柔软的，所以在对生物体电极要求柔软性、舒适的安装感的用途中很适合。优选为，所述导电性复合纤维为线状或细绳状。

细绳状接触子的第二结构是将所述导电性复合纤维束与金属制电缆或金属制细线进行了组合的结构。列举出了作为第二结构的例子的图21A和21B中示意性地示出的结构。图20的接触子321具有由图21B所示的结构。由于第二结构通过金属制电缆或金属细线使导电性提高，所以在需要降低生物体电极的接触面积平均的电极阻抗的用途中最合适。

在图21A所示的第二结构中，以将多个芯材321g捆成一束的方式卷绕金属细线321f，并在其上卷绕导电性复合纤维321e。构成芯材321g的材料为导电性也可以，为绝缘性也可以。在图示的例子中，芯材311是由绝缘性的纤维构成的芯。芯材311的根数和粗细能适当地调整。

在图中，虽然描绘成金属细线的卷数与导电性复合纤维321e的卷数大致相同，但该卷数的相对关系并不限制于此。例如，金属细线321f的卷数少于导电性复合纤维的卷数也可以。另外，细绳状接触子根据需要，其一部分被绝缘性外壳321z覆盖也可以。作为绝缘性外壳，例如可列举出由硅酮树脂构成的外壳。

在图21B所示的第二结构中，以将多个金属制电缆321b捆成一束的方式卷绕导电性复合纤维321a。构成金属制电缆的金属的种类未特别限制，导电性高的铜线最合适。在图示的例子中，金属制电缆321b为铜线。金属制电缆321b的根数、粗细未做特别限制，能适当地调整。与使用少的粗金属制电缆相比，使用多的细金属制电缆或金属制细线，有时会有即便为相同的直径但能提高柔软性的情况。细绳状接触子根据需要，其一部分被绝缘性外壳321c覆盖也可以。作为绝缘性外壳，例如可列举出由硅酮树脂构成的外壳。图21C是具有图21B的结构的细绳状接触子321的照片。

当将第一结构与第二结构进行比较时，在第一结构中，接触子311与金属制（导电性）的信号电缆314的电连接，由接触子311的端部的1点来取得，与此相对，在第二结构中，接触子321与信号电缆324的电连接由接触子321整体来取得。因此，与第一结构相比，在第二结构中由于皮肤与金属制电缆的距离被缩短，所以电极阻抗降低。

虽然接触子的粗细未特别限制，但优选为，能得到在与皮肤的接触中难以断裂的结构强度的粗细。例如为0.1mm～5mm的粗细时，能容易地得到难以断裂的结构强度。通常，具有金属线材的第二结构，比第一结构有结构强度变强的趋势。作为粗细的其它范围的例子，也可列举出0.1mm～3mm的粗细、0.5mm～1mm的粗细等。

由于具备导电性复合纤维的接触子对皮肤具有粘着性（吸附性），所以第一实施方式的生物体电极，可不使用电极设置用的糊料、粘合剂，而自立地设置。但是，当受到受检者的动作、信号电缆的拉伸等的外在的力时，生物体电极有可能从皮肤表面掉落（剥离）。为了防止该剥离，能采用将生物体电极向皮肤表面推压的装置。作为所述装置，例如，能例示出如图22A所示的网状的支持物（帽）N。

（脑波用电极的支持物；伸缩性网的帽）

第三样式的第一实施方式的生物体电极、例如图22A所示的梳形电极310，能从上方罩上图22A所示的伸缩性网的帽N来固定。能将网N作为将梳形电极310轻轻地从上方按压并稳定保持的支持物来使用。由于梳形电极310被插入到头发的间隙，所以难以浮动。因此，在梳形电极310中，不需要像现有的电极那样用头罩等强力地压迫固定，而通过使用低张紧性的伸缩性网等的罩，得到稳定的固定。作为所述低张紧性的伸缩性网，例如能适用出售的网包带（日本卫材株式会社制）等。根据第一实施方式的生物体电极，能实现容纳于头发下的设计。进而，在伸缩性网的使用中，也能将头发引出到网的外面。为此，通过使用第一实施方式的生物体电极，改善安装感的同时也改善了安装中的外观。图22A表示梳形电极310与伸缩性网N的帽的安装图。图22B表示在伸缩性的格子状网N中，配置了梳形电极310的例子（俯视图）。在图22B中，△表示鼻子，2个椭圆分别表示左右的耳朵。在由格子划分的区域中，由斜线示出的位置表示梳形电极310被配置的位置。在该结构中，通过调整伸缩性网N的细绳的间隔，能使生物体电极310的设置部位与国际10-20法相匹配。

《将生物体电极作为心电图测定用的电极来使用的例子》

到目前为止，霍尔德心电图检查用的生物体电极、心率或肌电位的监视器用的生物体电极正在广泛地普及。霍尔德心电图检查用的电极多在使用粘着性高的胶带或粘着垫，固定于皮肤的状态下使用。通过将生物体电极固定于皮肤来防止噪声的产生。另外，为了将长时间连续使用情况多的监视器用的电极固定于皮肤，使用导电性凝胶的粘着性垫的情况很多。在基于这些电极的测定数据中噪声等的人为因素的混入很少，测定波形的稳定性优良。

但是，存在生物体信号的高频成分衰减的问题。可以认为在现有型的生物体电极中，由于在金属制的电极板与皮肤之间使用电解质糊料、凝胶，所以由电解质溶液的容量成分（电容）的影响而产生该问题。因此，电解质糊料和电解质凝胶成为使包含高频成分的生物体信号的解析、BCI等中的生物体与外部装置的高速通信变困难的要因的一个。

另外，在现有型的生物体电极中，通过使具有高粘着性的电极紧贴于皮肤，以产生闷热，对受检者（安装者）产生不快感。另外，作为用于得到粘着剂的效果的前处置，需要通过酒精棉等进行皮肤的粘合面的脱脂。但是，基于酒精类的脱脂处置，由于对皮肤的刺激性强，所以成为产生搔痒感、接触性皮肤炎的一个原因，要求改善。

这样，基于使用金属制的电极板的对频率特性的影响和闷热的问题，并不仅仅局限于心电图测定，而包括前述的脑波测定，在生物体与电极之间传递电信号或电刺激方面成为应解决的问题。虽然改善这些问题的尝试到目前为止也在进行，但没有达到充分的改善。

例如，作为现有的脑波测定用的生物体电极，为了减少电解质糊料对频率特性的影响，进行了不使用电解质糊料而将烧结金属制小型电极等直接设置在皮肤上进行测定的尝试。但是，基于该方法，测定波形的稳定性中产生问题。即，作为将金属制的电极直接设置于皮肤的方法，通过金属制电极与皮肤的机械的柔量以及电化学的失配，皮肤电极间的阻抗容易变动。进而通过生物体的体动、呼吸等的振动，测定信号容易不稳定化，在测定信号中混入噪声的情况变多。另外，硬的金属制的电极，当直接与皮肤接触时，容易产生不协调或不快感等，这是应解决的点。

为了减少硬的金属制电极的问题点，近几年，正在推进利用了导电性纤维的纺织原料电极的开发，以运动、健康领域为中心正在普及。纺织原料电极是编入了导电性的纤维的布状的生物体电极，并用伸缩性的带等，压迫固定于皮肤来使用。在纺织原料电极中，未使用电解质糊料，而使电极与皮肤直接接触，或在使构成电极的布含有水分的状态下使用的无糊料型是主流。

在基于该纺织原料电极的测定中，在稳定地维持与皮肤的接触状态的情况下，能得到比较良好的生物体信号。但是，在与皮肤的接触状态稍变为不稳定的情况下，皮肤电极间阻抗就很大地变动，基于记录波形的变形、交流声的混入等的人为因素的测定波形的可靠性容易降低，这是问题。

下面说明的本发明的第三样式的第二实施方式的生物体电极，与第一实施方式的生物体电极相同，由于将导电性高分子的导电性进行活用，所以电极的小型化以及与皮肤的接触面积的缩小是可能的。进而，由柔软的纤维材料构成的本电极，安装时对皮肤的刺激少，难以产生安装中的不协调。另外，不需要像现有的生物体电极那样通过高粘着性的凝胶、胶带等密闭皮肤。本发明的第二实施方式的生物体电极，由于安装感优良，可连续使用，并且在安装时的外观中没有不协调，所以例如在医疗用或运动用纺织原料的用途中优选地使用。

[第三样式的第二实施方式]

在图24A～24B中示出第二实施方式的生物体电极330。在生物体电极330中，由导电性复合纤维构成的细绳状的多个接触子331具备平面状排列的接触部（电极面）332和支撑接触部332的片状的基板333。将接触部332与基板333合成的结构称为电极垫。具备与各接触子331电连接的信号电缆334。进而，作为将所述电极垫的接触部332推压到皮肤S的装置，具备由伸缩性的材料构成的支持物335。

如果排列了由导电性复合纤维束构成的多个接触子331的平面状的接触部332和基板333的形状为，接触部332与皮肤的接触是以面得到的形状则未特别限制，无需一定是平板状。也就是说，沿着皮肤的曲面，接触部332或基板333形成曲面、凹部或凸部也可以。无需牢固地固定电极垫的形状，与皮肤的接触相配合而柔软地变形也可以。

通过使用片状的基板332，确保生物体电极的皮肤接触面的平面性，进而，能促进与皮肤的稳定的粘合。所述基板的材料、尺寸、形状能任意地选择。例如作为基板可列举出，厚度0.2mm的PVC（聚氯乙烯）薄片或硅酮制的平面薄片（厚度1mm）。所述基板的材料并不限定于此，合适地使用柔软的膜状（片状）的材料，即容易地保持基板的平面性，且与皮肤的紧贴性良好的材料。

在所述基板上，将由导电性复合纤维构成的接触子331进行排列并固定，构成与皮肤的接触部332（电极垫）。在片状的基板的单面（设置接触部332的面）中，通过赋予轻度的粘着力，在基板表面具有对皮肤的粘合性即可。构成基板333的薄片的尺寸未特别限制，例如在心电图用的正方形的电极的情况下，能将一边设定为30mm左右（例如5mm～75mm的范围）。

在图25A～25B中示出了生物体电极30的具体例。此外，上段为侧视图，下段为主视图。省略支持物335并没有描述。

在图25A～25B的例子中，多个接触子331在纸面横方向被平行地排列，对在纸面纵方向配置的信号电缆334，连接有各接触子331的两端。接触子331的两端贯通基板333与信号电缆334连接。在图示的例子中，在与作为基材的基板333的面中排列固定了接触子331的面（表面）相反的面（背面）配置信号电缆334。但为该结构时，通过信号电缆334能将接触子331拉到基板面。配置信号电缆334的面，不是基板333的背面而是表面也可以。

在基板333与接触部332的重叠位置，在基板333中设置有开口部336。开口部336作为换气口（通气口）而起作用。也就是说，当将由接触部332和基板333构成的电极垫推压到皮肤时，能将来自皮肤的蒸气或汗从开口部336向电极垫的外部排出。只要开口部336的形状为通过基板333气体可流通的形状则未特别限制，为圆形、矩形等的任何形状都可以。配置于基板333的表面的接触子331通过开口部336露出基板333的背面也可以。

虽然开口部336配置于基板333的位置未特别限制，但优选为，对基板333的中心，多个开口部336以变为相互对称的方式被配置。另外，优选为多个开口部336被设置在与接触部332重叠的位置。基板333所具备的开口部336的合计开口面积未特别限制。优选为，避开损害基板333的结构强度程度的大的开口面积，通常，优选为基板333的面积的1～40％左右的开口面积。优选在该范围根据目的进行选择，例如为1～20％也可以，为20～40％也可以，10～30％也可以。当为上述范围时，能充分地保持基板333的结构强度，同时能提高基板333与皮肤之间的通气性，并能减少皮肤的闷热。另外，优选为，在与接触部332重叠的位置设置的开口部36的合计开口面积为接触部332的面积的2～60％左右。优选在该范围根据目的进行选择，例如为2～40％也可以，为40～60％也可以，为10～30％、5～45％也可以。当为上述范围时，能充分地保持接触部332的结构强度，同时能提高接触部332与皮肤之间的通气性，并能减少皮肤的闷热。

如图25B所示，在与接触部332相反的基板333的面（背面）具备调湿用垫337也可以。能由调湿用垫337吸收通过开口部336的蒸气或汗。调湿用垫337的材料只要为具有吸水性的材料则未特别限制。

另外，设置用于覆盖或固定调湿用垫337的调湿用外壳338也可以。

调湿用垫337不仅仅吸收皮肤的汗等，通过在调湿用垫337中预先使水分、丙三醇等的保湿剂浸透，能以给皮肤、接触子供给水分、丙三醇等的保湿剂为目的来使用。在图25A～25B中，在基板333的表面配置的接触子331通过开口部336露出于基板333的背面，接触子331与调湿用垫337相接触也可以。通过该接触可给接触子331供给水分等。

通过在基板333中设置开口部336，从夏季、年轻人、运动时等的发汗量多且易闷热的状况，到冬季、高龄者、安静时等干燥的状况，能对应于各种皮肤的状态。开口部336，通过电极垫释放被关闭（覆盖）的皮肤，不仅仅为了扩散湿气的目的而设置，为了对皮肤积极地供给水分的目的设置也可以。也就是说，通过在开口部336的上面设置吸水性的垫（海绵等）337，能实现汗的除去、湿度调节。在易干燥的环境下，通过在所述调湿用的垫337中含有水、丙三醇、保湿成分，从垫337到接触子331以及皮肤，能补给所述含有物。在干燥时的保湿的目的中，进一步优选将所述调湿用垫37的外侧由PVC等的外壳进行覆盖。构成接触子331的导电性复合纤维具有适度的吸湿性，由于基于构成接触子331的微小的纤维的毛细管现象导致水分移动和扩散，所以通过设置开口部336、垫337，接触部332周边的圆滑的湿度调整是可能的。

开口部336的大小（面积）能配合室温、湿度、运动、发热的有无等的使用条件进行适当地调节。基板333中设置的单个或多个开口部336的总面积，只要是适度地保持基板333的结构强度的范围则未特别限制，例如相对构成电极垫的片状的基板333的面积能在0.1～50％的范围进行调整。优选为，在该范围根据目的进行选择，例如为0.1～30％也可以，为30～50％也可以，为5～40％、15～50％、0.1～5％等也可以。

构成接触子331的导电性复合纤维的说明，与前述的第一实施方式的导电性复合纤维的说明相同。另外，接触子331的结构的说明，与前述的第一实施方式的接触子的说明相同。

接触部332中的接触子331的密度或接触部332的单位面积平均的接触子331的根数以及接触部332的面积未特别限制，配合用途能适当地调整。

接触部332中的接触子331的密度，例如在将直径280微米的接触子331（纤维束）并列地排列的情况下，虽然平均电极宽度10mm通常使用30根左右，但并不限定于此。例如能在1根～200根的范围进行调节。

更具体地说，例如作为心电图测定的生物体电极，在将与以下叙述的实施例3-1相同的导电性复合纤维束（在PEDOT-PSS与丝纤维的复合纤维中使丙三醇浸透的接触子）无间隙地平行排列，并固定于基板来使用的情况下，将与皮肤的接触面积（接触部332的面积）设定为1cmx1cm（100mm²）左右即可，通常能设定为10～50，000mm²。另外，在将所述心电图测定的生物体电极作为电刺激用的皮肤表面电极来使用的情况下，该电极的接触面积的范围，例如能设定为10～50，000 mm²。

接触部332中的接触子331的排列的方法未特别限制，配合用途能适当地调整。例如，不仅仅将多个接触子331（导电性复合纤维束）平行地无间隙配置，也能采用将多个接触子331多层铺满的结构、将多个接触子331纺织、编织来制成布状的结构、将多个接触子331从布料做成起毛的毛巾那样的结构。在多个接触子331相互重叠的结构中，由于各接触子331相互接触并电连接（得到导电性），所以不产生使用上的问题。另外，采用扩大接触部332中的多个接触子331的间隔，并将多个接触子331稀疏排列的结构也可以。在该结构的情况下，由于基板333的表面从接触子331的间隙露出，所以所述露出的表面从接触子331之间可与皮肤直接接触。由此，通过将基板333的所述露出的表面做成具有粘着性，能调节电极垫的对皮肤的粘着力、电流密度、电极的接触部332与皮肤的接触范围。

通过在构成接触子331的导电性复合纤维中使丙三醇等的保湿成分浸透以及通过来自设置了生物体电极的皮肤的水分（发汗）被所述导电性复合纤维吸收，所述导电性复合纤维被维持为适度湿润的（淋湿）状态。通过所述导电性复合纤维具有适度的水分，在所述导电性复合纤维中产生轻度的粘着性。

将生物体电极330的电极垫设置于皮肤表面的方法，只要为能稳定地固定生物体电极的方法则未特别限制，例如可利用前述的导电性复合纤维所具有的粘着性，或片状的基板333的粘着性，将电极垫单独且自立地粘贴于皮肤。当使排列了接触子331的接触部332与体表面（皮肤表面）接触时，接触子331迅速地粘贴于皮肤表面，在接触子331与皮肤表面之间得到导通，能取得生物体信号。生物体信号经由与接触子331接线的信号电缆334（金属导线），被发送到生物体放大器等的外部装置。

这样，利用电极垫所具有的粘着性，可将电极垫单独固定（设置）于皮肤表面。在该固定方法中，由于利用弱粘着性的基板333和通过接触子331的导电性复合纤维的淋湿而产生的粘合性将电极垫粘贴于皮肤，所以向皮肤的固定力不高。因此，通过基于信号电缆334的牵引、身体的大的动作，存在电极垫的偏离、脱落的可能性。于是以稳定保持电极垫，并防止偏离、脱落为目的，为了将电极垫推压到皮肤表面S，而适用支持物335也可以。

支持物335的形状、大小等的形态未特别限制。例如可列举出利用图25A～25B所示的带状的伸缩性的布（幕），在身体B的皮肤表面S设置电极垫338，以从电极垫338的上方缠绕身体B的腰围的方式缠上伸缩性的支持物335的方法。当为该形态时，即使将身体B大幅度地摇动电极垫338不会容易地脱落，能将电极垫338更稳定地固定。

例如，如图26A～26B所示，支持物335，例如能设置于内衣（衬衫）T的内侧。电极垫338和支持物335的一部分被固定于内衣T的内侧。支持物335和电极垫338在结构上独立，支持物335可在电极垫338的上方横方向地移动，即可在沿身体B的表面的方向进行移动（可位移）。因此，优选为，以可相互分离的方式配置电极垫338和支持物336，优选为，电极垫338和支持物335不完全固定。这样，通过电极垫338和支持物335在结构上独立，电极垫338和支持物335的接触部位不固定，在所述接触部位支持物335可在电极垫338的上方滑动，能抑制由身体B和内衣T的偏离导致的电极垫338的脱落、生物体信号的丧失以及伴随电极的偏离的噪声的产生。另外，根据需要，也能将支持物335积极地从身体B分离，有时拆下电极垫338，有时交换电极垫338。支持物335在起着稳定地保持电极垫338的作用的同时，也活用于生物体电极的附属品（电缆、连接器、放大器339等）的保持。

构成支持物335的布料（材料）未特别限制。例如，优选为，使用布、薄片、网状物、橡皮带等中有伸缩性的布料。具体地说，能将带状的二方向伸缩性的布、Lycra（注册商标）（一般名：Spandex）（TORAY株式会社制），在内衣的衬衫的内侧，配合心脏的高度以15cm宽度（纵向的长度）缝合来使用（参照图25A、25B）。该支持物例如作为霍尔德心电图用电极的支持物（CC5引导用）很合适。在CC5的情况下，能采用电极垫338被设置在前胸部的左右，并且电极支持物335覆盖电极垫338的结构。

支持物335并不局限于前述的设置在上半身的内衣的内侧的情况，根据生物体电极330的用途，例如带状地缠绕于四肢、头、颈、指来设置也可以。支持物335的材料未限定在前述的Spandex，如果为有伸缩性的平面状的材料（布料），则能使用各种的布、薄片、网状物、带等。

《由本发明的第三样式的第一实施方式和第二实施方式的生物体电极所实现的效果》

下面列举出通过各实施方式的生物体电极所具备的材料和结构得到的效果的例子。

当在测定部位设置涉及本发明的生物体电极时，无需使用导电性凝胶（电解质凝胶）或导电性糊料（电解质糊料）。通过不使用导电性凝胶或糊料，得到下述（A）～（E）的效果。

（A）安装感被改善

难以产生伴随电极的皮肤安装的不快感。由于不使用所述凝胶或糊料，所以无需用液体或凝胶来密封皮肤，能在对外部空气敞开的状态下设置电极。即，能在细绳状的电极轻轻地接触皮肤的状态下或在柔软的布状的电极接触于皮肤的状态下进行测定。

（B）电解质糊料为原因的故障被避免。

没有电解质液的漏出、使所述凝胶或糊料的水分干燥后的情况中的接触不好、噪声的产生的隐患。

（C）电极的电特性被改善。

比现有的生物体电极更能降低单位面积平均的电极的阻抗（电阻）。有利于脑波、诱发电位等的微弱信号的测定。另外，由于涉及本发明的电极的容量（电容）少，高频的传播特性优良，有利于包含脑波、肌电图等的高频成分的生物体信号的记录。

（D）电极的使用上的便利性高。

由于不使用所述糊料或凝胶，所以在测定后（检查后）不需要所述糊料或凝胶的除去工作。例如，能省略在现有电极的使用中需要的、脑波测定后的洗发。

（E）电极的小型轻量化为可能。

因为单位面积平均的电极阻抗比现有的电极小，所以比现有的生物体电极更能使电极小型化、轻量化、高密度化。

涉及本发明的生物体电极通过具备导电性复合纤维，得到下述（F）～（K）的效果。

（F）设置的稳定性提高。

通过轻度的压迫或弱粘着性材料，电极的稳定的设置为可能。无需现有的生物体电极那样的基于强力的粘着剂或带、头盔等的稳固的压迫固定。

（G）得到低杂音的信号。

通过导电性复合纤维所具有的粘合性、柔软性、薄型以及轻量这样的性质，在电极的安装者（受检者）活动时体动时的电极的不需要的振动少，杂音被减少。

（H）得到自然的外观。

特别是，在脑波用电极的用途中，通过电极的小型平坦化和电极被隐藏在头发的下面的设计，即使安装了电极也不显眼。即，在日常生活中平时脑波测定为可能。

（I）能减少基于生物体电极的长时间安装导致的皮肤的闷热。

一般情况下，当将电极长时间连续安装时，通过皮肤的发汗，易产生皮肤的闷热。但是，涉及本发明的生物体电极，如前所述那样在电极材料中使用了亲水性的导电性复合纤维的情况下和在基板中设置了通气用的开口部的情况下，能进一步降低长时间使用时的皮肤的闷热。

（J）能扩大生物体电极的应用范围。

能将生物体电极的整体形状（基本形状）加工成薄的平面状（布状）或线状（细绳状）。由于与现有的电极相比较为轻量、平坦以及柔软，所以也能制成比细绳状更细的线状的电极。另外，安装感也舒适。基于这些性质，将涉及本发明的生物体电极作为可穿戴电极进行应用，可扩大其适用范围。

（K）与现有的生物体电极同等或其以上稳定的测量为可能。

涉及本发明的生物体电极，即使在不使用电解质糊料（无糊料）的情况下，也能克服现有的无糊料电极的缺点即噪声的混入、测定信号的不稳定性。即，与使用电解质糊料的现有的医疗用的生物体电极同等或其以上，得到测定信号的稳定性。

下面，对可作为构成本发明的生物体电极的导电性复合纤维使用的导电性高分子纤维进行详细地说明。但是，所述导电性复合纤维并不限于该导电性高分子纤维。

《关于第四样式》

本发明的第四样式涉及体内嵌入型电极和生物体信号测定装置。更详细而言，本发明涉及利用了导电性高分子和纤维的复合材料（以下导电性复合纤维）的体内嵌入型的生物体电极以及具备该生物体电极的生物体信号测定装置。

下面，对本发明的第四样式的实施方式，参照附图进行说明，但本发明不限于这样的实施方式。

如上所述，作为现有公知的导电性高分子的PEDOT-PSS，通过其高吸水性在生物体组织中凝胶化，机械强度极端地降低。为此，如现有的金属制或碳制的生物体电极那样，将加工成针状或棒状的PEDOT-PSS单独设置于体内是困难的。另外，即使假设在生物体组织中能嵌入PEDOT-PSS，也存在如下问题，即，仅由PEDOT-PSS构成的电极与向外部装置连接的金属导线（电缆）的接线部分，通过PEDOT-PSS进行吸水而脆弱化，并且易断裂（断线）。

在本发明的第四样式中，通过将导电性高分子与纤维复合化的导电性复合纤维作为体内嵌入型电极来使用，解决了基于导电性高分子进行吸水导致的电极本身的解体以及导电性高分子与金属导线的接线的脆弱化的问题。

《第四样式的第一实施方式》

图29A～29C所示的本发明的第四样式的第一实施方式的体内嵌入型电极410具备，捆扎多个含有导电性高分子的导电性复合纤维制成棒状（针状）的导电性复合纤维束401。在导电性复合纤维束401的一部分缠绕金属导线402，形成接线部403。接线部403被绝缘性和耐水性的聚合物404（树脂）覆盖。导电性复合纤维束401，即使在吸水前和吸水后的任一中情况下，比制成为导电性高分子单独且具有相同的直径的棒状的导电体机械强度优良。为此，能防止当嵌入到生物体组织内时导电性复合纤维束401破损、嵌入后在生物体组织内导电性复合纤维束401解体。

导电性复合纤维束401，优选为，使用前为干燥状态。干燥状态的导电性复合纤维束401，在具有高机械强度的同时，由于与湿润时相比进行收缩，所以具有比较小的体积。因此，通过使用干燥收缩状态的导电性复合纤维束1，能减轻刺入生物体组织中时的侵袭。

（导电性复合纤维）

作为构成导电性复合纤维束401的导电性复合纤维，可适用导电性高分子与现有公知的纤维材料的复合纤维。复合的形态（方法）未特别限制，例如，为导电性高分子覆盖于线状（细绳状）的所述纤维材料的表面的形态也可以，为导电性高分子浸透到线状的所述纤维材料中的形态也可以，将线状的导电性高分子与线状的所述纤维材料进行了捻合或者进行了纺织的形态也可以。能优选地使用在本发明的第一样式叙述的纤维。

所述导电性高分子的种类未特别限制，可适用公知的导电性高分子，例如，除了前述的PEDOT-PSS之外，还可列举出PEDOT-S （poly（4-（2，3-dihydrothieno[3，4-b[1，4]dioxin-2yl-methoxy-1-butanesulfonic acid， potassium salt）等的、亲水性的导电性高分子。通过将包含亲水性的导电性高分子的复合纤维作为导电性复合纤维束1的材料来使用，能在导电性复合纤维束1其本身中容易地赋予对针5的粘合性（粘着性）。

作为所述纤维材料，例如，可适用丝、棉、麻、人造纤维、化学纤维等的现有公知的纤维材料。这些中丝最合适。在使用了丝的情况下，能使所述复合纤维的强度和亲水性进一步提高。另外，由于丝对生物体组织几乎没有毒性，难以引起基于免疫反应的炎症，生物体组织适宜性优良，所以优选。

与丝进行组合的所述导电性高分子的种类未特别限制，但优选前述的PEDOT-PSS或PEDOT-S等的亲水性的导电性高分子。

构成本发明的体内嵌入型电极的导电性复合纤维的长度和粗细未特别限制，通过复合化的纤维材料的长度和粗细进行适当地调整。另外，通过捻合完成多个导电性复合纤维而构成的导电性复合纤维束的长度和粗细未特别限制，根据目的、用途可适当地调整。例如，粗细为0.01μm～5mm的范围也可以，长度为0.1μm～1m的范围也可以。在其它的例中，粗细为0.1μm～1mm的范围也可以，长度为0.1μm～50cm的范围也可以。

如果列举出具体例，例如能使图29A～29C所示的棒状的导电性复合纤维束401的粗细为0.1μm～500μm，长度为1μm～10mm。另外，能使图31A～31C所示的线圈状的导电性复合纤维束401的粗细为例如10μm～500μm，长度为100μm～50cm。此处，所述粗细和长度是将卷成线圈状的导电性复合纤维束1拉长后的状态下的粗细和总延长的长度。能使图301A～301C所示的卷成线圈状的状态下的线圈的外径例如为10μm～5mm，所述线圈的中心轴方向的长度例如为100μm～50mm。另外，能使图32A～32D所示的连接于手术用线的导电性复合纤维束401的粗细例如为0.1μm～500μm，长度为1μm～10cm。

另外，能使构成图33B所示的芯部的导电性复合纤维束401的粗细例如为10μm～10mm，长度为10μm～50cm。

作为构成本发明的各实施方式的体内嵌入型电极的导电性复合纤维，可使用后面更详细说明的导电性高分子纤维。

（针与导电性复合纤维束的粘合）

第四样式的第一实施方式的导电性复合纤维束401与针405（引导针）的前端部粘合。当用水或酒精等弄湿导电性复合纤维束401时，其表面的导电性高分子具有粘合性（粘着性），当再次干燥时就收缩并固化。利用该性质，能将导电性复合纤维束401与针405的前端部进行粘合（固定）（图29A）。具有该结构的体内嵌入型电极410，当刺入生物体组织内时，导电性复合纤维束401吸收体液（细胞外液或脑脊髓液等）进而膨润（图29B）。进而，由于膨润后的导电性复合纤维束401与针405的粘合力（固定力）降低，所以能将导电性复合纤维束1留在生物体组织中的原状态，拔去针405（图29C）。设置于生物体组织中的导电性复合纤维束401，经由电线402（金属导线402）与外部装置连接，进行信号（电信号或电刺激）的收发。

针405的构成材料未特别限制，例如，可列举出金、白金、铜等的金属、碳或树脂（塑料）等。

电线402，优选为，能使导电性复合纤维束与外部装置电导通的线材。电线402的构成材料未特别限制，例如能适用金属、硅、碳等。所述金属的种类未特别限制，为由现有公知的电线使用的金属就可以。为了防止嵌入到生物体组织的电线402拾取电噪声，并长期间稳定地起作用，优选由具有绝缘性和耐水性的聚合物覆盖电线402。所述聚合物的种类未特别限制，例如，可适用覆盖后述的本发明的第四实施方式的导电性复合纤维束的耐水性聚合物。电线402的粗细和长度未特别限制，可根据用途适当地调整。

作为在针5中粘合导电性复合纤维束401的方法，除了利用前述的导电性高分子的湿润时的粘合性以外，经由亲水性的粘合材料（粘合剂）粘合也可以。所述粘合材料未特别限制，优选为能在干燥状态下将导电性复合纤维束1与针5进行固定（发挥粘合性），并通过吸水固定力（粘合力）降低的材料。例如，可列举出包含PEG（polyethylene glycol：聚乙二醇）、PEDOT-PSS、聚乳酸、山梨糖醇、纤维蛋白糊、淀粉糊等的材料。

所述PEG的种类未特别限制，例如，能使用在室温（例如20℃左右）～体温（例如40℃左右）下为固体，且当加温时变为液体那样的比较高分子的PEG。由于通过将加温并溶解后的PEG涂敷在针上，接着在使导电性复合纤维束与针接触之后，返回到室温，使PEG固体化，所以能将针与纤维束进行粘合。当将其放置于有组织中等的体液的环境下时PEG就缓缓地溶解，能使导电性复合纤维束从针自然地分离。

另外，作为在针405中粘合导电性复合纤维束401的方法，经由在覆盖接线部403的聚合物404中涂敷的所述粘合材料，将导电性复合纤维束1与针5间接地粘合也可以。

（接线部的保护）

接线部403由聚合物404覆盖。由于在生物体组织中构成接线部403的导电性复合纤维束401由聚合物404覆盖，所以几乎不会引起基于吸水的膨润和机械强度的降低。另外，由于导电性复合纤维束401通过与纤维材料的复合化来提高机械强度，所以即使在吸水后导电性复合纤维束401与金属导线403的接线也不破损（断线），能充分地维持电连接。

在接线部403中金属导线402与导电性复合纤维束401进行接线的方法未特别限定，例如，可列举出基于缠绕、结扎、捻缝、导电性粘合剂（银糊料、银环氧树脂等）的粘合等的方法。覆盖接线部403的聚合物404的种类未特别限制，例如可列举出硅酮（silicone）、PTFE（polytetrafluoroethylene：聚四氟乙烯）、PVC（polyvinyl chloride ：聚氯乙烯）等。通过由聚合物404覆盖接线部403，能防止电短路的同时保护接线部3。

（向体内的电极设置）

作为将第四样式的第一实施方式的体内嵌入型电极410设置于生物体组织中的方法，例如可列举出使用可高速动作的机械手，将针405以高速度（以短时间）刺入生物体内的方法。针405先行侵入到生物体内的规定位置，与针405粘合的导电性复合纤维束401和接线的金属导线402一起被导入生物体内的规定位置。优选为，高速度地完成该刺入，并在生物体中在导电性复合纤维束401的膨润开始之前完成。虽然刺入速度未特别限制，但是，例如能以100～1000mm/sec左右进行。作为具体例，能使用可高速度动作的电导促动器，以将体内嵌入型电极410的导电性复合纤维束401设置到动物的大脑皮质下2mm的深度的方式，以10～20msec的速度刺入。之后，使导电性复合纤维束401通过体液膨润，并使粘合导电性复合纤维束401与针405的所述粘合材料溶解，在其粘合力变弱的阶段，能仅拔去针405。生物体组织中设置的导电性复合纤维束401进行膨润，并与周围的生物体组织紧贴。

（多个电极设置）

第一实施方式的体内嵌入型电极10，如图30A所示那样，在针405的前端具备一个导电性复合纤维束401也可以，如图30B、30C所示那样，在针405中具备多个导电性复合纤维束401也可以。

在图30B的结构中，将针405中的2个导电性复合纤维束401的粘合位置的高度错开（在针405的长度方向将位置错开）。当为该结构时，当向体内刺入时，各导电性复合纤维束401被分别设置在不同高度（深度），能分别作为独立的电极（2ch的电极）起作用。在图30B的结构例中，在从侧面和底面观察的情况下，虽然隔着针405在两侧固定导电性复合纤维束401，但在针405的单侧固定2个电极也可以。在这种情况下，在从底面观察的情况下，能看到2个导电性复合纤维束401在纵深方向（高度方向）重叠。也就是说，剖面面积变小。当这样固定时，能进一步减轻在向体内刺入时给予生物体组织的侵袭。

在图30C的结构中，将针405中的四个导电性复合纤维束401的粘合位置的高度做成相同，以四个导电性复合纤维束401包围针405周围的方式进行配置。在这种情况下，能将刺入了针405的位置作为中心并将四个导电性复合纤维401（4ch的电极）设置于生物体组织中。

《第四样式的第二实施方式》

图31A～31C所示的本发明的第四样式的第二实施方式的体内嵌入型电极420，除了导电性复合纤维束401线圈状地卷绕于针405的前端部之以外，与第一实施方式相同。在图31A～31C中，在与第四样式的第一实施方式相同的结构中，标以相同的附图标记。

线圈状的导电性复合纤维束401，粘合于针405的前端部也可以，仅卷绕也可以。由于线圈状的导电性复合纤维束401牢固地卷绕于针405的前端，所以当将针405的前端方向刺入生物体组织时，防止导电性复合纤维束401从针405脱落（图31A）。另外，由于干燥收缩时的线圈的外径（线圈旋转所描画的圆的直径）小，所以向生物体组织的侵袭性降低。向生物体组织中刺入的体内嵌入型电极420，通过导电性复合纤维束1吸收体液而膨润，包围膨润后的纤维束401′（图31B），即，线圈主动展开其外径变大，导电性复合纤维束401与生物体组织紧贴。由于通过吸水导电性复合纤维束401与针405的粘合力变弱，所以能将导电性复合纤维束401留在生物体组织中的原状态，拔去针405（图31C）。

具有线圈状的导电性复合纤维束401的第二实施方式的体内嵌入型电极420适于存在通过电极（导电性复合纤维束401）的设置在生物体组织中形成萎缩、死腔的可能性的情况、测定对象的细胞、神经纤维散在于生物体组织中的情况。

《第四样式的第三实施方式》

在图32A～32D中示出了本发明的第四样式的第三实施方式的体内嵌入型电极430。在导电性复合纤维束401的一端部金属导线402被接线，在另一端部手术用的尼龙单丝线406通过前述的方法被粘合。在尼龙制的线406中拴上手术缝合用的弯曲针405。

将体内嵌入型电极430设置于神经索（Bundle：束）内的方法进行例示。通过使用于神经血管缝合中显微外科的手术技法，以缝合神经索N的要领使针405贯通神经索N′（刺穿）（图32A），并通过拉伸尼龙线406，将被尼龙线406牵引的导电性复合纤维束401导入神经索N′内（图32B）。之后，通过在神经索N内的规定位置导电性复合纤维束401吸收体液，能将尼龙线406从导电性复合纤维束401剥离，并将尼龙线406排除到神经索N′的外面。神经索N′内拘留的导电性复合纤维束401通过吸水进行膨胀，与神经索N′的内部紧贴（图32C）。图32D表示在神经束内的多个神经索N中设置了多个体内嵌入型电极的样子。

末梢神经形成运动、知觉、植物性神经的混合神经多的、神经索（Bundle）。神经索立体地行驶在神经束中，由于神经束索的分布中个人差很大，所以基于中枢神经那样的脑坐标的神经索的同定是困难的，在临床中通过显微镜下的观察和神经活动的测定能同定主要的神经纤维。第三实施方式的体内嵌入型电极通过利用该临床技术，使运动、知觉、植物性神经的选择的信号记录、刺激成为可能。

第三实施方式的体内嵌入型电极，不仅仅通过手术技法进行设置，而且也可通过自动吻合器、显微操作器等机械式地插入。

（吸水速度的调整）

构成本发明的体内嵌入型电极的导电性复合纤维和导电性复合纤维束在体内吸收体液的速度可延迟。延迟的方法是，预先将丙三醇、山梨糖醇、乙二醇、异三十烷、硅酮、矿（物）油或MPC（2-甲基丙烯酰氧基乙基磷酰胆碱）的任一种以上，浸透或涂敷在导电性复合纤维（束）的方法。例如通过在第三实施方式的导电性复合纤维束401中预先使丙三醇浸透，即使向生物体内的电极导入难以继续而手术时间变长，也能防止在所述手术中发生基于导电性复合纤维束401的吸水导致的膨润和尼龙线406的剥离。通过将导电性复合纤维束401的直径维持得很细，能减轻电极导入中的向生物体组织的侵袭。

《第四样式的第四实施方式》

本发明的第四实施方式的体内嵌入型电极440，如图33A和33B所示那样，将成形为棒状（针状）或细绳状（电缆状）的导电性复合纤维（束）401作为芯部，该芯部的至少一部分的周围被耐水性聚合物404覆盖，并且形成有用于从芯部的一端部1a（401a）向另一端部1b液体浸透（透过）的流路。一端部1a和另一端部1b没有被聚合物404覆盖，而露出。

“流路”不表示中空的管的意思，而表示耐水性聚合物404构成管，并在该管内配置了导电性复合纤维束1的结构的意思。由于导电性复合纤维束401具有吸水性和物质透过性，所以液体可从一端部1a向另一端部1b浸透并主动地移动。作为通过流路输送液体或物质的方法，并不仅仅限于浸透、毛细管现象、扩散等的主动的移动，也可以采用将一端部1a和另一端部1b中的一个作为正极，另一个作为负极使物质电泳的方法、通过在一端部1a中连接泵（例如，浸透压泵）对液体进行加压而进行液体输送的方法。在任一种方法中，都能稳定地按固定速度进行药物输送以及液体输送。

在由导电性复合纤维束401构成的芯部的一端部1a中，连接有可放入药剂溶液的容器407（图33A）或室408（图33B）。在室408所具备的管接头409中连接液体输送用的泵也可以。

在容器407或室408中，可通过将包含药物的溶液进行存积，所述溶液浸透所述流路，从芯部的一端部1a向另一端部1b的流通。因此，通过将另一端部1b设置于生物体组织内的所希望的位置，能在另一端部1b的周围局部地投与药物。

虽然所述药物的种类未特别限定，但优选为，具有抑制或促进生物体反应的药理作用的药物。作为所述药物，例如可列举出降低生物体组织的障碍的药物、促进生物体组织的修复的药物、使生物体组织成长的药物等。具体地说，例如丙三醇、山梨糖醇、甘露醇、果糖、BDNF （Brain-derived neurotrophic factor：脑源性神经营养因子），NGF （Nerve Growth Factor：神经生长因子）、NT3 （Neurotrophin-3：神经营养因子-3）、 GSNO （S-Nitrosoglutathione：S-硝基谷胱甘肽）、SKF96365、西络他唑(Cilostazol)、TRIM （1-（2-Trifluoromethylphenyl）imidazole：1-(2-羟乙基)咪唑）、钆（Gadolinium）、 镁（Magnesium）、EGTA（ethylene glycol tetraacetic acid：乙二醇四乙酸），钌红（Ruthenium Red）等的可溶性药物。可列举出将使这些药物的1种以上溶解后的液体存积于容器407或室408的结构。

覆盖芯部的耐水性聚合物404的种类，只要为可在芯部的周围形成覆盖物（在芯部的外表面形成水封（water seal））的聚合物则未特别限制，例如，可适用在现有公知的导管等的医疗器具的领域中使用的聚合物（树脂）。耐水性聚合物404，优选为，为了避免构成芯部的导电性复合纤维401与周围电短路，兼具绝缘性。由耐水性聚合物404构成的覆盖物的厚度未特别限制。例如可列举出为0.1μm～5mm。

作为耐水性聚合物404的具体例，可列举出硅酮、PTFE（polytetrafluoroethylene：聚四氟乙烯）、PVC（聚氯乙烯）（polyvinyl chloride）、ABS（丙烯腈-丁二烯-苯乙烯）（acrylonitrile butadiene styrene）、ANS（丙烯腈-苯乙烯）（acrylonitrile styrene）、PEN（聚萘二甲酸乙二酯）（polyethylene napthalate）、PBT（聚对苯二甲酸丁二醇酯）（polybutylene terephthalate）、聚碳酸酯（polycarbonate）、PEI（聚醚酰亚胺）（polyetherimide），PES（聚醚砜）（polyether sulfone）、PET（聚对苯二甲酸乙二醇酯）（polyethylene terephthalate）、聚酰胺（polyamide）、芳香族聚酰胺（aromatic polyamide）、涤纶（polyester）、聚醚嵌段酰胺共聚物、聚甲基丙烯酸甲酯（polymethylmethacrylate）、聚亚安酯（polyurethane）、EVA（乙烯-醋酸乙烯）（ethylene vinyl acetate）、乙烯-乙烯醇（ethylene vinyl alcohol）、聚乙烯（polyethylene）、 橡胶（latex rubber）、PTFE、FEP、PFA、聚丙烯（polypropylene）、聚硅氧烷（polysiloxane）、离聚物（ionomer）、SAN（苯乙烯丙烯晴）（styrene acrylonitrile）、尼龙（nylon）、热塑性弹性体等。

将所述药物预先浸透或涂敷在构成本发明的体内嵌入型电极的导电性复合纤维也可以。在这种情况下，从生物体组织内的设置的所述导电性复合纤维所述药物缓缓地释放出，能在所述导电性复合纤维的周围局部地投与所述药物。

在芯部的另一端部1b嵌入到生物体组织中的状态下，一端部1a和容器407或者室408嵌入到生物体组织中也可以，设置在生物体组织外也可以。在生物体组织中嵌入一端部1a的情况下，与一端部1a连接的容器407或者室408，希望体积尽可能的小。例如，可列举出胶囊状的容器407。另外，在生物体组织内设置室408的情况下，经由室408中设置的管接头409，连接到生物体组织外也可以。从降低对生物体组织的侵袭性的观点出发，优选将芯部的一端部1a和容器7或者室408，设置在生物体组织外。

被耐水性聚合物4覆盖的芯部，根据用途能以所希望的长度（例如100μm～10cm）和粗细（例如10μm～5mm）制成。

容器407和室408的大小以及构成材料未特别限制，根据使用目的和使用样式可适当地变更。例如，能将硅酮树脂等的塑料制的袋（包）或者箱（盒）作为容器407或室408来适用。

在第四实施方式中，无需将从导电性复合纤维束401的一端部1a到另一端部1b的全部的区间由耐水性聚合物404覆盖。在一部分的区间中没有覆盖也可以。优选导电复合纤维束401作为液体输送路而起作用的区间被耐水性聚合物404覆盖。在图33A和33B所示的第四实施方式中，从另一端部1b的附近到一端部1a在内部具备的容器407或室408被耐水性聚合物404覆盖。

容器407和室408与一端部1a的连接方法未特别限制。能例示出，在使一端部1a露出的状态下设置于容器407或室408的液体存积部，比一端部1a更将覆盖中央侧的耐水性聚合物404通过公知的粘合剂等粘合在容器407或室408的外壁的连接方法。

（药物输送功能的应用）

到目前为止，当在脑神经系统（中枢神经系统的组织）中嵌入电极时，存在基于嵌入时的侵袭产生的限定的障碍扩大，遍及比电极的大小更广的区域产生永久的障碍的问题，并要求其解决策。

本发明的第四实施方式的体内嵌入型电极440具有的药物输送功能（drug delivery），可适用于用于减轻基于电极的嵌入导致的障碍药物的投与，特别是，在由向神经组织的嵌入产生的障碍的减轻中发挥显著的效果。通过将具有减轻中枢神经组织的障碍的效果的药物、例如GSNO（S-Nitrosoglutathione：S-硝基谷胱甘肽）从所述芯部的另一端部1b投与，能大幅度地减轻体内嵌入型电极440对中枢神经组织给予的损伤。其结果，能比现有更跨越长期间稳定且高精度地进行电极-神经组织间的信号的收发。在后述的实施例4-4（图34A～34D）中参照数据进行详细地说明。

在并用现有的金属制或碳制的生物体电极和GSNO等的药物的情况下，需要对生物体电极的设置部位，另外设置用于药物输送的管（例如.微毛细管等的极细的中空针）。或者，需要做成在生物体电极中使极细的中空针顺着的状态下储存（捆束）在单一的鞘（管）中的束结构（bundle结构）。在这样的束结构中，由于药物输送路的药物释放孔（释放口）与电极分离地设置（内置于鞘中），所以不仅仅嵌入到生物体组织内的结构物的结构变复杂，而且在电极与生物体组织的边界面中均匀地使药物分布是困难的。

另一方面，本发明的第四实施方式，由于作为电极的导电性复合纤维束401本身兼作药物输送路，所以结构简单。进而，由于从电极的表面药物浸出，所以在电极与细胞组织相接的边界面，即障碍最容易发生的区域可均匀地投与药物。另外，通过在导电性复合纤维束401中增加丙三醇等的前述的添加剂，能调节药物的释放速度。

本发明的第四样式的第四实施方式的体内嵌入型电极440所具有的药物输送功能（drug delivery），并未限定在用于减轻生物体组织的障碍的药物投与的用途中，例如，能适用于基于神经营养因子的神经纤维的选择式的结合（选择式的神经布线的形成）、伴随神经纤维的选择式的刺激的电信号的记录等的、刺激或活用生物体的细胞和生物体组织的生理功能的各种用途中。另外，流通体内嵌入型电极440的流路的液体并未限于药物溶液，只要是可将导电性复合纤维束401浸透并移动的液体，就不限定其组成、功能。

《由本发明的第四样式实现的效果的例子》

根据本发明的体内嵌入型电极，例如得到以下的效果。

1.能将由柔软的导电性复合纤维构成的生物体电极设置于生物体组织内。

2.能将导电性复合纤维与电线（信号电缆）的连接在生物体内稳定地维持。

3.能将药物在电极与生物体组织相接的部位以定速进行输送。

4.能减轻基于电极的设置（嵌入）导致的生物体组织（特别是脑神经组织）的障碍。

5.生物体信号的长期间的稳定记录成为可能。

6.能将电极与神经组织的立体结构相配合且立体地设置。

[实施例]

《第一样式的实施例》

下面示出实施例，将本发明的第一样式进一步详细地说明，但本发明的第一样式并不限于以下的实施例。

＜拉伸强度的评价＞

[比较例1-1]

将干燥浓缩了Heraeus CLEVIOS P溶液（Heraeus公司制）后的液体在平板上均匀地涂敷并使其自然干燥，进而，将固定乙醇制成的PEDOT-PSS薄膜（剖面积003 mm²，长度3cm）作为样品，在图9A中示出分别调查了其干燥状态和湿润状态（直到使纯水饱和为止，吸收的状态）的拉伸强度的结果。

从曲线图明确得知，湿润状态的 PEDOT-PSS线状体的拉伸强度（右），极端地降低干燥状态的拉伸强度（左）的约10％。

[实施例1-1]

在图9B中示出了调查了干燥状态和湿润状态（直到使纯水饱和为止，吸收的状态）的原料的丝线（9号蚕丝线：株式会社FujiX制，21D但尼尔丝纤维18根的捻搓线，线的直径约280μm，长度20cm）的拉伸强度的结果。

另外，在图9B示出了，调查了在所述CLEVIOS P液20cc中1小时浸渍后，使用梳齿状的多点电极，基于平均1cm进行3mC的通电的电化学式的固定，另外作为有机溶剂使用乙醇，在将溶液中包含的水分的一部分进行干燥时，通过干燥空气的喷吹，除去了60％的水的、由前述的制作法2b得到的、由PEDOT-PSS和所述丝线（9号蚕丝线）构成的直径约280μm的导电性高分子纤维束（下面，有时称为PEDOT-PSS 丝纤维束1。）的干燥状态和湿润状态（直到使纯水饱和为止，吸收的状态）的拉伸强度的结果。此外，曲线图的纵轴表示最大拉伸强度（CN：cmNewton），误差棒表示各标本数10的标准偏差。拉伸强度试验按照JIS L 1013标准，使用定速伸长形试验器（株式会社ORIENTEC制，型号RTC-1210A），纤维夹持间隔20cm，拉伸速度20cm/min，从试验次数10次的测量值的平均求出最大强度。

所述曲线图的具体的测定值 （CN）为以下所述。

?未加工丝干燥：平均值＝1350.4、标准偏差＝8.11；

?未加工丝湿润：平均值＝1082.9 、标准偏差＝12.28；

?PEDOT-PSS丝干燥：平均值＝1238.8、标准偏差＝16.93；

?PEDOT-PSS丝湿润：平均值＝1031.4、标准偏差＝24.45 。

从曲线图没有认定，当将干燥状态和湿润状态的原料的丝线与干燥状态和湿润状态的PEDOT-PSS 丝纤维束1进行比较，在两者中有明显的强度差。即，湿润状态的 PEDOT-PSS 丝纤维束1的拉伸强度保持干燥时的83％的强度，湿润状态的原料丝线的拉伸强度保持干燥时的80％的强度。由此可明显知道，涉及本发明的导电性高分子纤维，由于在干燥状态和湿润状态的任一个中，都具有与原料的丝线同等的优良的强度，难以产生断裂、龟裂等，所以其导电性难以降低。进而，关于干燥时和湿润时的强度差，因为PEDOT-PSS丝纤维束1（当将干燥时的强度作为基准时降低了17%（207CN））比原料丝线（将干燥时的强度作为基准时降低了20％（268CN））强度差变小，所以知道了PEDOT-PSS丝纤维束1，基于湿润的强度变化更小，具有稳定的强度特性。

另外，从实施例1-1与比较例1-1的结果可明显的得知，与仅由PEDOT-PSS构成的导电性纤维（干燥状态）相比，涉及本发明的导电性高分子纤维（干燥状态）的拉伸强度提高约10倍。

＜耐水性的评价＞

[实施例1-2]

关于以与实施例1相同的方法制作的导电性高分子纤维（PEDOT-PSS 丝纤维束1）准备了丙三醇浸透的样品A和丙三醇未浸透的样品B。

将各样品A、 B浸渍在纯水的状态下，以水平振幅5cm、3Hz、10次的条件增加振荡，之后反复进行3组使其自然干燥的清洗处理，并记录了各样品A、 B的阻抗值的推移。使用直流稳定化电源（PAB18-5.5；菊水电子工业社制）和数字万用表（VOAC7511；岩崎通信机公司制）从DC5V负载时的电流量计算阻抗值。阻抗值的测定，对干燥状态（不含水分的状态）的样品进行。在图10中示出其结果。此外，曲线图的纵轴表示纤维直径约280微米的PEDOT-PSS 丝纤维束1（干燥状态）的、平均长度1mm的阻抗值（MΩ/mm）。

从曲线图可知，在未添加丙三醇的PEDOT-PSS 丝纤维束1（样品B；曲线图中，用实线连接的“◇”的曲线）的情况下，阻抗值基于清洗处理的反复而上升，导电性降低。另一方面，在添加了丙三醇的PEDOT-PSS 丝纤维束1（样品A；曲线图中，用双点划线连接的“△”的曲线）中未确认阻抗值的上升但保持了导电性是明显的。也就是说，在涉及本发明的导电性高分子纤维中提高使用丙三醇等的添加剂，能使耐水性提高。

＜生物体电极的评价（1）＞

[实施例1-3]

使用由前述的制作法2b得到的PEDOT-PSS与所述丝线（9号蚕丝线）构成的直径约280μm，长度300mm的导电性高分子纤维（下面，有时称为PEDOT-PSS 丝纤维束2。），如图11A所示，在固定细绳3上具备橡带4以及金属导线5，进一步将PEDOT-PSS 丝纤维束2作为电极缠绕成线圈状，制成细绳状的体表型的生物体电极。将该生物体电极设置在人的体表面6。在图11B示出使用该生物体电极测定了人类心电图的结果的一例。

在测定人类心电图时，不使用包含电解质等的糊料（胶状物），而能使构成生物体电极的电极即PEDOT-PSS 丝纤维束2与皮肤接触进行测定。也就是说，具备涉及本发明的PEDOT-PSS 丝纤维束2的生物体电极，由于在强度、柔软性以及导电性中优良，所以明显得知可紧贴体表面进行安装。

此外，生物体电极的设置位置为右上肢、左上肢、左下肢的皮肤（体表）上，将各生物体电极与多种波动描记器（Polygraph，AP1124；TEAC公司制）连接，以双极肢引导的方法（设定灵敏度2000μV/mm，时间尺度 1秒　I， II， III引导）记录了安静时的人类心电图。

＜生物体电极的评价（2）＞

[实施例1-4]

将由通过前述的制作法1a得到的PEDOT-PSS和所述丝线（9号蚕丝线）构成的直径约280μm，长度1.5mm的导电性高分子纤维的周围用硅酮树脂覆盖，将一部分绝缘。具体地说，将露出部（非绝缘部）的长度设成约500μm，绝缘覆盖部的长度设成约1000μm。得到的导电性高分子纤维（下面，有时称作PEDOT-PSS 丝纤维束3。）的电极阻抗为约500kΩ，将其与金属细线（Xwire，田中贵金属工业公司制）连接，作为线状的嵌入型的生物体电极。将其用实体显微镜观察的照片表示在图12A中。

接着，将制成的生物体电极在显微镜下刺入小白鼠的坐骨神经的神经外膜正下方，使用显微外科用手术线（S&T 10-0）进行了结扎固定（图12A的右图）。手术后，将金属导线连接到前置放大器，使用生物体信号记录装置（AP1024，TEAC公司制），记录了坐骨神经的活动电位（集合活动电位）。在图12B中示出了测定结果的一例。此外，测定条件为，设定灵敏度2000μV/mm，时间尺度1秒，从上开始按顺序为静止时 肌收缩时　肌弛缓时）。

具备涉及本发明的PEDOT-PSS 丝纤维束3的嵌入型的生物体电极，由于为线状，所以通过手术能缝入到组织。为此，与现有的大型且柔软性差的金属电极相比较，涉及本发明的生物体电极的设置场所的自由度高，能在稳定的状态下固定电极，并且由于仅露出必要的最小限的位置而其它的位置被覆盖，所以耐老化性高，变为可长期记录。

＜导电性的评价＞

[实施例1-5]

使用所述丝线（9号蚕丝线），并通过前述的制作法2b，制成了在丝线的内部和外圆周部配置了PEDOT-PSS的导电性高分子纤维。具体地说，准备了在外圆周部将PEDOT-PSS电化学式地进行1次包覆并干燥后的样品C、在样品C中进一步使丙三醇浸透的样品D、在样品C中再次将PEDOT-PSS电化学式地施行包覆（合计2次包覆）后的样品E、在样品E中进一步使丙三醇浸透的样品F。

将干燥状态（不含水分的状态）的各样品C、 D、 E、 F的导电率以实施例1-2中记载的阻抗值的测定方法进行测定，将各阻抗值以与实施例1-2相同的方法测定的结果在表1中示出。

从得到的结果明确可知，为了提高导电率和阻抗值，导电体的厚度优选为厚（与包覆次数1次相比更优选2次），优选为，添加丙三醇。

《第二样式的实施例》

下面，虽然通过实施例将本发明的第二样式进一步具体地进行说明，但本发明的第二样式并不限于这些实施例。

[实施例2-1]

在本实施例中，作为基材纤维准备丝纤维（9号丝线：直径约280μm），如图13以及图15A～B所示，使用具备本发明的转子电极的制造装置，制成了在丝纤维的外圆周部和由所述丝纤维构成的纤维束的内部聚合固定了包含PEDOT-PSS的导电体的导电性高分子纤维。此时，作为导电体溶液，调整不使用添加物等的溶液和添加了丙三醇的溶液的两种，并分别进行电化学式地聚合固定。

另外，作为转子电极，如图13A～13B所示，使用滑轮状的转子电极222和辊状的转子电极232，这些各转子电极222、232以从所述丝纤维的径向两侧夹入丝纤维的方式被交互地配置。此时，作为滑轮状的转子电极222，使用了该滑轮222a的直径为8mm，宽度为4mm的滑轮。另外，作为辊状的转子电极232，使用了该辊232a的直径为6mm，宽度为3mm的辊。

具体地说，如在上述的涉及本发明的实施方式中说明的那样，在浸渍容器中收容的包含PEDOT-PSS的导电体溶液中使丝纤维浸渍，将其用卷绕部垂直地吊起。此时，使用图14所示的梳齿状电极，通过多个梳齿将丝纤维从两侧交互地夹入，并且边将丝纤维吊起边进行通电。此时，使用直流稳定化电源（菊水电子工业公司制：PAB18-5.5），对梳齿状电极供给20μA、18V的直流电源，在丝纤维的纵长方向10mm的聚合固定中确保3～6mC的电量（电通量密度：5.85～9.95×10⁴C/m²），使用“数字万用表（岩崎通信机公司制：VOAC7511）”，进行电流电压监视并调整。

进而，关于得到的导电性高分子纤维，将其纤维阻抗以及导电率，使用阻抗测定器“DM2561（NF CORPORATION 制）”，在350mA的直流电流下，以纤维长10mm进行了测定。另外，作为纤维的把持夹具，使用了STACK ELECTRONICS公司制夹具（ナノクリップ）。另外，此时的测定，在干燥状态（不含水分的状态）下进行，将结果表示在下述表2。另外，在表2中，实施例1表示实施例2―1，比较例1表示比较例1-1。

另外，关于得到的导电性高分子纤维，通过使用实体显微镜观察，用目视确认包含PEDOT-PSS的导电体的覆盖状况，在图17A中示出了此时的照片。

另外，关于得到的导电性高分子纤维，将生理盐水（0.9％NaCl溶液：20℃）中浸渍了一个月之后的状态，用实体显微镜像（使用Leica SZ）拍摄并评价耐水性，在图18A中示出了该照片。

[实施例2-2]

在本实施例中，在图13所示的制造装置中，除了使用如图14所示的梳齿状电极221、231进行了通电的点，以与上述实施例2-1相同的条件和步骤制成了导电性高分子纤维。此时，作为梳齿状电极221、231，使用了多个梳齿221a、231a的梳齿间距离（电极间距离）为10mm的梳齿状电极。

进而，关于得到的导电性高分子纤维，通过使用实体显微镜进行观察，用目视确认包含PEDOT-PSS的导电体的覆盖状况，图17B示出了此时的照片。

[比较例2-1]

在比较例中，通过现有的化学固定法，除了对丝纤维（基材纤维）固定了导电体的点之外，以与上述实施例2-1相同的条件和步骤，制成了在丝纤维的外圆周部和由所述丝纤维构成的纤维束的内部固定了包含PEDOT-PSS的导电体的导电性高分子纤维。进而，通过上述相同的方法，对得到的导电性高分子纤维，测定其纤维阻抗和导电率，在表2中示出了结果。

另外，以与上述实施例2-1相同的方法评价耐水性，在图18B中示出了作为实体显微镜像拍摄的照片。

[评价结果]如表2所示的结果那样，使用涉及本发明的制造装置，并通过由本发明规定的制造方法，在丝纤维（基材纤维）中将包含PEDOT-PSS的导电体电化学式地聚合固定了的实施例1的导电性高分子纤维，与使用现有的制造装置通过化学式固定法制成的比较例的导电性高分子纤维相比，无论添加物的有无，纤维阻抗低，另外，明显得知能得到优良的导电性。

另外，如图17A的照片图所示，由实施例2-1得到的导电性高分子纤维，包含PEDOT-PSS的导电体均匀地覆盖丝纤维的表面以及直到该纤维束的内部，丝纤维不会露出，得知导电体被固定化的情况。

进而，如图18A的照片图所示，由实施例2-1得到的导电性高分子纤维，即使在一个月间的耐水性试验后，也确认了导电体覆盖了丝纤维的表面以及直到该纤维束的内部的状态（丝纤维表面的黑色）被维持的情况。

另一方面，使用现有的化学式固定法制成的导电性高分子纤维，如表2所示，与实施例2-1的导电性高分子纤维相比纤维阻抗高，另外，明显得知导电率也低。

另外，由比较例2-1得到的导电性高分子纤维，如图18B的照片图所示，在一个月间的耐水性试验后，认为是丝纤维露出的状态（丝纤维表面的白色～灰色），并确认出大部分的导电体剥离并失去。

此外，如图17B的照片图所示，在实施例2-2中使用梳齿状电极得到的导电性高分子纤维，与使用转子电极制成的实施例1的导电性高分子纤维相比，被确认为丝纤维表面的一部分露出。这是因为，当使用梳齿状电极边垂直地吊起边通电时，通过与一部分的梳齿（金属棒电极）接触使导电体剥离，但是与由比较例制成的导电性高分子纤维相比，由于丝纤维表面的覆盖率高，所以与现有产品相比，认为在纤维阻抗和导电率的哪一点中都是优良的产品。

《第三样式的实施例》

接着，示出实施例对本发明的第三样式进一步详细地说明，但本发明的第三样式并不限定在以下的实施例中。

（实施例3-1；脑波用梳形电极）

将进行复合纤维化之前的丝纤维束（株式会社FujiX制，轮箍（タイヤ）　9号，纤维直径约280μm），浸渍于在PEDOT-PSS（Clevios P，德国Heraeus公司制）中添加了0.1％的EDOT （德国Heraeus公司制）的溶液。接着给所述丝纤维束通电，在丝纤维束的表面以及内部中，通过电化学式地固定PEDOT-PSS，制成了丝纤维束与PEDOT-PSS的导电性复合纤维。将该导电性复合纤维束捆扎4根，并固定成绷在梳形的聚苯乙烯制的弓形状的框架上的形式（4个位置、共计16根），得到图19A～19D所示的梳形的生物体电极10。

作为与由导电性复合纤维构成发接触子311接合的信号电缆314，使用了脑波测定装置（日本光电工业株式会社制）用的信号电缆。在将该信号电缆的覆盖物剥下1cm并露出铜线的上面卷绕导电性复合纤维，并结扎。通过乙烯-乙烯醇类粘合剂绝缘覆盖导电性复合纤维与信号电缆的接合部。

此时，与信号电缆一起将所述接合部固定于框架端。

在脑波测定中的生物体电极的使用前，使丙三醇浸透到接触子311（导电性复合纤维）。通过使丙三醇浸透，导电性复合纤维的导电性和耐水性提高，同时纤维的被改善，得到接触子311与头皮的良好的接触，变成脑波的稳定的测定。由本实施例制成的生物体电极310为，宽度12mm 长度35mm厚度6mm 梳前端部厚度2mm的大小以及重量1.1g（仅为电极部　不包含电缆重量），并被薄型化和轻量化。进而，由于是梳形的形状，能将生物体电极310隐藏在头发的下面进行安装。

（实施例3-2；发卡形脑波用电极）

使用了与实施例1相同的导电性复合纤维。作为框架，使用了长度3.5cm的发卡形夹发器。所述发卡为钢制，其表面被聚氨酯类树脂涂抹。将脑波测定用信号电缆（日本光电株式会社制）的覆盖物剥下3cm，在露出的铜线的上面卷绕二层导电性复合纤维，作为粗细约1mm的接触子（图21C）。将2根接触子经由乙烯-醋酸乙烯制的支撑体固定于发卡的U字框架的两端，得到图20A～20D所示的发卡形的生物体电极320。由本实施例制成的生物体电极320为长度35mm 横向宽度2-5mm高度3mm 的大小以及重量0.5g（仅为电极部　不包含电缆重量）。在使用生物体电极320进行脑波测定的情况下，由于电极本身能把持头发，所以可自立地固定，使用伸缩性网等的支持物也可以，不使用也可以。

图23A表示使用实施例3-2的发卡形的脑波用电极来测定的人类的脑波。作为探查电极将实施例3-2的发卡状的电极分别设置于C3和C4。作为无效电极，将银氯化银盘电极（NE134A日本光电株式会社制火棉胶电极用），经由含有生理盐水的脱脂棉，在两侧的耳壳（耳垂）使用胶带进行固定设置。在设置电极的皮肤上没有进行脱脂、角质去除等的前处置。图23A表示将成人男性的苏醒时脑波，在通常的实验室使用日本光电株式会社制的MEB5504，并以低频截止滤波器1Hz，高频截止滤波器20Hz的条件测定的波形。在此，图的横轴为400ms/div，纵轴为50μV/div。

图23B表示使用实施例3-2的发卡形的脑波用电极测定的成人男性的听性脑干反应（诱发电位）。使用的测定设备（日本光电株式会社制MEB5504）以及电极的设置，与图23A的脑波测定相同。在两耳中从耳机输入90 db的点击音，基于听性诱发电位的标准设定值进行了1000次的加法平均。在此，图的横轴为1ms/div，纵轴为0.2μV/div。由以低频截止滤波器1Hz，高频截止滤波器200Hz的条件测定的诱发电位波形示出了本发明的实施方式的生物体电极可使用于诱发电位测定中。

（实施例3-3：心电图用电极）

以比较测定的生物体信号的稳定性和噪声的产生为目的，将以下的3种电极1～3设置于相同的1头的实验动物（小白鼠）的体表面，同时测定心电图，进行了测定波形的比较。

?电极1（涉及本发明的第二实施方式的电极）：将把在与实施例3-1相同地制成的导电性复合纤维中使丙三醇浸透的纤维（长度12mm）排列了30根的接触子设置于小白鼠体表面，并用后述的2种方法进行了固定。

?电极2（现有型）:将在银-氯化银电极中涂敷了导电性凝胶的电极（F120S，日本光电工业株式会社制）设置于小白鼠体表面，并用后述的2种方法进行了固定。

?电极3（现有型纺织原料电极）：将具备施行了银包覆的纤维织物的出售的运动心率计用的电极（商品名：Smart Fabric Sensor，WearLink+ strap 电极），Polar社制）设置于小白鼠体表面，并用后述的2种方法进行了固定。

将小白鼠的胸背部的皮肤进行剃毛，由消毒用酒精清洗了皮肤之后，将上述3种类的生物体电极（电极1～3）分别设置于左胸背部和右胸背部。在各部中，使电极1～3的设置部位尽可能接近。作为无效电极（身体接地），将医疗用生物体电极（F-150S，日本光电工业株式会社制）设置于胸腰部。从各生物体电极得到的信号通过测定设备（Polymate AP1124，TEAC株式会社制）进行了解析。

在小白鼠的左胸背部和右胸背部电极中，将各电极用2种固定方法（伸缩性带或者胶带）固定并测定。将测定结果在图27中示出。

首先，在将各电极的上面载置PVC制薄片基板而构成的电极垫以伸缩性的带进行了压迫固定的情况下，从3种电极得到的信号几乎相同，能稳定地记录信号。接下来，在将带除去，并用医疗用粘着胶带（シルキーポア）（注册商标）进行了固定的情况下，从电极1和电极2，即使在小白鼠的安静时和体动时的任一个状态下能记录稳定的信号。但是，来自电极3的信号，通过体动基线会动摇，认为有交流声的混入。从以上的结果明显可知，通过涉及本发明的第二实施方式的电极1测定的信号的稳定性，近似于医疗用的电极2，并且比纺织原料电极3更优良。

（实施例3-4：皮肤的湿度的调节）

将伴随粘贴了生物体电极的皮肤的闷热的皮肤水分量的变化以皮肤水分量测定装置（コルネオメーター）进行测定，并将现有型的生物体电极与涉及本发明的第二实施方式的生物体电极的粘贴6小时后的皮肤水分量进行了比较。将人类成人男性前臂的皮肤作为测定部位来使用。

受检者在室温26度、湿度40％的环境下进行了个人计算机等的事务工作。将各电极的粘贴前与6小时后的各电极粘贴部位的皮肤水分量以皮肤水分量测定设备（TK59823，德国Courage + Khazaka electronic公司制）进行了测定。图10中示出了测定结果。

图28中示出的测定结果，表示电极的安装前（结果A）与电极的粘贴6小时后（结果B～E）的前臂的皮肤水分量（误差棒 1 SD 标准偏差 n＝10）。结果B（+13.7%）是使用了薄片基板中具备换气用的开口部的本发明的第二实施方式所涉及的生物体电极的结果，结果C（+15％）是除了不具备开口部之外使用了与结果B相同的生物体电极的结果，结果D（+32.3％）是使用了涂敷有粘着性凝胶的现有型生物体电极，结果E（+54.4％）是使用了作为薄片基板使用了高粘着性垫的现有型生物体电极的结果。上述括弧内的结果为，将电极安装前的水分量作为100％，表示各电极的粘贴部位的水分量的上升率。

与各结果对应的电极B～E的具体结构为以下所述。

电极B是在与实施例3-1同样制成的导电性复合纤维中使丙三醇浸透，并在20x30mm的PVC制的片状基板上并列30根，构成7x12mm的接触子的、图25A所示的形态的生物体电极。在片状基板中设置2个面积20mm²的开口部，并通过在PVC制薄片表面涂敷的粘着剂固定于皮肤表面。

电极C，除了使用了未设置开口部的片状基板之外具有与电极B相同的结构。

电极D是使用了导电性粘着凝胶的银-氯化银的医疗用生物体电极（F120S，18x35mm，日本光电工业株式会社制）。

电极E是使用了高粘着性泡沫垫的银-氯化银的医疗用生物体电极（M150，日本光电工业株式会社制　直径40mm）。

生物体电极B～D在受检者的前臂自立地被固定的状态下进行使用。

在以上的结果中，使用了粘着性凝胶的现有型的电极D的皮肤水分量上升到＋32.3％，使用了高粘着性泡沫垫的现有型的电极E的皮肤水分量会上升到＋54.4％。另一方面，相对于现有型，使用了导电性复合纤维的电极B（有开口部）的皮肤水分量＋13.7％，电极C（没有开口部）的皮肤水分量＋15.0％的上升就停止。其结果，示出了本发明的第二实施方式中所涉及的电极与现有型电极相比较，难以闷热。进而，在片状基板中设置了开口部的电极B，比无开口部的电极C更能将皮肤分量的上升（增加）很低地抑制，所以承认基于开口部的湿度的减少效果。

（实施例3-5：生物体电极的电特性之比较）

?生物体电极与皮肤的合成阻抗的比较

在人类前臂皮肤上，将以下的三种生物体电极4～6以电极间隔5cm分别设置，将各生物体电极和皮肤的合成阻抗，使用生物体电极阻抗计（Melontechnos Co., Ltd制），通过10Hz、正弦波的条件进行了测定。将下述电极4的结果作为“1”，将该测定结果通过电极面积标准化的阻抗比在图以下的表中示出。另外，将各电极的接触面积、阻抗一并记载。从上述结果示出了本发明的第二实施方式所涉及的生物体电极4的平均面积的阻抗更低。此外，接触面为干燥状态的情况下的运动用生物体电极6 的阻抗非常高，使用的测定设备不能测量。

?电极4（本电极）是与实施例1相同地制成，并把将使丙三醇浸透的导电性复合纤维15根并列于PVC制的片状基板上的12mmx7mm的接触子以第二实施方式的方法固定的生物体电极。在人类前臂皮肤的表面设置电极4，以伸缩性带进行了固定。此时，人类前臂皮肤的表面与由所述接触子构成的接触部的接触面积为84mm²（7x12mm）。

?电极5（现有型）；将在银-氯化银电极中涂敷了导电性凝胶的电极（Vitrode F 150S，日本光电工业株式会社制）设置于皮肤表面，将由电极4使用的片状基板从上面包覆，用伸缩性带进行了固定。此时，人类前臂皮肤的表面与电极5的接触面积为630mm²。

?电极6（现有型运动用生物体电极）；将具备施行了银包覆的尼龙制的纤维织物的出售的运动心率计用的电极（Smart Fabric Sensor，WearLink+ strap 电极），Polar公司制）设置于皮肤表面，由伸缩性带进行了固定。此时，人类前臂皮肤的表面与电极6的接触面积为600mm²。

以下，示出测定了各生物体电极与皮肤的合成阻抗后的结果。

?频率特性

以将具备导电性复合纤维的下述电极7和使用了电解质溶液的现有型的下述电极8的频率特性进行比较为目的，使用Autolab（PGSTAT，Metrohm Autolab社制）并测定了两电极的频率特性的结果在以下的表中示出。本发明的第三样式的第二实施方式所涉及的下述电极7的阻抗示出了在10Hz-10KHz的区域中，由使氯化钠电解质溶液浸透的丝纤维构成的下述电极8的阻抗更低。

?电极7（本电极）是与实施例3-1同样地制成，使丙三醇浸透的长度2cm的导电性复合纤维的接触子。

?电极8是在构成电极7的丝纤维（纤维径280微米）中使0.9％氯化钠电解质溶液浸透而得到的电极（长度2cm）。下面，示出测定了各电极的频率特性的结果。

《第四样式的实施例》

接着，示出实施例，将本发明的第四样式进行详细说明，本发明的第四样式并不限定于以下的实施例。

[实施例4-1］

（使用了导电性复合纤维体的内嵌入型电极的制成）

使进行复合纤维化之前的丝纤维束（株式会社FujiX制，轮箍（タイヤ）　9号，纤维直径约280μm），在PEDOT-PSS（Clevios P，德国Heraeus公司）中添加了0.1％EDOT （德国Heraeus公司社制）的溶液浸渍。接着使用梳形电极给所述丝纤维束进行通电，通过在丝纤维束的表面以及内部，电化学式地固定PEDOT-PSS，得到丝纤维束与PEDOT-PSS的导电性复合纤维束。

除去聚酰亚胺覆盖铂铱线（直径30微米）（美国加利福尼亚电线公司社制）的前端的覆盖物，与制成的导电性复合纤维束（纤维直径为280微米）进行结扎。将该结扎部以及导电性复合纤维束的表面，使用PDMS（Polydimethylsiloxane）（商品名：Sylgard 184，TORAY Dow Corning社制）进行覆盖。剥下导电性复合纤维束的前端500～2000微米的覆盖物，露出了导电性复合纤维束的前端。通过使所述露出的前端中包含的PEDOT-PSS接触在不锈钢制的引导针（直径100微米，SEIRIN株式会社制），进而，通过涂敷酒精并化学式地固定（粘合），制成了体内嵌入型电极。

（体内嵌入型电极的设置）

将SD小白鼠进行异氟醚麻醉，在头盖骨上开窗，并除去硬膜而露出大脑皮质。使用脑固定装置（SR-6R，株式会社NARISHIGE社制）的显微操作器上固定的电动式促动器（RCD 株式会社IAI社制），向大脑皮质内设置所述体内嵌入型电极。具体地说，在左桶状皮质中所述电极的前端以达到皮质下2mm的深度、并且能以0.01～0.02秒间刺入。在所述导电性复合纤维束中结扎的铂铱线连接脑神经信号测定记录解析装置（型番：RZ51，美国TDT社制）的耳机放大器。作为参考电极，在皮质上设置银氯化银线，作为身体接地，在头盖下设置银氯化银线。测定的信号由专用软件（Open EX、 open explorer TDT）进行记录以及解析。

由PEDOT-PSS和丝纤维构成的复合材的吸水很慢。例如在将干燥状态的所述导电性复合纤维束浸积在0.9%NaCl生理盐水中的情况下，纤维的膨胀明显地被确认为浸积开始后，约为30秒以下。如果在生物体组织中以高速度（短时间（例如1秒以内）刺入所述导电性复合纤维束，则PEDOT-PSS通过吸水进行膨胀，进而在强度降低之前，能将具备所述导电性复合纤维束的所述体内嵌入型电极在体内进行设置。

在所述体内嵌入型电极的向脑内的刺入后，包含组织中静置的PEDOT-PSS的导电性复合纤维缓缓地吸收体液（细胞外液或脑脊髄液），并膨胀进一步与周围的组织紧贴。进而，通过吸水，导电性复合纤维与引导针的粘合部剥离，导电性复合纤维的电极从引导针分离。之后，通过显微操作器拔去引导针，将作为所述电极的主体的导电性复合纤维束留置在组织中。

（脑活动电位的记录）

通过上述刺入方法，在小白鼠脑内的左桶状皮质的2个位置中，在深度2mm的位置中设置了纤维径200微米且纤维长1mm的所述体内嵌入型电极。此时，电极间距离为2mm。图35A中示出了由所述电极记录的小白鼠的大脑皮质（桶状皮质）的活动电位。上段的曲线图和下段的曲线图是设置的2个电极分别检测出的信号。通过向小白鼠的右侧的胡须的机械式刺激，从设置的2个电极记录了爆发状的集合活动电位。另外，在2个电极的波形中确认出同步的集合电位（↓：箭头）和非同步的集合电位（▼印）。

[实施例4-2］（体内嵌入型电极的制成）

将与实施例4-1同样地制成的导电性复合纤维束（长度3mm，线径50微米）在丙三醇中浸渍，在纤维内使丙三醇浸透。在得到的导电性复合纤维束的单端中，将插入引导用的线进行结合。作为插入引导用的线，使用了显微外科用的带弯曲针尼龙单丝缝合线（粗细：10-0，S＆T社制）。在作为所述导电性复合纤维束的另一端，卷绕除掉了金线（X线，田中贵金属工业株式会社制）的绝缘覆盖物的裸线并固定，将固定部以PDMS （商品名：Sylgard 184，TORAY Dow Corning社制）进行了覆盖。

（坐骨神经的集合活动电位的记录）

将威斯特小白鼠进行异氟醚麻醉，在左后肢增加皮肤切开，露出了左坐骨神经。在显微镜下，在坐骨神经束的外膜刺入10-0的引导线。接着将结合于引导线的所述导电性复合纤维束，拽拉引导线导入坐骨神经束内。由于在所述导电性复合纤维束中施行了吸水速度的延迟加工，即由于通过浸透丙三醇，吸水速度变迟，所以手术操作中明显不膨胀，被插入到组织内（神经外膜下）。所述导电性复合纤维束在插入的15分后进行膨胀并被固定于组织内。在图35B中示出了电极固定后测定的小白鼠的座骨神经的集合活动电位（Scalebar 1秒　50μV）。

[实施例4-3］（小白鼠的心电图的记录）

使用与实施例4-1同样地制成的导电性复合纤维束（长度20mm，线径280微米）记录了小白鼠的心电图。在异氟醚麻醉下，在小白鼠的右前胸部、左前胸部以及季肋部的3个位置的皮肤下组织层，通过结扎所述导电性复合纤维束，将体内嵌入型电极设置在皮下组织。经由通过绝缘性以及耐水性聚合物覆盖的金属制电线，将构成所述电极的导电性复合纤维束与多种波动描记器（Polygraph，AP1124；TEAC公司制）的前置放大器的信号电缆连接。在图35C中示出以取样频率1kHz记录的小白鼠的心电图（双极引导）（Scale bar 1秒　50mV）。

[实施例4-4］

（活用了嵌入型生物体电极的药物输送（drug delivery））

在以与实施例1相同的方法制成的、仅较长地制成的导电性复合纤维束的一个端部中，将存积了药剂溶液的硅酮制的包作为容器进行了连接。此时，使用PDMS（商品名：Sylgard 184，TORAY Dow Corning社制）覆盖（密封）所述导电性复合纤维束的外表面，构成了药物的输送路径。通过该覆盖，将所述导电性复合纤维束具备在芯部，得到PDMS制的筒构成所述输送路径的外壳的体内嵌入型生物体电极。

以测定构成所述电极的芯部的所述导电性复合纤维束中的药物输送速度为目的，准备试验用的导电性复合纤维束，进行了药物输送试验。

首先，将与实施例4-1相同的方法制成的导电性复合纤维束（长度20mm，线径280微米）的中央部遍及长度5mm由PDMS覆盖，将所述导电性复合纤维束的一个端，浸入到已放入包含荧光物质的萤光黄 100μM的生理盐水1mL的室中，将另一端投入到已放入普通的（不包含荧光物质）生理盐水0.5mL的盘中。放入萤光黄的室的液体水位，被设定成比放入普通的生理盐水的盘的水位高出5mm。将它们静置于37度的恒温室中，所述盘中的生理盐水中包含的萤光黄的浓度在设置后第0、1、2、3、4、7天进行了测定。在测定中使用荧光强度测定装置（マルチラベルカウンター，ALVO SX1420，Perkin Elmer社制），用荧光测定法进行了测定。在图36中示出了测定结果。

通过从所述室经由所述导电性复合纤维束直到盘为止萤光黄被输送，所述盘中的萤光黄的浓度以0.17μM/day的速度上升。其结果，萤光黄以固定速度透过（浸透移动）导电性复合纤维（图36，▲的曲线以及点线）。

[实施例4-5]

与实施例4-4相同准备了中央部被PDMS覆盖的导电性复合纤维束。但是，在由PDMS覆盖之前在所述导电性复合纤维束中使丙三醇浸透。使用该导电性复合纤维束，与实施例4-4相同在测定了药物输送速度时，盘中的萤光黄的浓度以6.7μM/daydd的速度上升（图36，■的曲线以及实线）。从其结果，示出了通过将丙三醇向导电性复合纤维添加，药物输送速度就上升。

作为通过在导电性复合纤维束中使丙三醇浸透，药物输送速度提高的一个理由，在通过PDMS覆盖导电性复合纤维束时，丙三醇防止PDMS浸透（浸染）导电性复合纤维束的内部，由导电性复合纤维束构成的流路的状态保持为药物输送中适宜的状态。

[实施例4-6］

（基于电极的对中枢神经组织的侵袭性的评价）

由向中枢神经系统的组织的生物体电极的嵌入，在中枢神经系统的组织中在比电极的大小更广的区域中产生永久的障碍，成为测定的障碍，到目前为止一直是个问题，需求该解决策。由涉及本发明的实施例4-4制成的生物体内嵌入型电极的向脑内的刺入后，经由所述电极的所述流路（药物输送路），通过投入具有减少中枢神经组织的障碍的效果的药物（GSNO：S-Nitrosoglutathione），由所述电极的嵌入是否能减轻给予中枢神经组织的障碍（侵袭），通过动物实验已经做了研究（图34B～34D）。

通过小白鼠的大脑皮质的神经胶质细胞（星形胶质细胞）的免疫组织染色和神经组织的缺损的程度评价了基于向小白鼠脑内的电极的插入（刺入）的神经组织的障碍的程度。免疫组织染色如下所述。以4％多聚甲醛‐醛从环流固定的大脑皮质制作25微米的冻结切片，使抗GFAP抗体（MAB360 Chemicon） 按1：1000稀释、4℃、overnight的条件结合，进而，以2次抗体（Alexa 568）标志，用荧光显微镜（BX51奥林巴斯株式会社制）进行了观察。

在将现有型的金属制针电极嵌入小白鼠脑内，用荧光显微镜观察一周后的大脑皮质时，如图34D所示，超过金属制针电极的嵌入部（点线的区域），产生了显著的组织缺损（黑色的区域）。在神经组织中GFAP阳性的神经胶质细胞（星形胶质细胞）增殖（图34D的▲）。特别是与电极接触的区域中神经胶质细胞密集地增殖，形成了神经胶质疤痕（图34D的箭头）。这样，在电极嵌入后第7天，认为出现了显著的组织缺损和神经胶质疤痕的形成（箭头）以及神经胶质细胞的集団（▲印）。

使用这样设置的现有型的金属制针电极测定了小白鼠的大脑皮质的集合活动电位。在电极的嵌入后，在第1天和第7天进行了测定。其结果在图34A的下段（Conventional）（Scale bar 250ms 40mV）示出。虽然第1天的测定信号良好，但在第7天出现了测定波形的缩小、尖峰信号的欠落（箭头）。在图34A中，Day1是电极嵌入后第1天的测定记录，Day7是电极嵌入后第7天的测定记录。箭头指的是尖峰信号的欠落。

另一方面，在将由实施例4-4制成的生物体内嵌入型电极刺入小白鼠脑内之后，经由所述电极的所述药物输送路，将抗炎症剂（GSNO）按每一体重250g投入15μg/day。药物输送的速度，通过连接于所述药物输送路的小型浸透压泵（美国Alzet社制）进行调节。在投与了抗炎症剂的本实施例的情况下，组织缺损与现有型电极相比较小，组织缺损限于电极设置部（点线的区域）（图34C）。另外，神经组织的神经胶质细胞的增殖为轻度，没有发现在与电极的接触部中有明确的神经胶质疤痕（图34C）。在图34C中，在电极的周围投与GSNO，在电极嵌入后第7天组织缺损限于电极的设置区域（点线），组织中的神经胶质细胞的增殖很少。

为了进行比较，在图34B中示出了未嵌入电极的正常的大脑皮质的神经胶质细胞的荧光免疫染色像。

使用这样设置的涉及本发明的实施例4的电极测定了小白鼠的大脑皮质的集合活动电位。在电极的嵌入后，在第1天和第7天进行了测定。其结果在图34A的上段（PEDOT-PSS）（Scale bar 250ms 40mV）示出。观察到第1天和第7天的测定信号都是良好的波形。

以上说明的各实施方式中的各结构以及它们的组合等是一例，在不脱离本发明的主旨的范围内，结构的追加、省略、置换以及其它的变更为可能。另外，本发明并不由各实施方式限定，而仅由权利要求（Claims）的范围限定。

工业实用性

本发明能提供一种在导电性、干燥状态和湿润状态中的强度、以及柔软性中优良的导电性高分子纤维和具备该导电性高分子纤维的生物体电极。

本发明提供一种能使包含PEDOT-PSS的导电体在基材纤维中浸透或附着，并且能电化学式地连续地聚合固定，能生产性良好地制造在导电性和耐老化性中优良的导电性高分子纤维的导电性高分子纤维的制造方法以及制造装置。

涉及本发明的生物体电极，从医疗开始，到健康促进、信息技术、可穿戴计算机等的广泛的领域中，作为长时间的可连续使用的体表面安装型的生物体电极可利用。能提供一种比现有技术安装感提高的生物体电极以及具备该生物体电极的生物体信号测定装置。

涉及本发明的体内嵌入型电极，从医疗开始，到健康促进、信息技术、可穿戴计算机等的广泛的领域，作为体内嵌入型的生物体电极可广泛地利用。更具体地说，例如，能利用于深部脑刺激等的电刺激治疗、嵌入型的神经活动记录用电极、脑机接口等中。

能提供一种可检测生物体内的微弱的电信号，生物体亲和性优良，向生物体组织的侵袭性低的体内嵌入型电极。

附图标记说明

2…导电性高分子纤维

3…固定细绳

4…橡皮带

5…金属导线

6…人类的体表面

33…金属或碳

34…导电体

54…导电体

63…绝缘层

L…基材纤维的直径

h…覆盖的导电体的厚度

10、20、30、40、50、60…导电性高分子纤维

11、21、31、41、51、61…基材纤维

12、22、32、42、52、62…导电体

210、250…导电性高分子纤维的制造装置（制造装置）

202…多个电极（阳极）

221…梳齿状电极（多个电极；阳极）

221a…梳齿（电极）

221b…端子

222…转子电极（滑轮状的电极）

222a…滑轮

222b…槽部

222c…金属轴部

203…多个电极（阴极）

231…梳齿状电极（多个电极；阴极）

231a…梳齿（电极）

231b…端子

232…转子电极（辊状的电极）

232a…辊

232b…外圆周面

232c…金属轴部

252…单数（单极）的电极（阳极）

253…单数（单极）的电极（阴极）

204…导电体的溶液

205、255…浸渍容器

206、256…缠线筒

207、257…室（调湿部）

208、258…干燥部

209、259…卷绕部

310…生物体电极

311…接触子

312…第一框架

313…第二框架

314…信号电缆

H…毛发（头发）

S…皮肤（头皮）

320…生物体电极

321…接触子

322…第三框架

323…第四框架

324…信号电缆

321a…导电性复合纤维

321b…金属制线材

321c…绝缘性覆盖材

321e…导电性复合纤维

321f…金属细线

321g…芯材

321z…绝缘性覆盖材

N…低张紧性网

330…生物体电极

331…接触子

332…接触部

333…基板（基材）

334…信号电缆

335…支持物

336…开口部

337…调湿用垫

338…电极垫

339…放大器（外部装置）

B…身体（躯干）

T…内衣（衬衫）

401…导电性复合纤维束

402…电线（金属导线）

403…接线部

404…聚合物

405…针（引导针）

406…线

407…容器

408…室

409…管接头

410、420、430、440…体内嵌入型电极

N′…神经索。