干式刺激电极

技术领域

本发明涉及包含离子导电型压敏粘合剂的刺激电极，其允许延长的刺激时间，而没有皮肤刺激和信号质量损失。

背景技术

各种电极被用于提供电刺激。术语电刺激在本文中意指其中电信号经由皮肤传递至身体的任何应用。此类应用的实例是经皮神经电刺激(TENS)、肌肉电刺激(EMS)、功能性电刺激(FES)、伤口护理、电外科、除颤、皮肤电活动(EDA)和全身电传导。

与测量生物信号相比，电刺激的特征可以在于显著高的电流。然而，高的局部电流密度会感觉不舒服或者甚至会引起疼痛和损伤，因此应当使用较高的电极面积，尤其是对于刺激需要更高电流的更深位置的肌肉的刺激。较大的电极面积显然对电流分布更为关键，因为导电层的电阻将更为关键。此外，高的局部电流密度可能由皮肤电阻(例如，毛囊、汗腺)的差异引起。

对于许多刺激应用，将电极长时间留置在身体上也是有益的(例如，TENS和伤口护理)。目前使用的电极经由凝胶连接至皮肤，该凝胶充当电解质并且将信号传递至身体。然而，它们会随着时间的推移变干，并且因此无法用于延长的刺激。目前可用的电极通常不推荐使用超过24小时。此外，它们不具有长的储存时间，大多数情况下，开封后最多一个月。此外，它们需要防止它们变干的特殊包装。

许多目前使用的凝胶电极可以使用一次以上以节省材料和成本，然而电极中的凝胶在几次使用之后变脏，这在医院环境和物理疗法实践中是不可接受的。此外，高含水量是这些凝胶电极趋于变干的一个原因。当水含量降低时，信号质量也降低，因此凝胶电极对于长期使用不是理想的(最多三天)。

目前市场上的一些刺激电极经由凝胶型粘合剂附接至皮肤。这些电极不需要额外的皮肤粘合剂，因为凝胶本身粘附至皮肤。然而，这些电极在多次使用时也会变脏，这如上所述是不可接受的。此外，这种类型的凝胶在长时间使用期间会变干。变干问题的解决方案是在电极区域内分配一些额外的凝胶以改善功能性。

因此，需要用于刺激应用的电极，其可以使用一周而不损失信号或粘合性，同时提供良好的电流分布并且不会变干或者使皮肤敏感或刺激皮肤。

附图说明

图1示出对高阻抗粘合剂和具有不同电阻的导电收集层的电流分布的估计。

图2示出对低阻抗凝胶和具有不同电阻的导电收集层的电流分布的估计。

图3示出用于估计粘合剂电阻与导电层电阻的比率的影响的简单电阻模型。

图4示出针对不同电极尺寸(以cm为单位)的碳接触层(55Ohm/sq)上的根据配方3的粘合剂的阻抗谱。

图5示出针对不同电极尺寸(以cm为单位)的碳接触层(610Ohm/sq)上的根据配方3的粘合剂的阻抗谱。

图6示出针对不同电极尺寸(以cm为单位)的碳接触层(55Ohm/sq)上的根据配方3的粘合剂的面积缩放阻抗谱(area scaled impedance spectra)。

图7示出针对不同电极尺寸(以cm为单位)的碳接触层(610Ohm/sq)上的根据配方3的粘合剂的面积缩放阻抗谱。

图8示出针对不同电极阻抗(Ohm)的基于皮肤阻抗变化的电流变化(假定典型的皮肤阻抗为1E4 Ohm)。

图9示出具有1-乙基-3-甲基咪唑鎓阳离子的各种盐的阻抗谱(样品面积为0.5×0.5cm

图10示出根据实施例4的电极的阻抗，所述根据实施例4的电极在碳接触部(面积0.5×0.5cm

图11示出根据实施例5的电极的阻抗，所述根据实施例5的电极在Ag/AgCl接触部(面积2×2cm

图12示出根据实施例6和实施例7的电极的阻抗，所述根据实施例6和实施例7的电极包含根据配方11的粘合剂以及Ag/AgCl接触部(实线)和碳接触部(短划线)(面积2×2cm

发明内容

本发明涉及包含离子导电型压敏粘合剂组合物的刺激电极，所述离子导电型压敏粘合剂组合物包含：a)(甲基)丙烯酸酯树脂，所述(甲基)丙烯酸酯树脂包含占所述(甲基)丙烯酸酯树脂的总重量的至少10重量％的含有OH基团的(甲基)丙烯酸酯单体；以及b)离子液体。

本发明还涉及根据本发明的刺激电极在经由皮肤向身体传递电信号的皮肤应用中的用途。

具体实施方式

在以下段落中更详细地描述本发明。除非明确指出相反，否则所描述的每个方面可以与一个或多个任何其他方面组合。特别地，被指出为优选或有利的任何特征可以与被指出为优选或有利的一个或多个任何其他特征组合。

在本发明的上下文中，除非上下文另有规定，否则所使用的术语应当根据以下定义来解释。

如本文所使用的，除非上下文另有明确规定，否则单数形式“一个/种(a/an)”和“该/所述(the)”包括单数指称对象和复数指称对象两者。

如本文所使用的，术语“包含(comprising/comprises/comprised of)”与“包括(including/includes)”或“含有(containing/contains)”同义，并且是包括性的或开放式的，并且不排除额外的、未列举的成员、要素或方法步骤。

如本文所使用的，术语“由……组成”排除未指定的任何要素、成分、成员或方法步骤。

数值端点的列举包括包含在相应范围内的所有数字和分数、以及所列举的端点。

除非另外指明，否则本文提及的所有百分比、份数、比例等均基于重量。

当量、浓度或者其他值或参数以范围、优选范围或优选上限值和优选下限值的形式表示时，应当理解为具体公开了通过将任何上限或优选值与任何下限或优选值组合而获得的任何范围，而不考虑所获得的范围是否在上下文中明确提及。

本说明书中引用的所有参考文献特此通过引用整体并入。

除非另有定义，否则用于公开本发明的所有术语(包括技术术语和科学术语)具有本发明所属领域的普通技术人员通常理解的含义。通过进一步的指导，包括术语定义以更好地理解本发明的教导。

根据本发明的干式刺激电极包含具有低阻抗、良好电流分布和良好皮肤相容性的离子导电压敏粘合剂(PSA)。

本发明涉及不需要凝胶或水凝胶的刺激电极，因此术语“干式电极”也用于根据本发明的刺激电极。

术语干式刺激电极在本文中意指不含大量溶剂且不含水的电极。根据本发明的干式刺激电极包含占粘合剂的总重量的小于1重量％、优选地小于0.1重量％、更优选地小于0.01重量％的溶剂。

根据本发明的干式刺激电极提供了长期使用刺激的解决方案，其中长期使用具有稳定的阻抗和粘合性是可能的。与目前市场上的凝胶型电极相比，它不会变干，并且它不会导致皮肤刺激。根据本发明的干式电极具有较长的储存期，并且即使在开启包装之后也可以储存电极。此外，根据本发明的干式电极由于非常薄且干燥的层而提供了舒适性，与相对重且使皮肤肿胀的现有技术凝胶电极相反，该非常薄且干燥的层使得人感觉不到电极。与薄的、柔性的且透气的基材(如聚氨酯膜)结合，根据本发明的电极将允许舒适的连续长期应用。

电流分布对于刺激电极至关重要。不良电流分布意味着通常所需的高电流仅经由靠近电极上的馈入点的小区域馈入身体内，从而导致高的局部电流密度。高电流密度可能在馈入点处引起局部疼痛，而远离馈入点的电极部分可能由于较低电流密度而仅具有降低的功能性。电流密度是影响刺激的舒适性的主要因素。

与皮肤直接接触的粘合剂或凝胶层的阻抗是电流密度的一个主要因素。通常，通过增加皮肤接触层的阻抗和降低皮肤接触层下方的导电层的阻抗来改善电流分布。与根据本发明的干式粘合剂相比，标准凝胶粘合剂具有较低的阻抗。较低的阻抗需要包含高品质导体(如Ag或Ag/AgCl)的高导电性层，以确保在整个电极区域范围内的类似电流密度。另一方面，皮肤接触层中的高阻抗材料改善电流分布，但却导致欧姆损耗，从而使刺激装置(例如，TENS装置)效率较低。在根据本发明的干式刺激电极中，皮肤接触层的阻抗接近皮肤阻抗，从而即使在电极层具有相当低的导电性时也能在低损耗接触与良好电流分布之间实现极好的折衷。因此，根据本发明的离子导电压敏粘合剂可以与导电性较低的层(例如，碳层，其比通常用于具有凝胶粘合剂的刺激电极中的高导电性Ag层便宜得多)组合。凝胶皮肤接触层的相对高的导电性需要下方的高导电性层，以确保良好电流分布以及由此在整个电极区域范围内的恒定信号。

本发明中使用的离子导电压敏粘合剂基于具有高透气性的极性溶剂基丙烯酸类压敏粘合剂和无毒无刺激性的离子液体，从而在电极中产生离子导电性和良好的电流分布，同时对皮肤不均匀性具有低敏感性。此外，根据本发明的PSA的阻抗足够低，而无需添加任何防止高欧姆损耗的水。

更具体地，本发明涉及干式刺激电极，所述干式刺激电极包含：a)离子导电型压敏粘合剂组合物，所述离子导电型压敏粘合剂组合物包含(甲基)丙烯酸酯树脂和离子液体，所述(甲基)丙烯酸酯树脂包含含有OH基团(羟基)(甲基)丙烯酸酯单体；b)导电层，所述导电层与所述导电型压敏粘合剂层接触；c)任选存在的基材，所述基材与所述导电层接触；d)任选存在的离型衬层(release liner)，所述离型衬层与所述导电型压敏粘合剂层接触；以及e)任选存在的在所述电极与刺激装置之间的接触件(contact)。

根据本发明的干式刺激电极包含离子导电型压敏粘合剂。

根据本发明的离子导电型压敏粘合剂组合物包含(甲基)丙烯酸酯树脂，所述(甲基)丙烯酸酯树脂包含占所述(甲基)丙烯酸酯树脂的总重量的至少10重量％的含有OH基团的(甲基)丙烯酸酯单体。

用于本发明的合适的(甲基)丙烯酸酯树脂优选地由选自以下的单体形成：丙烯酸羟乙酯、丙烯酸羟丙酯、丙烯酸羟丁酯、甲基丙烯酸甲酯、丙烯酸丁酯、丙烯酸乙基己酯、丙烯酸、(甲基)丙烯酸C1-C18烷基酯、(甲基)丙烯酰胺、乙酸乙烯酯、N-乙烯基己内酰胺、丙烯腈、乙烯醚、(甲基)丙烯酸苄酯、(甲基)丙烯酸环己酯、(甲基)丙烯酸缩水甘油酯、及其混合物，优选地由选自以下的单体形成：丙烯酸羟乙酯、甲基丙烯酸甲酯、丙烯酸丁酯、丙烯酸乙基己酯、及其混合物，并且更优选地，所述(甲基)丙烯酸酯树脂由丙烯酸羟乙酯、(甲基)丙烯酸甲酯、丙烯酸丁酯和丙烯酸乙基己酯形成。

用于本发明的合适的可商购获得的(甲基)丙烯酸酯树脂包括但不限于来自Henkel的Loctite DURO-TAK 222A、Loctite DURO-TAK 87-202A、Loctite DURO-TAK 87-402A、Loctite DURO-TAK 73-626A。

申请人已经发现，包含(甲基)丙烯酸酯树脂的PSA(所述(甲基)丙烯酸酯树脂包含至少10％的含有OH基团的(甲基)丙烯酸酯单体)提供良好的阻抗，并且电极不会变干，并且它们可以用于更长时间段的刺激(较高的OH含量增加聚合物的水蒸气透过率，这有助于增加的透气性和更长的佩戴时间(wear time))。

优选地，所述(甲基)丙烯酸酯树脂中所述含有OH基团的(甲基)丙烯酸酯单体的含量为(甲基)丙烯酸酯树脂的总重量的至少15重量％、优选地至少20重量％、更优选地至少25重量％、最优选地至少30重量％，但不超过65重量％、优选地不超过60重量％、更优选地不超过55重量％、最优选地不超过50重量％。

当所述(甲基)丙烯酸酯树脂中含有OH基团的(甲基)丙烯酸酯单体超过(甲基)丙烯酸酯树脂的总重量的65重量％时，较高的OH基团含量可能对粘合性质产生负面影响。

根据本发明的刺激电极中使用的离子导电型压敏粘合剂组合物可以包含占组合物的总重量的10-99重量％、优选地25-98重量％、更优选地50-95重量％的所述(甲基)丙烯酸酯树脂。

较低的(甲基)丙烯酸酯树脂量可能导致差的粘合性质，并且不利于成膜性质，而过高的量可能导致差的导电性。

根据本发明的离子导电型压敏粘合剂组合物包含离子液体、优选地无毒无刺激性的离子液体，从而产生离子导电性。

更具体地，根据本发明的离子导电型压敏粘合剂组合物包含选自以下的离子液体：咪唑鎓乙酸盐、咪唑鎓磺酸盐、咪唑鎓氯化物、咪唑鎓硫酸盐、咪唑鎓磷酸盐、咪唑鎓硫氰酸盐、咪唑鎓二氰胺盐、咪唑鎓苯甲酸盐、咪唑鎓三氟甲烷磺酸盐、三氟甲烷磺酸胆碱、糖精酸胆碱(choline saccharinate)、氨基磺酸胆碱、吡啶鎓乙酸盐、吡啶鎓磺酸盐、吡啶鎓氯化物、吡啶鎓硫酸盐、吡啶鎓磷酸盐、吡啶鎓硫氰酸盐、吡啶鎓二氰胺盐、吡啶鎓苯甲酸盐、吡啶鎓三氟甲烷磺酸盐、吡咯烷鎓乙酸盐、吡咯烷鎓磺酸盐、吡咯烷鎓氯化物、吡咯烷鎓硫酸盐、吡咯烷鎓磷酸盐、吡咯烷鎓硫氰酸盐、吡咯烷鎓二氰胺盐、吡咯烷鎓苯甲酸盐、吡咯烷鎓三氟甲烷磺酸盐、乙酸鏻、磺酸鏻、氯化鏻、硫酸鏻、磷酸鏻、硫氰酸鏻、鏻二氰胺盐、苯甲酸鏻、三氟甲烷磺酸鏻、乙酸锍、磺酸锍、氯化锍、硫酸锍、磷酸锍、硫氰酸锍、锍二氰胺盐、苯甲酸锍、三氟甲烷磺酸锍、乙酸铵、磺酸铵、氯化铵、硫酸铵、磷酸铵、硫氰酸铵、铵二氰胺盐、苯甲酸铵、三氟甲烷磺酸铵、及其混合物。

优选地，所述离子液体选自：1-乙基-3-甲基咪唑鎓乙酸盐、1-乙基-3-甲基咪唑鎓甲烷磺酸盐、1-乙基-3-甲基咪唑鎓三氟甲烷磺酸盐、1-乙基-3-甲基咪唑鎓氯化物、1-乙基-3-甲基咪唑鎓乙基硫酸盐、1-乙基-3-甲基咪唑鎓二乙基磷酸盐、1-乙基-3-甲基咪唑鎓硫氰酸盐、1-乙基-3-甲基咪唑鎓二氰胺盐、1-乙基-3-甲基咪唑鎓苯甲酸盐、三氟甲烷磺酸胆碱、糖精酸胆碱、乙酰氨基磺酸胆碱、N-环己基氨基磺酸胆碱、三(2-羟乙基)甲基铵甲基硫酸盐、1-乙基-3-甲基咪唑鎓四氟硼酸盐、1-烯丙基-3-甲基咪唑鎓双(三氟甲基磺酰基)酰亚胺、乙酸胆碱、及其混合物。

更优选地，所述离子液体选自：1-乙基-3-甲基咪唑鎓苯甲酸盐、1-乙基-3-甲基咪唑鎓四氟硼酸盐、1-乙基-3-甲基咪唑鎓甲烷磺酸盐、1-乙基-3-甲基咪唑鎓氯化物、1-乙基-3-甲基咪唑鎓三氟甲烷磺酸盐、三氟甲烷磺酸胆碱、1-乙基-3-甲基咪唑鎓乙酸盐、乙酸胆碱、1-乙基-3-甲基咪唑鎓二乙基磷酸盐、1-烯丙基-3-甲基咪唑鎓双(三氟甲基磺酰基)酰亚胺、1-乙基-3-甲基咪唑鎓乙基硫酸盐、1-乙基-3-甲基咪唑鎓硫氰酸盐、1-乙基-3-甲基咪唑鎓二氰胺盐、糖精酸胆碱、乙酰氨基磺酸胆碱、及其混合物。

上述离子液体是优选的，因为它们在根据本发明的(甲基)丙烯酸酯树脂中具有良好的溶解性并且具有低毒性。

用于本发明的合适的可商购获得的离子液体包括但不限于Basionics ST80、Basionics Kat1、Basionics BC01、Basionics VS11、Basionics VS03和Efka IO 6785(全部均来自BASF)。

根据本发明的刺激电极中使用的离子导电型压敏粘合剂组合物可以包含占组合物的总重量的0.1-50重量％、优选地1-35重量％、更优选地4-25重量％的离子液体。

如果离子液体的量过低，则粘合剂可能不显示任何离子导电性并且信号可能丢失，而过高的量可能不提供信号质量的改善，但可能增加皮肤刺激的可能性并且降低粘合性质。

根据本发明的离子导电型压敏粘合剂组合物还可以包含离子导电性促进剂、优选地无毒无刺激性的离子导电性促进剂，从而产生额外的离子导电性。离子导电性促进剂在室温下优选为半固体或固体，并且可以溶解在离子液体中。它与根据本发明的(甲基)丙烯酸酯树脂具有良好的相容性。

优选地，所述离子导电性促进剂选自氯化胆碱、酒石酸氢胆碱、柠檬酸二氢胆碱、磷酸胆碱、葡糖酸胆碱、富马酸胆碱、碳酸胆碱、焦磷酸胆碱、及其混合物。

根据本发明，离子导电型压敏粘合剂组合物可以包含占组合物的总重量的0.1-35重量％、优选地0.5-25重量％、更优选地1-15重量％的离子导电性促进剂。

如果离子导电性促进剂的量过低，则压敏粘合剂可能不显示任何离子导电性并且信号可能丢失，而过高的量可能不提供信号质量的改善，但可能增加皮肤刺激的可能性并且降低粘合性质。

根据本发明的离子导电型压敏粘合剂组合物还可以包含导电颗粒。

优选地，导电颗粒选自金属颗粒和金属纳米颗粒、含金属的颗粒和纳米颗粒、石墨颗粒和纳米颗粒、碳颗粒和纳米颗粒、碳纳米线、导电聚合物颗粒和纳米颗粒、及其混合物，更优选地选自含银颗粒、银颗粒、铜颗粒、含铜颗粒、银纳米线、铜纳米线、石墨颗粒、碳颗粒、及其混合物，甚至更优选地选自石墨颗粒、碳颗粒、及其混合物。

石墨颗粒和碳颗粒是优选的，因为它们不引起皮肤刺激并且通常便宜(尤其与高导电性贵金属颗粒相比)，但它们提供足够的导电性。

用于本发明的合适的可商购获得的导电颗粒包括但不限于Ensaco250G、来自Timcal的Timrex KS6、来自Necarbo的Printex XE2B、来自Imerys的C-Nergy Super C65和来自Cabot的Vulcan XC72R。

根据本发明的刺激电极中使用的离子导电型压敏粘合剂组合物可以包含占组合物的总重量的0.01-30重量％、优选地0.1-25重量％、更优选地1-20重量％的所述导电颗粒。

如果导电颗粒的量过低，则可能导致差的导电性，而过高的量可能导致粘合性质的损失。

根据本发明的离子导电型压敏粘合剂组合物还可以包含聚醚多元醇。优选地，聚醚多元醇选自聚乙二醇(PEG)、聚丙二醇(PPG)、聚四亚甲基二醇(PTMG)、及其混合物。申请人已经发现，由于开放的和柔性的分子链，聚醚多元醇的添加对于离子导电性是特别好的基体(host)，并且因此对阻抗具有正面影响。申请人已经发现，少量的聚醚多元醇具有正面影响，这对于组合物的皮肤相容性是有益的。

优选地，聚醚多元醇的重均分子量(Mw)可以为300-1000g/mol、优选地350-750g/mol、更优选地380-420g/mol，其中分子量通过凝胶渗透色谱法根据DIN 55672-1:2007-08用THF作为洗脱液来测量。

用于本发明的合适的可商购获得的聚醚多元醇包括但不限于来自BASF的Kollisolv PEG 400。

根据本发明的刺激电极中使用的离子导电型压敏粘合剂组合物可以包含占组合物的总重量的0.01-50重量％、优选地0.1-25重量％、更优选地1-20重量％的聚醚多元醇。

过高的聚醚多元醇量可能导致粘合性质的损失。

根据本发明的离子导电型压敏粘合剂组合物还可以包含溶剂。

用于本发明的合适的溶剂可以选自水、乙酸乙酯、乙酸丁酯、丁基二甘醇、2-丁氧基乙醇、乙二醇、二乙二醇、丙二醇、二丙二醇、甲醇、异丙醇、丁醇、二元酸酯、己烷、庚烷、2,4-戊二酮、甲苯、二甲苯、苯、己烷、庚烷、甲基乙基酮、甲基异丁基酮、二乙醚、及其混合物，优选地，所述溶剂选自乙酸乙酯、乙酸丁酯、乙二醇、丙二醇、及其混合物。

用于本发明的合适的可商购获得的溶剂包括但不限于来自Brenntag的乙酸乙酯和乙二醇、来自Shell Chemicals的乙酸丁酯和来自Lyondell的丙二醇。

根据本发明的刺激电极中使用的离子导电型压敏粘合剂组合物可以包含占组合物的总重量的10-90重量％、优选地20-80重量％、更优选地30-70重量％的溶剂。

如果溶剂的量过低，则由于粘度过高和(甲基)丙烯酸酯树脂可能不完全可溶的事实，这可能导致可加工性问题。而过高的量可能导致功能性损失，并且粘合剂的粘度过低而无法加工。

为了清楚起见，应当注意，根据本发明的压敏粘合剂包含溶剂。由所述粘合剂形成的压敏粘合剂膜被用于根据本发明的干式刺激电极中，并且该膜不包含大量的溶剂。如上所述，根据本发明的干式刺激电极包含占粘合剂的总重量的小于1重量％、优选地小于0.1重量％、更优选地小于0.01重量％的溶剂。

根据本发明的离子导电型压敏粘合剂组合物理想地具有在与皮肤阻抗类似的范围内的阻抗。阻抗取决于电极和下层皮肤的面积。

根据本发明的离子导电型压敏粘合剂组合物的阻抗值在1000Hz下低于1000000Ohm、但在1000Hz下超过1000Ohm，优选地在1000Hz下低于100000Ohm、但在1000Hz下超过5000Ohm，更优选地在1000Hz下低于40000Ohm、但在1000Hz下超过8000Ohm，其中所述阻抗通过连接两个电极来测量，所述两个电极各自涂覆有25μm离子导电型压敏粘合剂、接触面积为0.25cm

(甲基)丙烯酸酯树脂和离子液体的组合导致根据本发明的压敏粘合剂中的低阻抗。离子液体提供离子导电性；然而，如果离子液体与(甲基)丙烯酸酯树脂不可混溶，则在压敏粘合剂中不会观察到任何离子导电性。在将PEG添加至组合物的实施方案中，来自PEG的附加醚基使体系更具极性，并且增强(甲基)丙烯酸酯树脂中离子液体的离子导电性。

根据本发明的离子导电型压敏粘合剂组合物具有高透气性。如果水可以容易地渗透通过粘合剂层，则获得良好的透气性。为了实现这种效果，需要相当极性的树脂，在这种情况下，OH官能团支持并改善透气性。

根据本发明的粘合剂优选地在24小时内具有约4600g/m

本发明涉及由上述离子导电型压敏粘合剂组合物形成的干式刺激电极。干膜形成可以通过以下方法来进行：将离子导电型压敏粘合剂组合物涂覆在支撑基材(如膜)上，并且将该膜在烘箱中在例如120℃下干燥3分钟以去除溶剂并在支撑基材上形成离子导电型压敏粘合剂的干膜。

可以使用用于制备压敏粘合剂的已知方法。具体地，实例包括辊涂法、凹版涂布法、逆向涂布法、辊刷法、喷涂法和气刀涂布法、浸涂和幕涂法、以及使用模涂机的挤出涂布法。

根据本发明的刺激电极还包含：b)导电层，所述导电层与所述离子导电型压敏粘合剂层接触；c)任选存在的基材，所述基材与所述导电层接触；d)任选存在的离型衬层，所述离型衬层与所述离子导电型压敏粘合剂层接触；以及e)任选存在的在所述电极与刺激装置之间的接触件。

根据本发明的电极包含导电层、优选地仅一个导电层。

在一个实施方案中，导电层选自铜、银、金、铝、Ag/AgCl、或碳层、或其混合物。

在另一实施方案中，导电层的厚度为0.1-500μm、或0.5-150μm、或1-25μm、或1-20μm。

在一个实施方案中，导电层是金属，优选地具有10-500μm或25-150μm的厚度。优选地，金属是铜、银、金或铝层。

重要的是，电流均匀地分布在电极区域范围内，以获得电极的良好功能性。不均匀的电流分布导致具有高电流密度的区域和具有低电流密度的区域，所述具有高电流密度的区域可能会导致由接触点处的高电刺激引起的局部疼痛或灼伤，所述具有低电流密度的区域具有降低的刺激功能性。

如果导电层的阻抗与离子导电型压敏粘合剂层的阻抗的比率小，则可以获得均匀的电流分布。根据本发明的离子导电型压敏粘合剂显示出比凝胶粘合剂更高的阻抗的事实意味着使用相同的导电层获得更均匀的电流分布。在距离具有阻抗为20Ohm的凝胶粘合剂的刺激电极的馈入点2cm处计算的电流仅为导电率是100Ohm的导电层的馈入点处的电流的10％。具有2kOhm压敏粘合剂的类似电极在距离馈入点2cm的距离处提供90％的相对电流(参见实施例1)。因此，阻抗高于标准凝胶粘合剂的离子导电型压敏粘合剂可以与具有较低导电性的导电层组合，并且仍然允许良好的电流分布。离子导电型压敏粘合剂不需要高导电性层(例如，Ag层或Cu层)，该高导电性层通常比例如由碳墨形成的导电性较低的层昂贵得多。

在另一实施方案中，除了离子导电型压敏粘合剂之外，导电层是电极中包含的唯一导电层。

在优选实施方案中，根据本发明的电极包含基材。在一个实施方案中，基材为柔性膜，优选地选自聚烯烃膜、聚碳酸酯膜、热塑性聚氨酯(TPU)膜、有机硅膜、机织膜、非织造膜或纸膜，特别是聚乙烯膜、聚丙烯膜、聚对苯二甲酸乙二醇酯膜或热塑性聚氨酯膜或泡沫(如聚氨酯泡沫、聚烯烃泡沫和聚碳酸酯泡沫)。

在另一实施方案中，基材的厚度为10-500μm或25-150μm。

为了包装电极并且避免粘合剂层粘着至包装，电极可以在粘合剂层的表面上包含离型衬层，该粘合剂层随后被施加至应当测量的区域。本领域中所有已知的离型衬层都是合适的，在一个实施方案中，离型衬层选自硅化纸离型衬层或塑料离型衬层。

如上文已经陈述的，本发明的电极不需要凝胶/水凝胶。因此，在一个实施方案中，电极基本上不含水凝胶，优选地不包含基于电极的总重量计超过0.5重量％、或0.1重量％、或0.01重量％的水凝胶，或者不包含水凝胶。

在另一实施方案中，电极基本上不含水性电解质糊状物，优选地不包含基于电极的总重量计超过0.5重量％、或0.1重量％、或0.01重量％的水性电解质糊状物，或者不包含水性电解质糊状物。

根据本发明的刺激电极被用于经由皮肤向身体传递电信号的皮肤应用中。合适的应用为例如经皮神经电刺激(TENS)、肌肉电刺激(EMS)、功能性电刺激(FES)、伤口护理、电外科、除颤、皮肤电活动(EDA)和全身电传导。

优选地，针对根据本发明的干式刺激电极粘合剂组合物的表皮测试中的细胞的相对活力超过50％、优选地超过60％、更优选地超过70％。

实施例

实施例1

为了获得刺激电极的最佳功能性，需要满足以下三个条件：1)欧姆损耗不能过高；2)电极具有良好的电流分布；以及3)对皮肤不均匀性的低敏感性。

防止欧姆损耗不被认为是太关键的，因为大多数情况下高欧姆损耗可以通过增加电压来补偿。然而，为了获得递送至身体的显著信号，电极的阻抗不应当比皮肤阻抗高得多。这通常适用于凝胶电极粘合剂和上文描述中所述的离子导电型压敏粘合剂。

电极内的电流分布将受到面积(或者离电极内的馈入点的最大距离)和电流收集层(通常为金属或碳)与粘合剂(或者标准所使用的水凝胶)的电阻的比率的影响。

图1示出对高阻抗粘合剂和不同导电收集层的电流分布的估计。示出了在2kOhm粘合剂下具有不同电阻(由1cm距离处的电阻(Ohm)给出)的碳层的电流均匀性。

图2示出对低阻抗凝胶和不同导电收集层的电流分布的估计。示出了在20Ohm凝胶下具有不同电阻(由1cm距离处的电阻(Ohm)给出)的碳层的电流均匀性。

图3示出用于估计粘合剂/收集器电阻的影响的简单电阻模型。

总的来说，图1和图2分别示出了使用图3的简单模型假定导电性相对低的粘合剂(大体上对应于下文实施例2中描述的配方3)和高导电性凝胶计算的依据导电层电阻的电流变化。显然，使用导电性相对低的粘合剂，仅使用导电性适中的电极就可以实现良好的电流分布。这已经用真实的电极以实验方式证实。这些实验中使用的导电粘合剂具有约2kOhm的欧姆坪(plateau)(在2×2cm

图4示出针对不同电极尺寸(以cm为单位)的碳接触层(55Ohm/sq)上的根据配方3的粘合剂的阻抗谱。样品的接触在短侧上。

图5示出针对不同电极尺寸(以cm为单位)的碳接触层(610Ohm/sq)上的根据配方3的粘合剂的阻抗谱。样品的接触在短侧上。

图4示出针对不同电极尺寸的碳接触部上的粘合剂的阻抗谱。薄层电阻为55Ohm/sq，这对应于相对差的接触(低电导)。正如所预期的，对于增加的电极面积，阻抗减小。图5示出已经被制成导电性尽可能低(610Ohm/sq)的接触层的相同曲线。类似地，对于增加的电极面积，阻抗减小。然而，应当注意，该差异小于导电性较高的接触层的差异。为了获得完美的电流分布，阻抗应当与面积的倒数成比例，并且因此Z*A应当恒定。

图6示出针对不同电极尺寸(以cm为单位)的碳接触层(55Ohm/sq)上的根据以下配方3的粘合剂的面积缩放阻抗谱。样品的接触在短侧上。

图7示出针对不同电极尺寸(以cm为单位)的碳接触层(610Ohm/sq)上的根据以下配方3的粘合剂的面积缩放阻抗谱。样品的接触在短侧上。

图6和图7两者都示出相应的缩放阻抗谱。对于导电层的较低薄层电阻，面积缩放是完美的(粘合剂阻抗变得可忽略的高频范围除外)。对于高薄层电阻样品，大部分电流在触点附近流动(而其余的仍然有贡献)。因此，即使在55Ohm/sq的适中薄层电阻的情况下，也可以实现非常好的电流分布。应当注意，可以使用提供甚至更差的导电性的粘合剂，因此55Ohm/sq不被认为是限制。

皮肤本身会具有一些不均匀性。因此，低电阻的点或区域不应当导致高的局部电流密度和随后的疼痛/损伤。

图8示出针对不同电极阻抗(Ohm)的基于皮肤阻抗变化的电流变化(假定典型的皮肤阻抗为1E4 Ohm)。

图8清楚地示出对于不同的电极粘合剂阻抗，局部电流可以如何基于皮肤阻抗的局部变化而变化。显然，电极阻抗越高，皮肤不均匀性变得越不关键。

基于上述三个考虑因素，应当以以下方式设计电极：

-使用电阻与皮肤类似或略高于皮肤的粘合剂。

-使用具有显著较低电阻的电极材料(其不需要太低，因为粘合剂电阻相当高)。因此，可以使用导电性适中的低成本碳墨。

-使用基于离子液体的粘合剂，以便于微调和长佩戴时间。选择生物相容的粘合剂和离子液体。

实施例2

根据本发明的离子导电型压敏导电粘合剂的制备：

将5g的Loctite Duro-Tak 222A和0.228g离子液体在调节混合器中以1000rpm混合1分钟。将混合物涂覆至离型衬层上，并且在室温下在通风橱中干燥30分钟，从而产生厚度为20-30μm的PSA膜。随后，将刮涂膜(drawdown)在120℃下固化3分钟，并且用另一离型衬层覆盖。

对于阻抗测量，将PSA膜覆盖至Al箔上，在室温下干燥30分钟，并且在120℃下固化3分钟。切割两块PSA-Al膜，并且粘着在一起以形成面积为0.25cm

皮肤相容性研究：

使用OS-REp模型(开源重建表皮，Open Source Reconstructed Epidermis)在体外皮肤刺激测试中测量压敏粘合剂组合物的皮肤相容性。将25μL活性压敏粘合剂组合物施加至表皮模型。在42小时的孵育以及采用MTT(200μl，1mg/ml MTT(3-(4,5-二甲基噻唑-2-基)-2,5-二苯基四唑鎓溴化物))的3小时孵育之后，进行甲

皮肤刺激测试是根据OECD TG 439的OS-REp测试的改良版本，其是用于识别刺激性纯物质和盐的方案。

潜在刺激物与皮肤模型的通常接触时间为35分钟。随后，将待测试的物质洗掉，并且开始42小时的孵育时间。对于＞50％的细胞的相对活力，物质可以被认为是无刺激性的。

由于压敏粘合剂(其无法被洗掉)被测试的事实，接触时间显著更长(42小时，而非35分钟)，从而表明本发明的测试条件更苛刻。

具体实施例1-10的细节以及关于粘合性和表皮测试的测试结果列于下表1中。

表1

图9示出铝电极之间根据配方3的干PSA膜(约40-60μm厚度，0.25cm

实施例3

用离子液体的组合制备离子导电型压敏粘合剂(配方11)

将5g的Loctite Duro-TAK 222A(固体含量：41％)与0.171g的1-乙基-3-甲基咪唑鎓三氟甲烷磺酸盐和0.057g的1-乙基-3-甲基咪唑鎓氯化物在调节混合器中以2000rpm混合3分钟。将混合物涂覆至离型衬层上，并且在室温下干燥30分钟，从而产生厚度为20μm的PSA膜。随后，将刮涂膜在120℃下固化3分钟，并且用另一离型衬层覆盖。

实施例4

使用配方3制备刺激碳-PSA电极

使用来自Henkel的LOCTITE ECI 7005E&C向柔性TPU膜上涂覆厚度为约10μm的导电碳层，在120℃下干燥10分钟，并且切割成2cm×3cm的矩形块。将导电PSA膜(配方3，2cm×2cm)转移至该矩形块。对于阻抗测量，以相同的方式制备具有0.5×0.5cm的粘合面积的较小电极。将两个电极用其完整的粘合区域粘着在一起，并且用鳄鱼夹连接。图10示出电极的阻抗谱。对于作为刺激电极的应用，将两个电极以彼此相距10cm的距离粘着至前臂，并且连接至“Sanitas SEM 43”TENS/EMS装置。来自该装置的电刺激导致清晰可见的肌肉收缩。

实施例5

使用配方3制备刺激Ag/AgCl-PSA电极

使用来自Henkel的Loctite EDAG 6038E SS E&C向柔性TPU膜上涂覆厚度约为10μm的Ag/AgCl层，并且切割成2cm×3cm的矩形块。将导电PSA膜(实施例11，2cm×2cm)转移至该矩形块。对于阻抗测量，将两个电极用其完整的粘合区域粘着在一起，并且用鳄鱼夹连接。图11示出阻抗谱。对于作为刺激电极的应用，将两个电极以彼此相距10cm的距离粘着至前臂，并且连接至“Sanitas SEM 43”TENS/EMS装置。来自该装置的电刺激导致清晰可见的肌肉收缩。

实施例6

使用配方11制备刺激碳-PSA电极

使用来自Henkel的LOCTITE ECI 7005E&C向柔性TPU膜上涂覆厚度为约10μm的导电碳层，在120℃下干燥10分钟，并且切割成2cm×3cm的矩形块。将导电PSA膜(配方3，2cm×2cm)转移至该矩形块。对于阻抗测量，将两个电极用其完整的粘合区域粘着在一起，并且用鳄鱼夹连接。图12(短划线)示出阻抗谱。对于作为刺激电极的应用，将两个电极以彼此相距10cm的距离粘着至前臂，并且连接至“Sanitas SEM43”TENS/EMS装置。来自该装置的电刺激导致清晰可见的肌肉收缩。

实施例7

使用配方11制备刺激Ag/AgCl-PSA电极

使用来自Henkel的Loctite EDAG 6038E SS E&C向柔性TPU膜上涂覆厚度约为10μm的Ag/AgCl层，并且切割成2cm×3cm的矩形块。将导电PSA膜(实施例11，2cm×2cm)转移至该矩形块。对于阻抗测量，将两个电极用其完整的粘合区域粘着在一起，并且用鳄鱼夹连接。图12(实线)示出阻抗谱。对于作为刺激电极的应用，将两个电极以彼此相距10cm的距离粘着至前臂，并且连接至“Sanitas SEM 43”TENS/EMS装置。来自该装置的电刺激导致清晰可见的肌肉收缩。