[go: up one dir, main page]

CN104684469A - 信号检测装置以及信号检测方法 - Google Patents

信号检测装置以及信号检测方法 Download PDF

Info

Publication number
CN104684469A
CN104684469A CN201380051111.9A CN201380051111A CN104684469A CN 104684469 A CN104684469 A CN 104684469A CN 201380051111 A CN201380051111 A CN 201380051111A CN 104684469 A CN104684469 A CN 104684469A
Authority
CN
China
Prior art keywords
circuit layer
signal
signal detection
layer
detection device
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201380051111.9A
Other languages
English (en)
Other versions
CN104684469B (zh
Inventor
关谷毅
染谷隆夫
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Japan Science and Technology Agency
Original Assignee
Japan Science and Technology Agency
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Japan Science and Technology Agency filed Critical Japan Science and Technology Agency
Publication of CN104684469A publication Critical patent/CN104684469A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN104684469B publication Critical patent/CN104684469B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06F—ELECTRIC DIGITAL DATA PROCESSING
    • G06F3/00—Input arrangements for transferring data to be processed into a form capable of being handled by the computer; Output arrangements for transferring data from processing unit to output unit, e.g. interface arrangements
    • G06F3/01—Input arrangements or combined input and output arrangements for interaction between user and computer
    • G06F3/03—Arrangements for converting the position or the displacement of a member into a coded form
    • G06F3/041—Digitisers, e.g. for touch screens or touch pads, characterised by the transducing means
    • G06F3/044—Digitisers, e.g. for touch screens or touch pads, characterised by the transducing means by capacitive means
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06F—ELECTRIC DIGITAL DATA PROCESSING
    • G06F3/00—Input arrangements for transferring data to be processed into a form capable of being handled by the computer; Output arrangements for transferring data from processing unit to output unit, e.g. interface arrangements
    • G06F3/01—Input arrangements or combined input and output arrangements for interaction between user and computer
    • G06F3/03—Arrangements for converting the position or the displacement of a member into a coded form
    • G06F3/041—Digitisers, e.g. for touch screens or touch pads, characterised by the transducing means
    • G06F3/044—Digitisers, e.g. for touch screens or touch pads, characterised by the transducing means by capacitive means
    • G06F3/0445—Digitisers, e.g. for touch screens or touch pads, characterised by the transducing means by capacitive means using two or more layers of sensing electrodes, e.g. using two layers of electrodes separated by a dielectric layer
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/251—Means for maintaining electrode contact with the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/263—Bioelectric electrodes therefor characterised by the electrode materials
    • A61B5/266—Bioelectric electrodes therefor characterised by the electrode materials containing electrolytes, conductive gels or pastes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/277—Capacitive electrodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/28—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/291—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electroencephalography [EEG]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01D—MEASURING NOT SPECIALLY ADAPTED FOR A SPECIFIC VARIABLE; ARRANGEMENTS FOR MEASURING TWO OR MORE VARIABLES NOT COVERED IN A SINGLE OTHER SUBCLASS; TARIFF METERING APPARATUS; MEASURING OR TESTING NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • G01D3/00—Indicating or recording apparatus with provision for the special purposes referred to in the subgroups
    • G01D3/028—Indicating or recording apparatus with provision for the special purposes referred to in the subgroups mitigating undesired influences, e.g. temperature, pressure
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L23/00—Details of semiconductor or other solid state devices
    • H01L23/48—Arrangements for conducting electric current to or from the solid state body in operation, e.g. leads, terminal arrangements ; Selection of materials therefor
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L25/00—Assemblies consisting of a plurality of semiconductor or other solid state devices
    • H01L25/18—Assemblies consisting of a plurality of semiconductor or other solid state devices the devices being of the types provided for in two or more different main groups of the same subclass of H10B, H10D, H10F, H10H, H10K or H10N
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/02—Details of sensors specially adapted for in-vivo measurements
    • A61B2562/0209—Special features of electrodes classified in A61B5/24, A61B5/25, A61B5/283, A61B5/291, A61B5/296, A61B5/053
    • A61B2562/0217—Electrolyte containing
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L2224/00—Indexing scheme for arrangements for connecting or disconnecting semiconductor or solid-state bodies and methods related thereto as covered by H01L24/00
    • H01L2224/01—Means for bonding being attached to, or being formed on, the surface to be connected, e.g. chip-to-package, die-attach, "first-level" interconnects; Manufacturing methods related thereto
    • H01L2224/26—Layer connectors, e.g. plate connectors, solder or adhesive layers; Manufacturing methods related thereto
    • H01L2224/31—Structure, shape, material or disposition of the layer connectors after the connecting process
    • H01L2224/32—Structure, shape, material or disposition of the layer connectors after the connecting process of an individual layer connector
    • H01L2224/321—Disposition
    • H01L2224/32135—Disposition the layer connector connecting between different semiconductor or solid-state bodies, i.e. chip-to-chip
    • H01L2224/32145—Disposition the layer connector connecting between different semiconductor or solid-state bodies, i.e. chip-to-chip the bodies being stacked
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L25/00—Assemblies consisting of a plurality of semiconductor or other solid state devices
    • H01L25/03—Assemblies consisting of a plurality of semiconductor or other solid state devices all the devices being of a type provided for in a single subclass of subclasses H10B, H10F, H10H, H10K or H10N, e.g. assemblies of rectifier diodes
    • H01L25/04—Assemblies consisting of a plurality of semiconductor or other solid state devices all the devices being of a type provided for in a single subclass of subclasses H10B, H10F, H10H, H10K or H10N, e.g. assemblies of rectifier diodes the devices not having separate containers
    • H01L25/065—Assemblies consisting of a plurality of semiconductor or other solid state devices all the devices being of a type provided for in a single subclass of subclasses H10B, H10F, H10H, H10K or H10N, e.g. assemblies of rectifier diodes the devices not having separate containers the devices being of a type provided for in group H10D89/00
    • H01L25/0657—Stacked arrangements of devices
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10D—INORGANIC ELECTRIC SEMICONDUCTOR DEVICES
    • H10D1/00—Resistors, capacitors or inductors
    • H10D1/40—Resistors
    • H10D1/47—Resistors having no potential barriers
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10D—INORGANIC ELECTRIC SEMICONDUCTOR DEVICES
    • H10D1/00—Resistors, capacitors or inductors
    • H10D1/60—Capacitors
    • H10D1/68—Capacitors having no potential barriers

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
  • Power Engineering (AREA)
  • Computer Hardware Design (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Human Computer Interaction (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Psychiatry (AREA)

Abstract

本发明提供一种信号检测装置以及信号检测方法。本发明的一方式的信号检测装置具备：第1电路层(201)，形成有与被检测体相连的多个电极；第2电路层(202)，形成有多个放大器，每个放大器具有与所述多个电极分别电容耦合的输入部；和第3电路层(203)，形成有用于读取所述多个放大器的输出的多个晶体管，将所述第1电路层、所述第2电路层和所述第3电路层层叠，在形成于所述第1电路层的所述多个电极与所述第2电路层之间，形成有密封所述第2电路层的绝缘层，隔着该绝缘层，所述多个电极与所述多个放大器的输入部电容耦合。

Description

信号检测装置以及信号检测方法
技术领域
本发明涉及一种用于检测信号的信号检测装置以及信号检测方法。
本申请基于2012年10月2日在日本申请的特愿2012-220427号主张优先权，并且在此援引其内容。
背景技术
在现有技术中，作为例如用于检测生物体信号的装置，已知例如心电图仪、脑电图仪等信号检测装置(专利文献1)。通常，在这种信号检测装置中，通过差动放大器来对安装在作为被检测体的生物体上的一对电极的信号的差分进行放大。通过取得信号之差，从而消除各个信号所包含的同相的噪声分量，获得SN比高的检测信号。
在先技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开平6-197877号公报
发明内容
发明要解决的问题
但是，根据上述的现有技术，由于电极与差动放大器经由布线电缆连接，因此存在噪声混入布线电缆上的可能性，检测信号的SN比的改善有界限。此外，即使将电极与差动放大器一体化，若将这些被一体化的电极和差动放大器长时间埋入作为被检测体的生物体内，则生物体内的环境可能引起放大器等电路的故障或者误动作。另外，由于作为电极材料，使用缺乏挠性的金属等，因此很难在例如反复鼓动的心脏等生物体的表面组织安装电极。即使能够安装，由于缺乏挠性的电极等会阻碍心脏的跳动，因此很难高精度地检测心脏产生的生物体信号。
本发明鉴于上述情况而完成，其目的在于，提供一种能够改善检测信号的SN比，且不会阻碍被检测体的动作，并能够稳定地检测被检测体产生的信号的信号检测装置以及信号检测方法。
用于解决课题的手段
为了解决上述课题，本发明的一方式是一种信号检测装置，对从被检测体产生的信号进行检测，具备：第1电路层，形成有与所述被检测体相连的多个电极；第2电路层，形成有多个放大器，每个放大器具有与所述多个电极分别电容耦合的输入部；和第3电路层，形成有用于读取所述多个放大器的输出的多个晶体管，将所述第1电路层、所述第2电路层和所述第3电路层层叠，在形成于所述第1电路层的所述多个电极与所述第2电路层之间，形成有密封所述第2电路层的绝缘层，隔着该绝缘层，所述多个电极与所述多个放大器的输入部电容耦合。
在上述信号检测装置的结构中，例如，所述电极由导电性材料构成，该导电性材料是被构成亲水性的离子液体的分子与水溶性高分子双重覆盖的碳纳米材料分散到水溶性高分子介质中且该水溶性高分子被交联而成的。
在上述信号检测装置的结构中，例如，布线被引出到与所述第2电路层所处的一面侧相反的一侧的所述第3电路层的另一面侧，该布线用于经由形成于所述第3电路层的多个晶体管来读取形成于所述第2电路层的多个放大器的输出信号。
在上述信号检测装置的结构中，例如，所述布线在所述第3电路层的外周区域被引出到所述第3电路层的另一面侧。
在上述信号检测装置的结构中，例如，在所述第1电路层，形成有将形成于该第1电路层的所述多个电极和形成于所述第2电路层的所述多个放大器的输出部电容耦合的多个电容器。
在上述信号检测装置的结构中，例如，所述第1电路层与所述第2电路层之间以及所述第2电路层与所述第3电路层之间分别经由各向异性导电性薄片而被电连接。
在上述信号检测装置的结构中，例如，构成所述第1电路层的部件形成密封所述第2电路层的密封层。
在上述信号检测装置的结构中，例如，所述第2电路层被所述第1电路层和所述第3电路层夹持着，由此层叠所述第1电路层、所述第2电路层和所述第3电路层，所述第1电路层和所述第3电路层具有相互相同的弯曲刚性。
为了解决上述课题，本发明的一方式是一种信号检测方法，使用上述信号检测装置来从所述被检测体检测信号，该信号检测方法包括：经由形成于所述第3电路层的多个晶体管，选择性地读取形成于所述第2电路层的多个放大器中的任一个的输出信号的阶段。
在上述信号检测方法的结构中，例如，选择性地读取形成于所述第2电路层的多个放大器中的任一个的输出信号的阶段包括：第1阶段，经由所述多个晶体管，对所述多个放大器的输出信号进行扫描并依次读取；第2阶段，生成在所述第1阶段读取的所述多个放大器的输出信号的强度分布；和第3阶段，同时读取基于所述强度分布的分析结果确定的所述多个放大器的1个或2个以上的输出信号。
发明效果
根据本发明的一方式，由于一体地构成电极与放大器，因此能够改善检测信号的SN比。此外，根据本发明的一方式，由于将电极与放大器的输入部电容耦合，因此能够从电极侧观察时密封放大器，能够抑制放置电极的环境对放大器动作的影响。另外，根据本发明的一方式，由于能够实现具有挠性出色的电极的信号检测装置，因此能够在不阻碍被检测体的动作的情况下，从被检测体检测信号。
附图说明
图1是表示本发明的实施方式的信号检测装置的电路结构的一个例子的图。
图2是表示本发明的实施方式的信号检测装置所具备的信号检测器的电路结构的一个例子的图。
图3是表示本发明的实施方式的信号检测装置所具备的信号检测器的静特性的一个例子的图。
图4是示意性表示本发明的实施方式的信号检测装置的设备结构(层叠结构)的图。
图5是示意性表示本发明的实施方式的信号检测装置的设备结构(剖面结构)的图。
图6是用于对本发明的实施方式的信号检测装置所具备的信号检测器的动作进行说明的波形图。
图7是用于对本发明的实施方式的信号检测装置的动作进行说明的图。
图8表示本发明的组成物或者导电性材料，(a)是表示被构成DEMEBF4的分子覆盖的碳纳米管(carbon nanotube)分散到聚轮烷(poly-rotaxane)中而形成的组成物的照片，(b)是对(a)所示的组成物进行光交联而得到的薄片的照片，(c)是对(a)所示的组成物进行光交联并将大约50μm左右线宽的微细结构图案化而得到的光学显微镜照片。
图9是高分辨率剖面透射电子显微镜像(TEM像)，(a)是能够在本发明中使用的碳纳米管的TEM像，(b)是在没有离子液体的情况下，将碳纳米管与聚轮烷在水中混合，通过喷射式粉碎机(jet mill)来进行细分化的同时进行搅拌而得到的被聚轮烷覆盖的碳纳米管的TEM像，(c)是在与图8(a)所示的组成物的制作条件相同的条件下得到的碳纳米材料或者组成物的TEM像。
图10是表示本发明的组成物(或者导电性材料)的面电阻与其碳纳米管含有量的依赖性的图表。
图11是表示本发明的(或者导电性材料)的电容量与其频率的依赖性的图表。
图12是用于对本发明的导电性材料的制造方法进行说明的流程图。
图13是表示本发明的导电性材料的制造方法的应用例的流程图。
图14是表示调查碳纳米管的分散性而得到的结果的照片，(A)表示将碳纳米管放入脱离子水中搅拌1周后的状态的照片，(B)是表示将碳纳米管与DEMEBF4放入脱离子水中并同样搅拌1周后的状态的照片，(C)是表示将碳纳米管放入脱离子水中并同样搅拌1周，然后通过喷射式粉碎机进行处理之后的状态的照片，(D)是表示将碳纳米管与DEMEBF460mg放入脱离子水中并同样搅拌1周，然后通过喷射式粉碎机进行处理之后的状态的照片，(E)是表示将碳纳米管、DEMEBF4和微纤化纤维素放入脱离子水中，并将同样搅拌1周而得到的浆料通过喷射式粉碎机进行处理后的状态的照片。
具体实施方式
[结构的说明]
图1是表示本发明的实施方式的信号检测装置100的电路结构的一个例子的图。信号检测装置100是对从被检测体产生的信号进行检测的信号检测装置，具备：被排列成8行8列的矩阵状的多个(64个)信号检测器F11～F88、信号传送用的多个晶体管T11～T88、多个位线BL1～BL8和多个字线WL1～WL8。另外，在本实施方式中，将生物体假定成了被检测体，但是本实施方式的信号检测装置100并不限于生物体，能够将任意的对象物作为被检测体来检测信号。例如，信号检测装置100并不限于生物体信号，还能够对安装有电子部件的电路基板等工业产品的复杂表面的信号分布等进行检测。因此，作为本发明的信号检测装置100的被检测体的对象物是任意的。
在此，被排列成矩阵状的信号检测器F11～F88中，属于第1列的信号检测器F11～F81的各输出部经由信号传送用的晶体管T11～T81而与位线BL1连接，属于第2列的信号检测器F12～F82的各输出部经由信号传送用的晶体管T12～T82而与位线BL2连接。以下，同样地，属于第8列的信号检测器F18～F88的各输出部经由信号传送用的晶体管T18～T88而与位线BL8连接。
此外，被排列成矩阵状的信号检测器F11～F88中，设置在属于第1行的信号检测器F11～F18的信号传送用的晶体管T11～T18的各个栅极与字线WL1连接，设置在属于第2行的信号检测器F21～F28的信号传送用的晶体管T21～T28的各个栅极与字线WL2连接。以下，同样地，设置在属于第8行的信号检测器F81～F88的信号传送用的晶体管T81～T88的各个栅极与字线WL8连接。
这样，在本实施方式中，将64个信号检测器F11～F88排列为矩阵状，通过字线WL1～WL8和位线BL1～BL8来选择信号传送用的晶体管T11～T88，由此能够从各个信号检测器F11～F88选择性地读取信号。另外，虽然在图1的例子中具备8行8列的共计64个信号检测器F11～F88，但并不限于本例，信号检测器的个数是任意的。此外，与该信号检测器的个数相应地，信号传送用的晶体管、字线、位线的个数也是任意的。
图2是表示图1所示的信号检测器F11～F88的电路结构的一个例子的图，所有信号检测器F11～F88具有相同的结构。如图2所示，信号检测器F11～F88分别具备电极101、电容器102和放大器103。电极101与被检测体(未图示)相连，从该被检测体向电极101施加生物体信号(电信号)。在本实施方式中，电极101也可以由凝胶状的导电性材料(导电凝胶)构成，该凝胶状的导电性材料是被构成亲水性的离子液体的分子和水溶性高分子双重覆盖的碳纳米材料分散到水溶性高分子介质中且该水溶性高分子被交联而成的。此时，电极101具有出色的挠性以及柔软性。将在后面进行详细叙述。
电容器102是用于去除来自被检测体的生物体信号所包含的直流分量的部件，连接在电极101与放大器103的输入部之间。也就是说，放大器103的输入部经由电容器102而与电极101电容耦合。电容器102例如具有大约670nF的电容值，也可以具有由自组装单分子膜(Self-AssembledMonolayer；SAM)和氧化铝(AlOx)构成的SAM/AlOx结构。如后面所述，电容器102是使用薄膜来形成的，具有挠性。
放大器103由晶体管1031～1034和电阻元件1035构成。在本实施方式中，晶体管1031～1034是具有挠性的p型有机晶体管。构成放大器103的有机晶体管的栅极宽度例如为600μm，栅极长度例如为20μm。在本例中，确认到大约-100μA的漏极电流。但是，并不限于本例，也可以取代p型有机晶体管而使用n型有机晶体管。若考虑动作的稳定性和载体的移动性的不同，p型有机晶体管更能够稳定地获得比n型有机晶体管大的漏极电流，在这方面与n型有机晶体管相比更有利。另外，放大器103并不限于有机晶体管，也可以根据用途来使用任意的放大元件来构成。
构成放大器103的晶体管1031的漏极与电源节点VDD(高电位节点)连接，晶体管1031的栅极与放大器103的输入部连接。此外，晶体管1032的漏极与晶体管1031的源极连接，晶体管1032的源极与接地节点GND连接。此外，晶体管1033的漏极与电源节点VDD连接，晶体管1033的栅极与放大器103的输入部连接。
此外，晶体管1034的漏极及栅极与晶体管1032的栅极一起被连接到晶体管1033的源极，晶体管1034的源极与低电位节点VSS连接。此外，在放大器103的输入部与输出部之间连接电阻元件1035。电阻元件1035用于将放大器103的输出信号反馈到输入部。电阻元件1035具有例如大约20MΩ的电阻值，例如由具有挠性以及导电性的碳浆料构成。但是，并不限于本例，电阻元件1035能够使用任意的材料来形成。此外，电阻元件1035不需要与放大器103一体地形成，也可以作为外带电阻来具备。
图3是示意性表示放大器103的静特性的图。图3(a)表示放大器103的输入输出特性的一个例子，图3(b)表示放大器103的增益与输入电压的关系的一个例子。在此，图3(b)所示的放大器103的增益表示输出电压相对于图3(a)所示的输入输出特性中的输入电压的变化量的变化量，根据各个输入电压中的输入输出特性的切线斜率而获得。在图3的例子中，低电位节点VSS的电位被设定为-1V。
在图3(a)中，特性C1～C4分别是将电源节点VDD的电压设为2V、1.5V、1V、0.5V时的放大器103的输入输出特性。如这些特性C1～C4所示，放大器103具有按照电源节点VDD的电压，输出电压相对于输入电压的微小变化而发生较大的变化的过渡区域。相对于这种过渡区域中的输入电压，如图3(b)所示，得到较大的增益。放大器103的工作点被设定在这种过渡区域内。
在图3(b)中，特性G1～G4分别是将电源节点VDD的电压设为2V、1.5V、1V、0.5V时的放大器103的增益特性。在图3(b)所示的例子中，只要电源节点VDD的电压为0.5V，就能得到400以上的增益。发明人确认到1.2mV的输入电压被放大到220mV，作为放大器103的增益，可得到183。通过使放大器103在这种工作区域工作，能够有效对地对微弱的生物体信号(输入电压)进行放大。在本实施方式中，由于使放大器103在上述工作区域工作，因此通过选择低电位节点VSS的电位，能够调整放大器103的工作点。
另外，发明人在安装于兔子心脏的前后对放大器103的静特性进行比较之后确认到，放大器103的静特性几乎没有变化。也就是说，确认到放大器103的输入输出特性几乎不受作为被检测体的生物体的环境影响。因此，能够稳定地对被检测体的生物体信号进行放大。
接下来，说明信号检测装置100的设备结构。图4是示意性表示信号检测装置100的设备结构的图。如该图所示，信号检测装置100大致由电极电路层(第1电路层)201、放大电路层(第2电路层)202、传送电路层(第3电路层)203、由各向异性导电性薄片构成的导电层204、205构成，如后述的图5所示，具有电极电路层201、放大电路层202和传送电路层203经由导电层204、205而一体地层叠成大致片状的层叠结构。在本实施方式中，构成导电层204、205的各个各向异性导电性薄片的膜厚例如约为10μm。在本实施方式中，各向异性导电性薄片例如由在绝缘性高的粘合剂中均匀地分散了导电粒子的材料构成，能够利用在液晶显示器等电子部件中为了将电极间电连接而所使用的元件。
在此，电极电路层201是图2所示的电极101和电容器102与图1所示的信号检测器F11～F88相对应地被排列成矩阵状的电路层。此外，放大电路层202是图2所示的放大器103被排列成矩阵状的电路层。传送电路层203是图1所示的信号传送用的晶体管T11～T88被排列成矩阵状的电路层。在本实施方式中，字线WL1～WL8和位线BL1～BL8形成在传送电路层203。但是，并不限于本例，字线WL1～WL8和位线BL1～BL8也可以形成在任意的电路层。
图5是表示具有层叠结构的信号检测装置100的剖面结构的一个例子的图。如该图所示，电极电路层201、放大电路层202和传送电路层203隔着由各向异性导电性薄片构成的导电层204以及导电层205而被层叠。对各个电路层进行具体说明的话，电极电路层201是形成有图2的电极101和电容器102的电路层，包括：作为具有挠性的基体的聚酰亚胺层2011(例如膜厚为1.2μm)、成为图2所示的电容器102的一个电极的金属层2012(例如膜厚为30nm的Al)、成为电容器102的绝缘层的AlOx/SAM层2013(例如膜厚为4nm的AlOx+膜厚为2nm的SAM)、成为电容器102的另一个电极的金属层2014(例如膜厚为50nm的Au)、成为图2所示的电极101的导电凝胶层2015、以及与上述金属层2012连接的金属层2016(Au)。导电凝胶层2015的膜厚为例如约为0.1mm～1mm。金属层2016在电极电路层201的下表面露出。在本实施方式中，形成电容器102的绝缘层的AlOx/SAM层2013形成为从导电凝胶层2015侧观察时密封下层侧的放大电路层202。也就是说，在本实施方式中，构成电极电路层201的部件形成对放大电路层202进行密封的密封层。
放大电路层202是形成有具有与图2的电极101电容耦合的输入部的放大器103的电路层，包括：作为具有挠性的基体的聚酰亚胺层2021(例如膜厚为1.2μm)、成为布线的金属层2022(例如膜厚为30nm的Al)、成为有机晶体管的栅极绝缘膜的AlOx/SAM层2023(例如膜厚为4nm的ALOx+膜厚为2nm的SAM)、成为有机晶体管的栅电极的铝层2024(例如膜厚为30nm)、成为有机晶体管的沟道形成层的有机半导体层2025(例如膜厚为30nm)、成为有机晶体管的源-漏极电极的金属层2026(Au)、parylene层2027(例如膜厚为2μm)和与布线连接的金属层2028、2029(Au)。金属层2028以及金属层2029分别在放大电路层202的下表面以及上表面露出。
传送电路层203是形成有用于读出图2的放大器103的输出信号的图1的信号传送用的晶体管T11～T88的电路层，包括：作为具有挠性的基体的聚酰亚胺层2031(例如膜厚为1.2μm)、成为有机晶体管的栅电极的铝层2032(例如膜厚为30nm)、成为有机晶体管的栅极绝缘膜的AlOx/SAM层2033(例如膜厚为4nm的AlOx+膜厚为2nm的SAM)、成为有机晶体管的沟道形成层的有机半导体层2034(例如膜厚为30nm)、成为有机晶体管的源-漏极电极的金属层2035(Au)、parylene层2036(例如膜厚为2μm)以及与有机晶体管的源-漏极电极连接的金属层2037(Au)。金属层2037在传送电路层203的上表面露出。
隔着导电层205来层叠传送电路层203和放大电路层202，从而形成在传送电路层203的上表面的金属层2037与形成在放大电路层202的下表面的金属层2028被电连接。在本实施方式中，经由导电层204来电连接金属层2037和金属层2028，从而例如图1所示的信号检测器F11～F88的输出部与信号传送用的晶体管T11～T88的输入部(源-漏极)被电连接。
隔着导电层204来层叠放大电路层202与电极电路层201，从而形成在放大电路层202的上表面的金属层2029与形成在电极电路层201的下表面的金属层2016被电连接。在本实施方式中，经由导电层204来电连接金属层2029与金属层2016，从而例如构成图2所示的信号检测器的放大器103的输入部与电容器102的一个电极被电连接。
此外，在图5所示的信号检测装置100的设备结构中，在形成于电极电路层201的导电凝胶层2015(电极101)与放大电路层202之间，形成有AlOx/SAM层2013作为密封放大电路层202的绝缘层，经由该绝缘层，电极101与放大器103的输入部电容耦合。具体来讲，在导电凝胶层2015(电极101)与放大电路层202之间，形成有由金属层2012、AlOx/SAM层2013和金属层2014构成的图2的电容器102，导电凝胶层2015与放大电路层202通过电容器102而电容耦合，同时通过金属层2014、AlOx/SAM层2013和金属层2012的层叠结构，相对于导电凝胶层2015，密封放大电路层202。由此，形成在放大电路层202的放大器103的输入部与形成在电极电路层201的图2的电极101电(以交流方式)连接，并且放大电路层202以及传送电路层203通过形成在电极电路层201的耐湿性出色的AlOx/SAM层2013而从导电凝胶层2015被隔离开。因此，即便使导电凝胶层2015(电极101)与被检测体接触，也能够抑制水分从被检测体向放大电路层202或者传送电路层203的侵入等的同时，检测生物体信号。因此，能够抑制由形成在放大电路层202的图1所示的信号检测器F11～F88的各个放大器103(图2)、和形成在传送电路层203的图1所示的信号传送用的晶体管T11～T88构成的电子电路的故障或误动作，能够稳定地检测生物体信号。
此外，在图5所示的信号检测装置100的设备结构中，对于用于经由形成在传送电路层203的信号传送用的晶体管T11～T88而读取形成在放大电路层202的图2的放大器103的输出信号Sout的布线(未图示)而言，也可以被引出到与放大电路层202所处的传送电路层203的上表面侧(传送电路层203的一面侧)相反的一侧的传送电路层203的下表面侧(另一面侧)。在本实施方式中，上述布线也可以在传送电路层203的外周区域被引出到该传送电路层203的下表面侧(另一面侧)。此外，在本实施方式中，也可以是所有的布线被引出到传送电路层203的下表面侧。由此，能够防止被从信号检测装置100引出到外部的布线与被检测体的接触。
在此，除去导电凝胶层2015后，电极电路层201的膜厚约为2μm。
此外，放大电路层202、传送电路层203的各自的膜厚包含parylene层时约为4μm。此外，如上所述，导电层204、205各自的膜厚约为10μm。因此，若将导电凝胶层2015的膜厚设为0.1mm，则从电极电路层201到传送电路层203的膜厚的总值约为130μm。因此，具有上述的设备结构的信号检测装置100整体形成为膜厚极薄的片状，具有高的挠性。此外，形成在电极电路层201的电容器、分别形成在放大电路层202以及传送电路层203的晶体管等各电路元件也具有挠性。此外，形成在各电路层的金属层是例如使用CVD法来形成的薄膜，具有较高的挠性。此外，构成导电凝胶层2015(电极101)的后述的导电凝胶具有极其出色的生物体适合性和挠性。另外，从与被检测体相连的导电凝胶层2015隔离开放大电路层202的AlOx/SAM层2013在耐湿性方面很出色。因此，将上述的电极电路层201、放大电路层202、传送电路层203、导电层204、205层叠而具备的信号检测装置100具有高的挠性和耐湿性，具备适合于生物体环境中的信号检测的特性。发明人作为与信号检测装置100的挠性有关的评价值而确认到1kPa弱的杨氏模量。因此，本实施方式的信号检测装置100比被称为具有匹敌食品的嘌呤的1kPa～10kPa的杨氏模量的大脑更柔软。因此，例如，能够使信号检测装置100密接在大脑回间沟内，也能够有效地检测占据大脑产生的信号的大多数的大脑回间沟内的活动信号。
这样，在本实施方式中，在放大电路层202被电极电路层201与传送电路层203夹持的状态下，层叠电极电路层201、放大电路层202和传送电路层203。此外，在本实施方式中，电极电路层201与传送电路层203也可以具有相互相等的弯曲刚性。根据这种层叠结构，形成有放大器103的放大电路层202位于信号检测装置100的弯曲的中性轴(neutral axis)附近。因此，在将片状的信号检测装置100安装于被检测体时，能够尽可能地缩小因该信号检测装置100沿着被检测体的表面形状弯曲而产生的应力的影响。因此，相对于片状信号检测装置100的弯曲，能够使放大器103的电特性稳定化，能够稳定地检测被检测体的信号。
另外，虽然在图5中进行了省略，但在信号检测装置100的层叠结构的侧端部，也通过电极电路层201所形成的密封层而成为了放大电路层202被密封的构造。
[动作的说明]
接下来，参照图6，说明所述图2所示的信号检测器的基本动作。在本实施方式中，作为被检测体，使用兔子的心脏，具备图2的信号检测器的图1的信号检测装置100被安装到兔子心脏的表面。此外，关于构成图2的信号检测器的放大器103的工作点，通过调整低电位节点VSS的电位，预先设定在可获得期望的增益的工作区域。
在构成信号检测装置100的电极101(导电凝胶层2015)与作为被检测体的兔子的心脏的表面组织相接触的状态下，从作为被检测体的兔子的心脏产生的生物体信号(电信号)S被传递到电极101。
图6(a)表示从作为被检测体的兔子的心脏产生的电信号S的波形的一个例子。
如图6(a)所示，生物体信号S为脉冲信号，是一种交流信号。在本例中，生物体信号S的脉冲的振幅约为1.2mV。由于生物体信号S是交流信号的一种，因此经过电容器102后作为电信号Sin而被输入到放大器103。在此，通过电容器102，电极101与放大器103被直流绝缘，因此被检测体的心脏的电位不会对放大器103的工作点造成影响。
放大器103对电信号Sin进行放大后输出输出信号Sout。详细来讲，根据电信号Sin的信号电平，晶体管1031被接通或者断开。另一方面，由晶体管1033和晶体管1034构成的变换器将电信号Sin的反转信号输出到晶体管1032的栅极。因此，晶体管1031与晶体管1032相辅地进行开关动作，晶体管1031～1034疑似地工作为CMOS(Complementary MetalOxicide Semiconductor)结构的变换器电路。该开关动作的结果是，从晶体管1031的源极与晶体管1032的漏极的连接节点、即从放大器103的输出部输出脉冲状的输出信号Sout。以下，将由晶体管1031～1034构成的变换器电路称为疑似CMOS变换器电路。疑似CMOS变换器电路的输出信号Sout经由电阻元件1035，被负反馈到放大器103的输入部。
在此，假设被付与到放大器103的输入部的电信号Sin的电平没有变化，则放大器103的输出信号Sout的信号电平在根据由晶体管1031～1034构成的疑似CMOS变换器电路的输入输出特性与电阻元件1035的电阻值而确定的的工作点下稳定。该工作点存在于所述增益变大的工作区域，即相对于输入信号的变化，输出信号的变化变大的工作区域。
若从放大器103在上述工作点稳定的状态，产生从电极101经由电容器102而供给的电信号Sin的脉冲，则响应于该脉冲的信号电平，放大器103的输出信号Sout的信号电平发生变化。此时，由于放大器103在增益大的工作区域工作，因此电信号Sin的信号电平被放大，作为输出信号Sout，得到较大的信号电平。由此，放大器103对电信号Sin进行放大并对输出信号Sout进行输出。
图6(b)表示输出信号Sout的波形的一个例子。在本例中，输出信号Sout的脉冲的振幅约为220mV，输入到放大器103的电信号Sin的脉冲的振幅1.2mV被放大至约183倍。另外，在图6(b)所示的例子中没有输出负侧的脉冲信号，其原因认为是例如工作点的调整不足等。但是，这种现象能够通过工作点的再次调整、优化设计放大器103等对策来消除，不是本发明的本质性问题。
图6(c)表示将作为被检测体的兔子的心脏设为缺血状态时的电信号Sin的波形的一个例子，图6(d)表示将作为被检测体的兔子的心脏设为缺血状态时的输出信号Sout的波形的一个例子。根据图6(c)以及6(d)所示的各个信号波形的不同，操作人员能够掌握作为被检测体的兔子的心脏是否处于缺血状态。
接下来，参照图7，说明图1所示的信号检测装置100的动作的一个例子。图7示意性表示将信号检测装置100安装于被检测体的心脏H的情况。虽然在该图中没有详细地表现出，但以电极电路层201的导电凝胶层2015与被检测体的心脏H的表面组织密接的方式，将信号检测装置100安装于被检测体。此时，由于信号检测装置100具有极高的挠性，因此能够在几乎不阻碍心脏H的动作的情况下，信号检测装置100的电极电路层201的导电凝胶层2015沿着心脏H的表面形状而与心脏H的表面组织相密接。因此，能够确切地检测心脏H的组织表面的生物体信号。
接下来，说明本实施方式的动作的一个例子。
在如上所述那样将信号检测装置100安装于被检测体的心脏H的状态下，使用未图示的外部信息处理装置(例如个人计算机)，选择字线WL1～WL8，从而经由晶体管T11～T88来对信号检测器F11～F88的输出信号进行扫描并依次读取。例如，如图7(a)所示，若通过字线WL1来选择与第1行的信号检测器F11～F18连接的信号传送用的晶体管T11～T18，则信号检测器F11～F88的各输出信号Sout经由信号传送用的晶体管T11～T18而分别被输出到位线BL1～BL8。输出到位线BL1～BL8的信号被外部信息处理装置读取。由此，第1行的信号检测器F11～F18被扫描。对其他行也同样地进行扫描。
在本例中，构成信号检测装置100的字线WL1～WL8以及位线BL1～BL8经由适当的接口而与外部信息处理装置连接，但是也可以将用于选择字线WL1～WL8的译码器、和用于选择位线BL1～BL8的选择器(多路复用器)设置在电极电路层201、放大电路层202、传送电路层203中的任意电路层中。此时，经由上述译码器和选择器，依次扫描信号检测器F11～F88。例如，如图7(a)所示，在通过图1的字线WL1而选择了第1行前端的信号检测器F11至信号检测器F18的状态下，通过选择器依次选择从信号检测器F11～F88输出到位线BL1～BL8的信号。
这样被依次读取出的各个位线的信号(各个信号检测器的输出信号)被输入到未图示的外部信息处理装置。该外部信息处理装置对所输入的信号实施规定的信号处理，从而生成各个信号检测器(放大器)的输出信号的强度分布。例如，外部信息处理装置对各个信号检测器的输出信号进行采样并转换为数字信号，生成第1行的信号检测器F11～F18的各个输出信号的强度分布(信号强度的二维分布)，显示在显示部(未图示)。同样地，对其他行的信号检测器实施扫描，得到全部信号检测器F11～F88的输出信号的强度分布。根据通过上述扫描得到的强度分布，操作人员能够确定表示异常的信号强度的产生部位。但是，并不限于本例，信号强度的显示方式是任意的。
图7(b)表示检测出异常的信号强度的信号检测器的配置位置的例子。
在本例中，信号检测器F53、F54、F63、F64相当于检测出异常的信号强度的信号检测器。此时，操作人员分析信号的强度分布，确定异常部位，并将对配置在该异常部位的信号检测器F53、F54、F63、F64的输出信号进行读取的指示输入到外部信息处理装置。基于该指示(信号的强度分布的分析结果)，外部信息处理装置同时选择并读取配置于异常部位的信号检测器F53、F54、F63、F64的输出信号，从而随着时间的流逝而监视被检测体的异常部位的生物体信号。然后，外部信息处理装置将由监视器得到的生物体信号作为波形、图表、数值等来显示于显示部。
此时，可以将由信号检测器F53、F54、F63、F64分别检测出的信号合成(相加)为一个信号后输入到外部信息处理装置，也可以分别输入各信号。此外，若针对表示异常的信号强度的部位，增加通过上述译码器以及选择器选择的信号检测器的个数，则信号所包含的信息量就会增加，因此能够高精度地监视生物体信号。
根据上述的本实施方式的图5所示的信号检测装置100的设备结构，由于图2所示的电极101、电容器102和放大器103被一体构成，因此能够缩短从电极101到放大器103的信号的传送路径。因此，能够抑制从电极101至放大器103的输入部的信号的传送路径中的噪声的影响，能够改善检测信号的SN比。因此，即使缩短了信号检测器F11～F88的配置间隔，也能够有意义地检测到生物体信号。因此，能够高密度地配置信号检测器F11～F88，能够高精度地获取生物体信号的强度分布。
此外，根据本实施方式的图5所示的信号检测装置100的设备结构，从构成图2的电极101的导电凝胶层2015侧观察时，放大电路层202以及传送电路层203的各个晶体管被密封。因此，即使将电极101、电容器102和放大器103一体化，且将信号检测装置100长时间安装于作为被检测体的生物体，也能够抑制水分从生物体侵入放大器103等。因此，能够对放大器103的故障或误动作进行抑制，并能够维持信号检测的可靠性。
另外，根据本实施方式的图5所示的信号检测装置100的设备结构，能够得到出色的挠性。因此，即使将信号检测装置100安装于被检测体，也能够在几乎不阻碍被检测体的动作的情况下，使电极101与被检测体的组织表面密接。因此，能够高精度且稳定地检测被检测体产生的生物体信号。
此外，根据本实施方式的图1所示的信号检测装置100的电路结构，能够任意地选择多个信号检测器F11～F88。因此，在将信号检测装置100安装于被检测体时，不需要预先严密地确定应监视的部位之后将信号检测装置100安装于被检测体。因此，信号检测装置100对被检测体的安装变得更容易。
此外，根据本实施方式的图1所示的信号检测装置100的电路结构，能够任意地选择多个信号检测器F11～F88。因此，并不限于异常部位，能够容易地特定应关注的部位并监视生物体信号，并且在信号检测器F11～F88所处的范围内能够选择性地检测任意部位的生物体信号。
[导电凝胶]
接下来，对构成电极101(导电凝胶层2015)的导电凝胶进行说明。
构成本发明的一实施方式所涉及的电极101的导电凝胶包含碳纳米材料。该碳纳米材料是被构成亲水性的离子液体的分子和水溶性高分子双重覆盖的材料。
通过将该双重覆盖的碳纳米材料例如漉入纸中耳制作导电性的纸，由此能够在不与碳纳米材料本身直接接触的情况下，与该导电性的纸相接触。同样地，通过将该双重覆盖的碳纳米材料混入纸以外的某物质中而制作该物质，由此能够在不与碳纳米材料本身直接接触的情况下，与该某物质相接触。
构成本发明的一实施方式所涉及的电极101的导电凝胶的组成物是被构成亲水性离子液体的分子覆盖的碳纳米材料分散在水溶性高分子介质中而形成的，碳纳米材料被构成离子液体的分子和水溶性高分子双重覆盖。
优选上述碳纳米材料被构成离子液体的分子的单分子膜覆盖。
构成本发明的一实施方式所涉及的电极101的导电凝胶、即导电性材料是如下的材料：被构成亲水性离子液体的分子和水溶性高分子双重覆盖的碳纳米材料分散在水溶性高分子介质中，该水溶性高分子被交联。
在本说明书中，所谓离子液体也被称为常温熔盐或者简称为熔盐等，是在包含常温在内的较宽的温度域下呈熔化状态的盐。
作为亲水性的离子液体，在以往已知的各种离子液体中，能够使用亲水性的离子液体，例如，可列举：N，N-二乙基-N-甲基-N-(2-甲氧基乙基)四氟硼酸铵(DEMEBF4)。
在本说明书中，所谓碳纳米材料，通常是由碳原子构成且以纳米尺寸结构化的构成要素(例如，1根CNT)，该构成要素的碳原子彼此通过范德华力而结合，例如，称为碳纳米管、碳纳米纤维(碳纤维中直径为10nm以下的材料)、碳纳米角(carbon nanohorn)、富勒烯。若是直径为10nm以下的微细的碳纳米材料，则会在水中发挥良好的分散性。
碳纳米材料可以使用相同的种类的物质，也可以使用多个种类的物质。
碳纳米管具有碳原子排列为六角网眼状的石墨烯薄片以单层或者多层围绕成圆筒状的结构(被称为单层毫微管(SWNT)、双层毫微管(DWNT)、多层毫微管(MWNT))，能够用作碳纳米材料的碳纳米管并没有特别限定，可以是SWNT、DWNT、MWNT中的任意一个。此外，碳纳米管一般能够通过激光消融法(laser ablation)、电弧放电、热CVD法、等离子体CVD法、气相法、燃烧法等来制造，可以使用通过任一种方法制造出的碳纳米管。此外，也可以使用多种碳纳米管。
碳纳米管容易通过碳纳米管间的范德华力而凝聚，通常，多根碳纳米管形成束(bundle)或形成凝聚体而存在。但是，在离子液体存在时，能够对该束或凝聚体施加剪切力来细分化(减少碳纳米管的相互缠绕)。通过充分地进行细分化，能够减弱凝聚碳纳米管彼此的范德华力，分离为一根一根的碳纳米管，并且使离子液体吸附于一根根碳纳米管。其结果，能够得到包括离子液体的分子所覆盖的单体碳纳米管的、由碳纳米管和离子液体构成的组成物。
另外，对于赋予细分化工序中所使用的剪切力的手段并没有特别限定，能够使用球磨机、辊碾机、振动碾磨机等可赋予剪切力的湿式粉碎装置。
考虑将碳纳米管与离子液体混合来进行上述细分化工序，从而在相互缠绕减少的碳纳米管的表面通过“阳离子-π”相互作用而结合的离子液体的分子经由离子结合而与碳纳米管相结合，由此成为凝胶状组成物(专利文献2)。如后面所述，通过将该凝胶状组成物利用例如生理盐水、乙醇等进行漂洗，从而能够在碳纳米管的表面形成1层离子液体的分子层。进一步地，通过在被构成离子液体的分子覆盖的碳纳米管，混合水与水溶性高分子，从而能够制作出被构成离子液体的分子覆盖的碳纳米管分散在水溶性高分子介质中而成的组成物。
在本说明书中，作为水溶性高分子(介质)，只要是能够溶解于水或者能够分散的高分子即刻，没有特别限定，更优选是能够在水中交联的分子。例如，可列举以下的例子。
1.合成高分子
(1)离子性
聚丙烯酸(阴离子性)
聚苯乙烯磺酸(阴离子性)
聚乙烯亚胺(阳离子性)
MPC聚合物(两性离子)
(2)非离子性
聚乙烯吡咯烷酮(PVP)
聚乙烯醇(聚醋酸乙烯酯皂化物)
聚丙烯酰胺(PAM)
聚环氧乙烷(PEO)
2.天然系高分子(多数为多糖类)
淀粉
明胶
透明质酸
海藻酸
葡聚糖
蛋白质(例如水溶性胶原蛋白等)
3.半合成高分子(例如可溶化纤维素的分子)
羟甲基纤维素(CMC)
羟丙基纤维素(HPC)
甲基纤维素(MC)等纤维素衍生物
水溶性聚氨基葡萄糖(也能够分类到“2.天然系高分子”)
此外，作为水溶性高分子的具体化合物，例如，可列举聚轮烷。就聚轮烷而言，在环状分子(转子：rotator)的开口部被线性分子(轴：axis)包合为穿刺状而成的类聚轮烷的两末端(线性分子的两末端)配置封链基而成，以使环状分子不会遊离。例如，作为环状分子，能够使用α-环糊精，作为线性分子，能够使用利用了乙二醇的聚轮烷。
此外，作为水溶性高分子介质，由于如果是具有与交联剂反应的基的化合物，则会通过交联而形成坚固的膜，因此是更优选的。
为了使用本发明的组成物或者导电性材料来形成微细形状的图案，优选水溶性高分子是光交联性。
包围碳纳米材料的离子液体的分子层也可以是单分子层。碳纳米材料的表面与离子液体的分子通过“阳离子-π”相互作用而结合。因此，离子液体的分子彼此间的结合比基于该“阳离子-π”相互作用的结合小，通过选择碳纳米材料与离子液体的组合，能够将包围碳纳米材料的离子液体的分子层设为单分子层。
例如，通过选择碳纳米管作为碳纳米材料，选择N，N-二乙基-N-甲基-N-(2-甲氧基乙基)四氟硼酸铵(DEMEBF4)作为离子液体，由此能够将包围碳纳米管的DEMEBF4的分子层设为单分子层。进一步地，若选择例如聚轮烷作为水溶性高分子，则能够在DEMEBF4的单分子层上形成5nm左右的薄的聚轮烷层。这样得到的组成物能够使碳纳米管的分散浓度变成高密度，能够成为导电性高的材料。在通过该导电性材料制作出的电极等导电部件中，经由薄的DEMEBF4分子层以及聚轮烷层，电子在碳纳米管之间移动，从而有电流流过。
在本发明的组成物或者导电性材料中，由于碳纳米材料的表面与离子液体的分子通过“阳离子-π”相互作用而牢固地结合，因此与碳纳米材料的表面结合的离子液体的分子不会到水溶性高分子介质外。另外，未与碳纳米材料的表面结合的离子液体的分子例如可通过生理盐水或乙醇的冲洗来去除。
根据本发明的实施方式所涉及的组成物或者导电性材料，由于所含的碳纳米材料被离子液体的分子和水溶性高分子双重覆盖，因此即使应用于生物体内，碳纳米材料也不会与生物体内的细胞实质上接触。此外，由于具有高柔软性，因此对生物体内的脏器等的表面的跟踪性出色，在组成物或者导电性材料与脏器等之间能够形成极其良好的界面。另外，能够具有高导电率。
本发明的一实施方式所涉及的导电性材料的制造方法的特征在于，具备：第1工序，混合亲水性的离子液体、碳纳米材料和水，得到被构成离子液体的分子覆盖的碳纳米材料分散的第1分散系；和第2工序，混合第1分散系、水溶性高分子和水，得到被构成离子液体的分子覆盖的碳纳米材料与水溶性高分子分散的第2分散系。
在第1工序中，也可以对碳纳米材料施加剪切力来进行细分化。
由此，能够在碳纳米材料的束或者凝聚进一步解开的状态下，通过亲水性的离子液体来覆盖碳纳米材料。
在第2工序之后，也可以具备如下工序：使水溶性高分子交联，碳纳米材料分散到水溶性高分子介质中，制作该水溶性高分子交联而成的组成物。由此，制作性、加工性得到提高。
为了除去构成未与碳纳米材料结合的所述离子液体的分子，也可以进一步具备洗涤工序。由此，制作性、加工性得到提高。
该洗涤工序例如能够通过生理盐水、乙醇、不会破坏凝胶的液体来进行。该洗涤工序可以在任意阶段进行。
另外，在不破坏本发明的效果的范围内，本发明的组成物或者导电性材料能够包含其他物质。此外，在不破坏本发明的效果的范围内，本发明的导电性材料的制造方法能够包含其他工序。
以下，基于实施例来具体说明本发明。其中，这些实施例仅仅是为了容易理解本发明的而公开的，这些实施例并不限定本发明。
【实施例】
图8(a)是被构成N，N-二乙基-N-甲基-N-(2-甲氧基乙基)四氟硼酸铵(DEMEBF4)的分子覆盖的碳纳米管分散到聚轮烷中而成的组成物，是表示紫外线(UV)固化前的物质的状态的照片。可知得到的组成物为凝胶状(另外，在本说明书中，所谓“凝胶状”意味着相对于具有流动性的液状失去了流动性的状态或者几乎失去了流动性的状态)。
该组成物的制作如下：混合市场上销售的碳纳米管(MWNT，长度为10μm，直径为5nm)30mg、合作为亲水性的离子液体的N，N-二乙基-N-甲基-N-(2-甲氧基乙基)四氟硼酸铵(DEMEBF4)60mg，使用磁性搅拌器，在700rpm以上的转速、25℃下，在脱离子水中搅拌1周。将得到的悬浮液通过高压喷射式粉碎机均化器(60MPa；Nano-jet pal，JN10，Jokoh)来处理，得到黑色的物质。利用生理盐水洗涤包含得到的CNT凝胶的溶液之后，混合光交联剂(Irgacure2959，长濑产业株式会社制)1mg和聚轮烷凝胶(“光交联性环动凝胶”，Advanced Soft materials株式会社制)1000mg，制作出上述组成物。
图8(b)是向图8(a)所示的组成物照射5分钟的紫外线(波长：365nm)使其固化而得到的薄片的照片。
得到的薄片的杨氏模量低于10kPa。硅的杨氏模量为100Gpa左右，现有的塑料薄膜的杨氏模量为1～5GPa，因此可知是非常柔软的。此外，大脑的杨氏模量为1～2kPa，心脏的肌肉细胞的杨氏模量为～100kPa，因此可知本发明的一实施方式的组成物或者导电性材料具有与脏器相同程度或者其以上的高柔软度。因此，对脏器的表面具有高的跟踪性，在组成物或者导电性材料与脏器之间能够形成极其良好的界面。
图8(c)是使用超微细数字型UV曝光系统(“数字曝光装置”，PMT株式会社制)，进行光交联，并将约50μm左右线宽的微细结构图案化而得到的光学显微镜照片。这样，本发明的一实施方式的组成物或者导电性材料是能够进行微细加工的材料。
由于通过改变光交联材料的种类，在各种波长下进行交联，因此交联手段并不限于UV。
图9是高分辨率剖面透射电子显微镜像(TEM像)，(a)是本发明可使用的碳纳米管((MWNT，长度为10μm，直径为5nm)的TEM像，(b)是无离子液体的状态下，在水中混合碳纳米管((MWNT，长度为10μm，直径为5nm)30mg和聚轮烷(“光交联性环动凝胶”，AdvancedSoft materials株式会社制)100mg，通过喷射式粉碎机进行细分化的同时进行搅拌而得到的、被聚轮烷覆盖的碳纳米管的TEM像，(c)是在与图8(a)所示的组成物的制作条件相同的条件下得到的组成物的TEM像。
作为高分辨率剖面透过电子显微，使用了HF-2000Cold-FE TEM(80kV，株式会社日立High-Technologies制)。
如图9(a)所示，可知使用的碳纳米管是由3层或者4层构成的。
如图9(b)所示，可知虽然聚轮烷覆盖了单体碳纳米管，但该覆盖层的层厚不均匀。与此相对，如图9(c)所示，可知覆盖单体碳纳米管的聚轮烷层的层厚是非常均匀的，与图9(b)所示的明显不同。
该覆盖层的层厚的均匀性的不同表示：后者是覆盖碳纳米管的亲水性离子液体DEMEBF4的分子被剥离，聚轮烷没有重新覆盖碳纳米管，而是在覆盖碳纳米管的亲水性离子液体DEMEBF4的分子层上覆盖了聚轮烷。若覆盖碳纳米管的亲水性离子液体DEMEBF4的分子被剥离后聚轮烷覆盖碳纳米管，则图9(c)也应与图9(b)同样地覆盖层的层厚变得不均匀。此外，由于碳纳米管与DEMEBF4的分子的结合是通过与氢键相匹敌的高的阳离子-π相互作用而结合的，因此认为覆盖碳纳米管的亲水性离子液体DEMEBF4的分子在上述工序中未被剥离。
如图9所示，根据本发明的导电性材料的制造方法，能够将碳纳米管的表面经由离子液体的分子，通过适合生物体的材料来均匀地覆盖。
图10是表示作为本发明的一实施方式的组成物(CNT-gel)的面电阻以及面电阻的碳纳米管含有量依赖性的图表。为了进行比较，还通过虚线来表示了现有的以生理盐水为主成分的凝胶(Saline-based gel)的面电阻。
组成物(CNT-gel)是在与图8(a)所示的组成物的制作条件相同的条件下得到的组成物。大小为1cm角，厚度为1nm。
以生理盐水为主成分的凝胶(Saline-based gel)是通过如下方法得到的：向300mg的轮烷凝胶加入1mg的光交联剂，用100ml的生理盐水来溶解，然后通过UV来进行光交联。大小为1cm角，厚度为1mm。
如图10所示，可知作为本发明的一实施方式的组成物的面电阻与现有的以生理盐水为主成分的凝胶相比，低了2位～3位以上。
图11是表示作为本发明的一实施方式的组成物(CNT-rotaxane gel)的电容量以及电容量的频率依赖性的图表。为了进行比较，还表示了聚丙烯酰胺凝胶(Poly-acrylamide gel)、生理盐水含有聚丙烯酰胺凝胶(Salinepoly-acrylamide gel)、生理盐水含有轮烷凝胶(Saline-rotaxane gel)。
组成物(CNT-rotaxane gel)是在与图8(a)所示的组成物的制作条件相同的条件下得到的组成物。大小为1cm角，厚度为1mm。
聚丙烯酰胺凝胶(Poly-acrylamide gel)是通过如下方法得到的：向300mg的聚丙烯酰胺加入1mg的光交联剂，用100ml的脱离子水溶解，然后通过UV来进行光交联。大小为1cm角，厚度为1mm。
此外，也可以取代脱离子水，用生理盐水100ml来溶解。此时，可以省去将浸渍于凝胶中的水置换为生理盐水的工夫来应用于生物体。
生理盐水含有聚丙烯酰胺凝胶(Saline poly-acrylamide gel)是通过如下方法得到的：向300mg的聚丙烯酰胺加入1mg的光交联剂，用100ml的生理盐水来溶解，然后通过UV来进行光交联。大小为1cm角，厚度为1mm。
生理盐水含有轮烷凝胶(Saline-rotaxane gel)是通过如下方法得到的：向300mg的轮烷凝胶加入1mg的光交联剂，用100ml的生理盐水来溶解，然后通过UV来进行光交联。大小为1cm角，厚度为1mm。
如图11所示，可知作为本发明的一实施方式的组成物的电容量高于比较例的凝胶的电容量。
在通过电容耦合来检测电信号时，其大小与电极的表面积成正比。在通过本发明的组成物形成电极并使用该电极以电容耦合的方式检测电信号的情况下，由于本发明的组成物与现有的金属电极相比，格外柔软，电极能够紧密地附着于生物体组织，因此实际的接触面积变大。因此，用于获得电信号的实际的电容的检测灵敏度与现有的金属电极相比，高很多，即使是更小型的电极也具有很高的检测能力。
此外，本发明的组成物或者导电性材料包含碳纳米材料，由于碳纳米材料、特别是碳纳米管具有较高的比表面积，因此在这方面，也具有较高的信号检测能力。此外，虽然使用本发明的组成物或者导电性材料来制作出的电极的导电率比Au电极的导电率低，但在通过电容来取信号的情况下，导电率并不重要，有效的表面积大才是最重要的。
下面，以如下情况为例，使用图12来说明作为本发明的一实施方式的导电性材料的制造方法：使用碳纳米管作为碳纳米材料，使用N，N-二乙基-N-甲基-N-(2-甲氧基乙基)四氟硼酸铵(DEMEBF4)作为离子液体，此外，使用聚轮烷来作为水溶性高分子。
(1)第1工序
首先，混合碳纳米管、DEMEBF4和水，进行搅拌，得到被构成离子液体的分子覆盖的碳纳米管分散的第1分散系。
也可以进行通过生理盐水、乙醇、不会破坏凝胶的液体等来洗涤第1分散系的工序，去除未与碳纳米管结合的DEMEBF4。
在该分散系中，被构成离子液体的分子覆盖的碳纳米管分散到水中。根据碳纳米管与离子液体的量，有时会另外含有形成被构成离子液体的分子未充分覆盖或者未全部覆盖的碳纳米管(也包含被束化的碳纳米管)或离子液体的分子。
在该工序中，优选通过喷射式粉碎机等，对碳纳米管施加剪切力来进行细分化。这是因为，通过该工序，碳纳米管因范德华力而束化的1根1根的碳纳米管得以解开，束化(凝聚)的程度减少，还能够解开成1根1根的碳纳米管。
图14是表示对碳纳米管的分散性进行调查的结果的图。图14(A)表示将碳纳米管30mg放入25℃的脱离子水中，使用磁性搅拌器，以700rpm以上的转速搅拌了1周后的状态，图14(B)表示将碳纳米管30mg和DEMEBF460mg放入25℃的脱离子水中，同样搅拌1周后的状态，图14(C)表示将碳纳米管30mg放入25℃的脱离子水中，同样搅拌1周后，通过高压喷射式粉碎机均化器(60MPa；Nano-jet pal，JN10，Jokoh)处理后的状态，图14(D)表示将碳纳米管30mg和DEMEBF460mg放入25℃的脱离子水中，同样地搅拌1周后，通过高压喷射式粉碎机均化器处理后的状态，图14(E)表示将碳纳米管30mg、DEMEBF460mg和微纤化纤维素(含有10％纤维素的水溶液100mg，“セリッシユ(商品名)”，DaicelChemical Industries社制)放入25℃的脱离子水中，将同样搅拌1周后得到浆料通过高压喷射式粉碎机均化器来对该浆料进行了处理后状态，是结束搅拌1周后拍摄的照片。另外，“セリッシユ(商品名)”是以高度精制的纯植物纤维为原料，通过特殊的处理方法微纤化的纤维素纳米纤维(cellulose nanofiber)，原料的纤维通过该处理被分裂为数万根，纤维的粗细程度被微细化到0.1-0.01μm。
从图14(D)以及图14(E)可知，在水中碳纳米管表现出较高的分散性。可知为了获得较高的分散性，优选将施加剪切力而束化的碳纳米管细分化。
(2)第2工序
接下来，混合上述第1分散系与聚轮烷(“光交联性环动凝胶”，Advanced Softmaterials株式会社制)和水，进行搅拌，得到被构成离子液体的分子覆盖的碳纳米材料与水溶性高分子分散的第2分散系。
也可以进行通过生理盐水、乙醇、不会破坏凝胶的液体等来洗涤第2分散系的工序，去除未与碳纳米管结合的DEMEBF4。
另外，如图12所示，在对所获得的组成物进行交联的情况下，交联剂也能够混合。由此，得到的第2分散系是图12所示的凝胶状的物质。
(3)交联工序
接下来，对聚轮烷进行交联，被构成DEMEBF4的分子覆盖的碳纳米管分散到聚轮烷介质中，得到该聚轮烷被交联而成的组成物(导电性材料)。
也可以进行通过生理盐水、乙醇、不会破坏凝胶的液体等来洗涤得到的组成物(导电性材料)的工序，去除未与碳纳米管结合的DEMEBF4。
通过以上工序，能够得到本发明的一实施方式所涉及的组成物(导电性材料)。
接下来，对使用上述第2分散系来形成由本发明的一实施方式所涉及的组成物(导电性材料)构成的薄片、由本发明的一实施方式所涉及的组成物(导电性材料)构成的微细线宽的线的工序的一个例子进行说明。
如图13(a)所示，将上述第2分散系投入(浇铸)玻璃基板。接下来，如图13(b)所示，经由期望的厚度(图例中是50μm)的隔离片，将玻璃盖体放置于玻璃基板上。
接下来，在制作薄片的情况下，如图13(c)所示，例如，通过使用紫外线(365nm)曝光装置来进行曝光，从而能够得到50μm厚的薄片。此外，在形成微细线宽的线的情况下，如图13(d)所示，例如，通过使用数字型的紫外线(365nm)曝光装置来进行曝光，从而能够形成例如50μm宽的线。
以上，对本发明的实施方式进行了说明，但本发明并不限于上述实施方式，在不脱离本发明的主旨的范围内能够进行各种变形。
例如，虽然在上述实施方式中将信号检测器F11～F88均衡地排列成了矩阵状，但也可以根据被检测体的形状来不均衡地排列。此外，虽然将放大器103的输出信号Sout作为电压信号来取出，但并不限于本例，也可以将输出信号Sout作为电流信号来取出。
此外，虽然在图5d的例子中，由金属层2012、AlOx/SAM层2013和金属层2014构成了电容器102，但也可以例如省略金属层2012、AlOx/SAM层2013和金属层2014，而是由导电层204、聚酰亚胺层2011和导电凝胶层2015构成电容器102。此外，也可以省略金属层2029、导电层204、金属层2016以及聚酰亚胺层2011，在parylene层2027上直接形成金属层2012，由金属层2012、AlOx/SAM层2013和金属层2014构成电容器102。此外，作为电容器102的绝缘层(电介质层)，能够使用各种有机膜、无机膜、有机膜与无机膜的层叠膜。特别是若使用parylen，则在提高密封性能方面是有效的。此外，如果是通过聚酰亚胺层2011或者其他挠性基材的表面形成水/氧阻断性出色的薄膜的层叠结构，则能够进一步提高密封性能。作为该薄膜，例如parylen膜、氧化硅膜(SiOx)、氮化硅膜(SiN)等无机膜、有机膜与这些无机膜的层叠膜是有效的。
工业上的可利用性
根据本发明，能够提供一种SN比出色的信号检测装置以及信号检测方法。此外，能够提供一种挠性出色的信号检测装置。另外，能够提供一种具有生物体适应性的信号检测装置以及信号检测方法。此外，能够提供一种对包含工业产品在内的任意对象物产生的信号进行检测的信号检测装置以及信号检测方法。
符号说明
100…信号检测装置，101…电极，102…电容器，103…放大器，1031～1034…晶体管，1035…电阻元件，201…电极电路层，202…放大电路层，203…传送电路层，204、205…导电层，F11～F88…信号检测器，T11～T88…信号传送用的晶体管，WL1～WL8…字线，BL1～BL8…位线。

Claims (10)

1.一种信号检测装置，对从被检测体产生的信号进行检测，该信号检测装置具备：
第1电路层，形成有与所述被检测体相连的多个电极；
第2电路层，形成有多个放大器，每个放大器具有与所述多个电极分别电容耦合的输入部；和
第3电路层，形成有用于读取所述多个放大器的输出的多个晶体管，
将所述第1电路层、所述第2电路层和所述第3电路层层叠，
在形成于所述第1电路层的所述多个电极与所述第2电路层之间，形成有密封所述第2电路层的绝缘层，隔着该绝缘层，所述多个电极与所述多个放大器的输入部电容耦合。
2.根据权利要求1所述的信号检测装置，其中，
所述电极由导电性材料构成，该导电性材料是被构成亲水性的离子液体的分子与水溶性高分子双重覆盖的碳纳米材料分散到水溶性高分子介质中且该水溶性高分子被交联而成的。
3.根据权利要求1或2所述的信号检测装置，其中，
布线被引出到与所述第2电路层所处的一面侧相反的一侧的所述第3电路层的另一面侧，该布线用于经由形成于所述第3电路层的多个晶体管来读取形成于所述第2电路层的多个放大器的输出信号。
4.根据权利要求3所述的信号检测装置，其中，
所述布线在所述第3电路层的外周区域被引出到所述第3电路层的另一面侧。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的信号检测装置，其中，
在所述第1电路层，形成有将形成于该第1电路层的所述多个电极和形成于所述第2电路层的所述多个放大器的输出部电容耦合的多个电容器。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的信号检测装置，其中，
所述第1电路层与所述第2电路层之间以及所述第2电路层与所述第3电路层之间分别经由各向异性导电性薄片而被电连接。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的信号检测装置，其中，
构成所述第1电路层的部件形成密封所述第2电路层的密封层。
8.根据权利要求1至7中任一项所述的信号检测装置，其中，
所述第2电路层被所述第1电路层和所述第3电路层夹持着，由此层叠所述第1电路层、所述第2电路层和所述第3电路层，
所述第1电路层和所述第3电路层具有相互相同的弯曲刚性。
9.一种信号检测方法，使用权利要求1至8中任一项所述的信号检测装置来从所述被检测体检测信号，该信号检测方法包括：
经由形成于所述第3电路层的多个晶体管，选择性地读取形成于所述第2电路层的多个放大器中的任一个的输出信号的阶段。
10.根据权利要求9所述的信号检测方法，其中，
选择性地读取形成于所述第2电路层的多个放大器中的任一个的输出信号的阶段包括：
第1阶段，经由所述多个晶体管，对所述多个放大器的输出信号进行扫描并依次读取；
第2阶段，生成在所述第1阶段读取的所述多个放大器的输出信号的强度分布；和
第3阶段，同时读取基于所述强度分布的分析结果确定的所述多个放大器的1个或2个以上的输出信号。
CN201380051111.9A 2012-10-02 2013-09-30 信号检测装置以及信号检测方法 Expired - Fee Related CN104684469B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2012-220427 2012-10-02
JP2012220427 2012-10-02
PCT/JP2013/076568 WO2014054586A1 (ja) 2012-10-02 2013-09-30 信号検出装置および信号検出方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN104684469A true CN104684469A (zh) 2015-06-03
CN104684469B CN104684469B (zh) 2016-12-07

Family

ID=50434913

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201380051111.9A Expired - Fee Related CN104684469B (zh) 2012-10-02 2013-09-30 信号检测装置以及信号检测方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US10295367B2 (zh)
EP (1) EP2904970B1 (zh)
JP (1) JP6424404B2 (zh)
CN (1) CN104684469B (zh)
WO (1) WO2014054586A1 (zh)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108652620A (zh) * 2018-05-30 2018-10-16 华南理工大学 用于采集脑电信号的柔性半干式多层结构电极
CN113057637A (zh) * 2021-03-08 2021-07-02 电子科技大学 一种基于水凝胶的柔性生物电极阵列及其制作方法

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10413247B2 (en) * 2013-02-15 2019-09-17 Japan Science And Technology Agency Signal detection device, signal detection method, and method of manufacturing signal detection device
DE102013108810A1 (de) * 2013-08-14 2015-02-19 Capical Gmbh Textile kapazitive Elektrode, Verfahren zu deren Herstellung sowie Verwendung
KR102116283B1 (ko) * 2014-03-04 2020-05-29 삼성전자주식회사 디스플레이 장치 및 그 제조 방법
TWI549831B (zh) * 2014-05-15 2016-09-21 Merry Electronics Co Ltd Graphene - carbon nanotubes composite diaphragm
JP6489784B2 (ja) * 2014-09-30 2019-03-27 日本ケミコン株式会社 生体用電極
US9793106B2 (en) * 2014-11-06 2017-10-17 Texas Instruments Incorporated Reliability improvement of polymer-based capacitors by moisture barrier
JP6949347B2 (ja) * 2016-06-03 2021-10-13 国立大学法人大阪大学 電極シート及びこの電極シートを備える生体信号計測装置
WO2021070962A1 (ja) * 2019-10-11 2021-04-15 国立大学法人大阪大学 経皮電気刺激用電極ゲル及び経皮電気刺激方法、並びに、前庭電気刺激装置及び仮想現実体感装置

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09271466A (ja) * 1996-04-05 1997-10-21 Nippon Syst House Kk 生体情報収集装置及び生体情報処理システム
US20020120186A1 (en) * 2001-01-08 2002-08-29 Keimel John G. Sensor system
CN1574368A (zh) * 2003-05-22 2005-02-02 精工爱普生株式会社 薄膜电路装置及其制造方法、电光学装置和电子仪器
US20060129056A1 (en) * 2004-12-10 2006-06-15 Washington University Electrocorticography telemitter
CN1922732A (zh) * 2004-02-25 2007-02-28 S.O.I.Tec绝缘体上硅技术公司 光电检测装置
WO2009114689A1 (en) * 2008-03-12 2009-09-17 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Flexible and scalable sensor arrays for recording and modulating physiologic activity

Family Cites Families (37)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4274420A (en) * 1975-11-25 1981-06-23 Lectec Corporation Monitoring and stimulation electrode
US4125110A (en) 1975-11-25 1978-11-14 Hymes Alan C Monitoring and stimulation electrode
JPS5477489A (en) * 1977-11-07 1979-06-20 Hymes Alan C Medical electrode
AU572615B2 (en) * 1983-12-27 1988-05-12 Sony Corporation Electrically conductive adhesive sheet circuit board and electrical connection structure
JPH06197877A (ja) 1992-11-11 1994-07-19 Yokogawa Electric Corp 生体信号採取装置
JPH09158054A (ja) 1995-11-30 1997-06-17 Toray Ind Inc 繊維構造物およびその製造方法
TW311949B (zh) 1995-11-29 1997-08-01 Toray Industries
JP2001164419A (ja) 1999-12-13 2001-06-19 Fuji Spinning Co Ltd 改質セルロース再生繊維の製造方法
US6514610B2 (en) 1999-12-13 2003-02-04 Fuji Spinning Co., Ltd. Method for manufacturing improved regenerated cellulose fiber
MXPA03004124A (es) 2000-11-10 2004-02-12 Bki Holding Corp Fibras de celulosa que tiene valor de retencion de agua bajo y presion de desorcion capilar baja.
JP3676337B2 (ja) 2002-10-23 2005-07-27 独立行政法人科学技術振興機構 カーボンナノチューブとイオン性液体とから成るゲル状組成物とその製造方法
JP4134306B2 (ja) 2003-02-25 2008-08-20 独立行政法人科学技術振興機構 カーボンナノチューブ／ポリマー複合体及びその製法
JP4038685B2 (ja) 2003-12-08 2008-01-30 独立行政法人科学技術振興機構 アクチュエータ素子
JP4443944B2 (ja) * 2004-01-20 2010-03-31 独立行政法人科学技術振興機構 トランジスタとその製造方法
JP4873453B2 (ja) 2005-03-31 2012-02-08 独立行政法人産業技術総合研究所 導電性薄膜、アクチュエータ素子及びその製造方法
JP2006320484A (ja) * 2005-05-18 2006-11-30 Alps Electric Co Ltd 感圧部材、それを用いた感圧式指紋センサおよび指紋センサモジュール
JP4482888B2 (ja) * 2005-06-09 2010-06-16 ノーリツ鋼機株式会社 画像処理方法
DE102006008501B3 (de) * 2006-02-23 2007-10-25 Albert-Ludwigs-Universität Freiburg Sonde und Verfahren zur Datenübertragung zwischen einem Gehirn und einer Datenverarbeitungsvorrichtung
GB2453907B (en) 2006-08-02 2011-11-02 Ada Technologies Inc High performance ultracapacitors with carbon nanomaterials and ionic liquids
JP5680301B2 (ja) 2006-10-11 2015-03-04 ユニバーシティ オブ フロリダ リサーチ ファンデーション インコーポレーティッド ペンダントパイ相互作用性／結合性置換基を含有する電気活性ポリマー、そのカーボンナノチューブ複合体、およびその形成方法
CN101600646A (zh) 2006-12-14 2009-12-09 卧龙岗大学 纳米管和碳层的纳米结构复合物
JP2008162899A (ja) 2006-12-27 2008-07-17 Tokyo Univ Of Agriculture & Technology 生体関連化合物からなるイオン液体
JP2008239468A (ja) 2007-03-29 2008-10-09 Jfe Engineering Kk 微細炭素繊維およびそれを用いたバイオデバイス
JP2009035619A (ja) 2007-08-01 2009-02-19 Konica Minolta Holdings Inc 導電性組成物及び導電性膜
JP5612311B2 (ja) 2007-11-27 2014-10-22 アドバンスト・ソフトマテリアルズ株式会社 ポリロタキサン又は架橋ポリロタキサン及び多成分分散媒体を含有する組成物
JPWO2009102077A1 (ja) 2008-02-11 2011-06-16 国立大学法人 東京大学 カーボンナノチューブゴム組成物、配線、導電性ペースト、電子回路およびその製造方法
JP5660595B2 (ja) * 2008-02-11 2015-01-28 国立大学法人 東京大学 導電紙とその製造方法、導電性セルロース組成物とその製造方法、物品、電子デバイス
US20100145176A1 (en) * 2008-12-04 2010-06-10 Himes David M Universal Electrode Array for Monitoring Brain Activity
US9061134B2 (en) * 2009-09-23 2015-06-23 Ripple Llc Systems and methods for flexible electrodes
CN101693125B (zh) 2009-10-12 2013-06-19 北京科技大学 生物相容性定向碳纳米管阵列增强复合水凝胶的制备方法
US9419235B2 (en) 2009-11-06 2016-08-16 Shibaura Institute Of Technology Method for producing gel containing nano-carbon material
KR101196370B1 (ko) 2009-12-07 2012-11-01 광 석 서 탄소나노튜브-고분자 이온성 액체 복합체 및 이를 이용하여 제조되는 탄소나노튜브-전도성 고분자 복합체
WO2011084450A1 (en) 2009-12-16 2011-07-14 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Electrophysiology in-vivo using conformal electronics
US10441185B2 (en) * 2009-12-16 2019-10-15 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Flexible and stretchable electronic systems for epidermal electronics
JP2012032358A (ja) 2010-08-03 2012-02-16 National Institute Of Advanced Industrial & Technology 蛍光分子内包型カーボンナノチューブ
US20130165353A1 (en) 2011-12-21 2013-06-27 Baker Hughes Incorporated Stable suspensions of carbon nanoparticles for nano-enhanced pdc, lbl coatings, and coolants
EP2889267B1 (en) 2012-08-23 2018-01-17 Japan Science And Technology Agency Carbon nanomaterial, composition, conductive material, and manufacturing method therefor

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09271466A (ja) * 1996-04-05 1997-10-21 Nippon Syst House Kk 生体情報収集装置及び生体情報処理システム
US20020120186A1 (en) * 2001-01-08 2002-08-29 Keimel John G. Sensor system
CN1574368A (zh) * 2003-05-22 2005-02-02 精工爱普生株式会社 薄膜电路装置及其制造方法、电光学装置和电子仪器
CN1922732A (zh) * 2004-02-25 2007-02-28 S.O.I.Tec绝缘体上硅技术公司 光电检测装置
US20060129056A1 (en) * 2004-12-10 2006-06-15 Washington University Electrocorticography telemitter
WO2009114689A1 (en) * 2008-03-12 2009-09-17 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Flexible and scalable sensor arrays for recording and modulating physiologic activity

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108652620A (zh) * 2018-05-30 2018-10-16 华南理工大学 用于采集脑电信号的柔性半干式多层结构电极
CN108652620B (zh) * 2018-05-30 2024-08-23 华南理工大学 用于采集脑电信号的柔性半干式多层结构电极
CN113057637A (zh) * 2021-03-08 2021-07-02 电子科技大学 一种基于水凝胶的柔性生物电极阵列及其制作方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP2904970A4 (en) 2016-06-15
US20150276430A1 (en) 2015-10-01
EP2904970B1 (en) 2019-08-14
CN104684469B (zh) 2016-12-07
WO2014054586A1 (ja) 2014-04-10
US10295367B2 (en) 2019-05-21
EP2904970A1 (en) 2015-08-12
JPWO2014054586A1 (ja) 2016-08-25
JP6424404B2 (ja) 2018-11-21

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN104684469B (zh) 信号检测装置以及信号检测方法
CN105451650B (zh) 生物体相容性电极结构体及其制造方法、以及器件及其制造方法
Kim et al. Simple and cost-effective method of highly conductive and elastic carbon nanotube/polydimethylsiloxane composite for wearable electronics
JP6212814B2 (ja) 多点プローブ及びそれを構成する電子接点シート、多点プローブアレイ並びに多点プローブの製造方法
Mphuthi et al. Electrocatalytic oxidation of Epinephrine and Norepinephrine at metal oxide doped phthalocyanine/MWCNT composite sensor
Unnikrishnan et al. Highly sensitive amperometric sensor for carbamazepine determination based on electrochemically reduced graphene oxide–single-walled carbon nanotube composite film
Lu et al. Sensitive detection of luteolin based on poly (diallyldimethylammonium chloride)-functionalized graphene-carbon nanotubes hybrid/β-cyclodextrin composite film
Sheng et al. Fullerene–nitrogen doped carbon nanotubes for the direct electrochemistry of hemoglobin and its application in biosensing
CN104583118B (zh) 碳纳米材料、组合物、导电性材料及其制造方法
Khan Electrocatalytic behavior and determination of amitriptyline drug with MWCNT@ celllulose composite modified glassy carbon electrode
Hegde et al. Polymer nanocomposite thin films prepared using single-and multi-walled carbon nanotubes for flexible electronics
Yogeswaran et al. Recent updates of DNA incorporated in carbon nanotubes and nanoparticles for electrochemical sensors and biosensors
Lu et al. A gold electrode modified with a three-dimensional graphene-DNA composite for sensitive voltammetric determination of dopamine
Zhang et al. A novel sensing platform based on ionic liquid integrated carboxylic-functionalized graphene oxide nanosheets for honokiol determination
Mujica et al. MWCNT‐Organoimido Polyoxomolybdate Hybrid Material: Analytical Applications for Amperometric Sensing of Hydrogen Peroxide
Li et al. Fabrication of PEI-Fc/SGO multilayer films modified electrode through LBL assembly technique for the detection of dopamine
WO2015119208A1 (ja) 電極アレイおよび生体センサー
Villalobos et al. Reduced Graphene Oxide as a Platform for the Immobilization of Amino-Cyclodextrins
Ince Keser et al. Capacitive Effects of Memristive Structure Composed of Multi-walled CNT and Sodium Alginate Under DC Offset
Bhunia et al. Redox Mediation in Ionic Liquid-Functionalized Graphene for Facilitation of β-Nicotinamide Adenine Dinucleotide Electrooxidation
Shang et al. Strain Sensing Using Hybrid Nanocomposite Membrane

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20161207

Termination date: 20200930

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee