生物传感器的制作方法

1.本发明涉及一种生物传感器。


背景技术：

2.在医院以及诊所等的医疗机关、护理设施或自家等，例如会使用测定心电、脉波、脑波或肌电等生物信息的生物传感器。生物传感器具备通过与生物接触来获取被测者的生物信息的生物电极，在测定生物信息时，要将生物传感器粘贴在被测者的皮肤上，使生物电极接触到被测者的皮肤。通过生物电极获取与生物信息相关的电气信号，以测定生物信息。
3.作为这种生物传感器，现已公开例如具有一个面上设置电极的聚合物层的生物相容性聚合物基板，作为聚合物层使用二甲基乙烯基封端二甲基硅氧烷(dimethyl vinyl terminated dimethylsiloxane，dsdt)及四甲基四乙烯基环四硅氧烷(tetramethyl tetravinyl cyclotetrasiloxane，ttc)按规定比率聚合而成的材料(例如，参照专利文献1)。
4.根据专利文献1公开的生物相容性聚合物基板，将聚合物层粘贴在人的皮肤上，由电极通过人的皮肤检测出来自心肌的电压信号，并由数据获取模块接收并记录来自心肌的电压信号。
5.《现有技术文献》
6.《专利文献》
7.专利文献1：日本特开2012-10978号公报


技术实现要素：

8.《本发明要解决的问题》
9.然而，专利文献1的生物相容性聚合物基板是将聚合物层粘贴在生物上，而因皮肤的动作或汗液等，造成聚合物层容易从皮肤剥离的问题。尤其是，生物相容性聚合物基板之类的生物传感器被长时间粘贴在皮肤上使用的情况居多，若在使用时生物传感器从皮肤上剥离，可能无法稳定地测定生物信息。
10.本发明的一个形态的目的在于提供一种能够稳定地粘贴于生物上的生物传感器。
11.《用于解决问题的手段》
12.本发明的生物传感器的一个方式是粘贴在生物上来获取生物信号的生物传感器，其包括：外罩部件；多孔基材，设在所述外罩部件的所述生物侧，并具有多孔结构。具有所述多孔基材以及设在所述多孔基材的所述生物侧的面的第1粘合层的粘贴层，在使其沿着与所述粘贴层的厚度方向正交的方向变形所述粘贴层的长度的5％～15％时，具有5
×
104n/m2～65
×
104n/m2的剪切应力，所述粘贴层的透湿度为65(g/m2·
day)～4000(g/m2·
day)。
13.《发明的效果》
14.本发明的生物传感器的一个方式，能够稳定粘贴于生物。
附图说明
15.图1是表示本发明的实施方式的生物传感器的结构的斜视图。
16.图2是图1的分解斜视图。
17.图3是图1的i-i剖面图。
18.图4是表示传感器部的结构的平面图。
19.图5是图3的传感器部的一部分的分解斜视图。
20.图6是表示将生物传感器粘贴在生物(被测体)的皮肤上的状态的说明图。
21.图7是表示对粘贴层产生10％变形时的剪切应力进行测定的试验方法的一例的说明图。
22.图8是表示对生物传感器产生30％变形时的剪切应力进行测定的试验方法的一例的说明图。
23.图9是表示生物传感器的剥离位置的说明图。
具体实施方式
24.以下，详细说明本发明的实施方式。并且，为了方便理解，对各附图中相同的结构要素标注相同符号，并省略重复的说明。另外，附图中的各部件的缩尺可能与实际不同。本说明书中表示数值范围的波浪号“～”，若无特别指明，表示其头尾处记载的数值作为下限值及上限值包含于该范围内。
25.《生物传感器》
26.关于本实施方式的生物传感器进行说明。生物是指人体(人)，以及牛、马、猪、鸡、狗和猫等的动物等。本实施方式的生物传感器能够适用于生物，尤其人体。在本实施方式中，作为一例，关于将生物传感器粘贴在作为生物体的一部分的皮肤上来测定生物信息的粘贴型生物传感器进行说明。
27.图1是表示本实施方式的生物传感器的结构的斜视图，图2是图1的i-i剖面图，图3是图1的i-i剖面图。如图1所示，生物传感器1是俯视下呈大致椭圆形的板状(薄片状)部件。如图2以及图3所示，生物传感器1包括外罩部件10、第1叠层片(第1叠层体)20、电极30、第2叠层片(第2叠层体)40以及传感器部50，从外罩部件10侧朝向第2叠层片40侧，由外罩部件10、第1叠层片20、电极30以及第2叠层片40依序叠层而形成。生物传感器1通过将第1叠层片20、电极30以及第2叠层片40粘贴在生物的皮肤2上，以获取生物信号。俯视下，外罩部件10、第1叠层片20以及第2叠层片40具有大致相同的外形形状。传感器部50被设置在第2叠层片40之上，并被收容在由外罩部件10以及第1叠层片20形成的收容空间s内。
28.本说明书中，采用3轴方向(x轴方向、y轴方向、z轴方向)的3维正交坐标系，以生物传感器的短边方向作为x轴方向，长边方向作为y轴方向，高度方向(厚度方向)作为z轴方向。将生物传感器的粘贴生物(被测体)的侧(粘贴侧)的反方向作为 z轴方向，将粘贴生物(被测体)的侧(粘贴侧)作为-z轴方向。在以下的说明中，方便起见，将 z轴方向侧称为上侧或上，将-z轴方向侧称为下侧或下，但这并不表示通常的上下方向关系。
29.生物传感器1，在使构成第1叠层片20的一部分的粘贴层21沿着与其厚度方向正交的方向(x轴方向以及y轴方向)产生粘贴层21的长度的5％～15％的变形时，具有5
×
104n/m2～65
×
104n/m2的剪切应力，粘贴层21的透湿度为65(g/m2·
day)～4000(g/m2·
day)。本申
请的发明者注意到，通过降低使粘贴层21沿着其长度方向(x轴方向以及y轴方向)变形时的剪切应力使其适度变软，以及将粘贴层21的透湿度设定在规定范围来提高通气性，能够使生物传感器具有适度的柔软性。并发现通过采用这种结构，即使在生物传感器1按压被测者的皮肤或者生物的动作(体动)等导致皮肤2被拉伸的情况下，也能够缓和第1叠层片20以及第2叠层片40与皮肤2的界面的应力，从而能够抑制生物传感器1从皮肤2上剥离。
30.在此，作为使粘贴层21沿着与其厚度方向正交的方向(x轴方向以及y轴方向)变形时的变形量，优选为粘贴层21的长度的8％～12％，更优选为9.5％～10.5％，最优选为10％。
31.使粘贴层21沿着与其厚度方向正交的方向(x轴方向以及y轴方向)产生粘贴层21的长度的5％～15％的变形时的剪切应力，优选为5
×
104n/m2～15
×
104n/m2，更优选为6
×
104n/m2～12
×
104n/m2。通过使变形粘贴层21的长度的5％～15％时的剪切应力成为5
×
104n/m2～15
×
104n/m2，能够更稳定地提高粘贴层21的柔软性。
32.粘贴层21的透湿度优选为50(g/m2·
day)～5000(g/m2·
day)，更优选为2000(g/m2·
day)～4800(g/m2·
day)，进而优选为2500(g/m2·
day)～4500(g/m2·
day)。通过将粘贴层21的透湿度设在50(g/m2·
day)～5000(g/m2·
day)，能够更稳定地维持第1叠层片20的柔软性。
33.能够通过公知的方法算出透湿度，例如，能够通过所谓的杯法以及mocon法等的透湿性试验算出透湿度。杯法是指，利用装入杯中的吸湿剂,对透过作为测定对象的材料的水蒸气进行吸水，再根据吸水后的吸湿剂的重量变化来测定透湿度的方法。mocon法是指，利用红外线传感器,对透过作为测定对象的材料的水蒸气进行测定的方法。
34.另外，生物传感器1在相对于其与皮肤2的接触面产生该生物传感器1的全长(y轴方向)的25％～35％的变形时，优选具有5
×
104n/m2～25n
×
104n/m2的剪切应力，更优选为5.6
×
104n/m2～20
×
104n/m2/，进而优选为6.9
×
104n/m2～13
×
104n/m2。若是在该前段应力的范围内，能够缓和第2叠层片40与皮肤2的界面的应力，从而生物传感器1相对于其与皮肤2的接触面能够更灵活地变形，继而能够进一步抑制生物传感器1从皮肤2剥离。
35.在此，使生物传感器1在其全长方向(y轴方向)变形时的变形量，优选为粘贴层21的长度的28％～32％，更优选为29.5％～30.5％，最优选为30％。
36.[外罩部件]
[0037]
如图1～图3所示，外罩部件10位于生物传感器1的最外侧( z轴方向)，并粘合在第1叠层片20的上面。外罩部件10在其长边方向(y轴方向)的中央部分具有朝向图1的高度方向( z轴方向)呈大致圆顶状突出的突出部11，在突出部11的内侧(粘贴侧)形成有生物侧呈凹状的凹部11a。另外，外罩部件10的下面(粘贴侧的面)被形成为平坦状。在突出部11的内侧(粘贴侧)，由突出部11内面的凹部11a以及多孔基材211的穿通孔211a形成用于收容传感器部50的收容空间s。
[0038]
作为形成外罩部件10的材料，例如能够使用硅橡胶、氟橡胶、尿烷(urethane)橡胶等具有柔软性的材料形成。另外，通过以聚对苯二甲酸乙二醇酯(pet)等的基体树脂作为支撑体，并在支撑体的表面叠层上述具有柔软性的材料，能够形成外罩部件10。通过使用上述具有柔软性的材料等形成外罩部件10，能够保护被配置在外罩部件10的收容空间s内的传感器部50，同时能够吸收从上面侧施加到生物传感器1的冲击，从而能够缓和施加到传感器
部50的冲击。
[0039]
外罩部件10的突出部11的上面以及侧壁的厚度，相比于设在外罩部件10的长边方向(y轴方向)的两端侧的平坦部12a以及12b的厚度而言较厚。因此，能够使突出部11的柔软性变得比平坦部12a以及12b的柔软性更低，从而能够保护传感器部50不受施加在生物传感器1上的外力影响。
[0040]
突出部11的上面以及侧壁的厚度为1.5mm～3mm，平坦部12a以及12b的厚度优选为0.5mm～1mm。
[0041]
厚度较薄的平坦部12a以及12b相比于突出部11柔软性更高，因此，将生物传感器1粘贴在皮肤2的情况下，当伸展、弯曲以及扭曲等体动造成皮肤2表面变形时容易随之变形。从而，能够缓和皮肤2的表面变形时施加于平坦部12a以及12b的应力，可使生物传感器1不易从皮肤2剥离。
[0042]
平坦部12a以及12b的外周部具有朝向端部厚度逐渐变小的形状。由此，能够进一步提高平坦部12a以及12b的外周部的柔软性，相比于平坦部12a以及12b的外周部厚度不减薄的情况而言，能够提高生物传感器1粘贴于皮肤2时的安装感。
[0043]
外罩部件10，其硬度(强度)优选为40～70，更优选为50～60。外罩部件10的硬度若在上述优选范围内，当皮肤2因体动而被拉伸时，设在第2基材41的粘贴侧(-z轴方向)的面的第3粘合层42会容易缓和与皮肤2界面的应力。在此，硬度是指邵氏a硬度。
[0044]
[第1叠层片]
[0045]
如图3所示，第1叠层片20被粘合设置在外罩部件10的下面。在第1叠层片20的与外罩部件10的突出部11相对的位置上设有穿通孔20a。通过穿通孔20a，可不受第1叠层片20的阻碍，将传感器部50的传感器主体52收容到由外罩部件10内面的凹部11a以及穿通孔20a形成的收容空间s内。
[0046]
第1叠层片20包括粘贴层21以及设在外罩部件10侧( z轴方向)的面上的第2粘合层22。
[0047]
(粘贴层)
[0048]
如图3所示，粘贴层21包括多孔基材211，以及设在多孔基材211的生物侧(-z轴方向)的面的第1粘合层212。
[0049]
(多孔基材)
[0050]
多孔基材211具有多孔质结构，能够使用具有可挠性、防水性以及透湿性的多孔质体形成多孔基材211。作为多孔质体，例如能够使用连续气泡、独立气泡、半独立气泡等的泡沫材料。由此，通过多孔基材211，能够将粘贴生物传感器1的皮肤2生成的汗液等造成的水蒸气排放到生物传感器1的外部。
[0051]
多孔基材211的透湿度优选为100(g/m2·
day)～5000(g/m2·
day)，更优选为1000(g/m2·
day)～4500(g/m2·
day)，进而优选为2000(g/m2·
day)～4100(g/m2·
day)。通过将粘贴层21的透湿度设为100(g/m2·
day)～5000(g/m2·
day)，多孔基材211能够使从一个面侧侵入的水蒸气通过多孔基材211内，从另一面侧稳定地排出。
[0052]
作为形成多孔基材211的材料，例如，能够使用聚氨酯类树脂、聚苯乙烯类树脂、聚烯烃类树脂、硅类树脂、丙烯酸类树脂、氯乙烯类树脂、聚酯纤维类树脂等的热可塑性树脂。
[0053]
可以适当设定多孔基材211的厚度，例如可以是0.5mm～1.5mm。
[0054]
在多孔基材211上的与外罩部件10的突出部11相对的位置，具有穿通孔211a。通过在多孔基材211的穿通孔211a之外的表面形成第1粘合层212以及第2粘合层22，能够形成穿通孔20a。
[0055]
(第1粘合层)
[0056]
如图3所示，第1粘合层212被粘贴设置在多孔基材211的下面，其具有粘合多孔基材211与第2基材41的同时也粘合多孔基材211与电极30的功能。
[0057]
第1粘合层212优选具有透湿性。能够将粘贴生物传感器1的皮肤2生成的水蒸气等通过第1粘合层212排放到多孔基材211。然后，由于多孔基材211具有如上所述的泡沫结构，因此能够通过第2粘合层22将水蒸气排出到生物传感器1的外部。从而，能够抑制汗液或水蒸气滞留在安装有生物传感器1的皮肤2与第3粘合层42的界面。其结果，能够抑制滞留于皮肤2与第1粘合层212的界面的水分导致第1粘合层212的粘合力减弱，抑制生物传感器1从皮肤2剥离的问题。
[0058]
第1粘合层212的透湿度优选为1(g/m2·
day)以上，更优选为10(g/m2·
day)以上。另外，第1粘合层212的透湿度为10000(g/m2·
day)以下。第1粘合层212的透湿度若在10(g/m2·
day)以上，将第3粘合层42粘贴在皮肤2上时，能够使来自第2叠层片40的汗液等朝外部透出，从而能够抑制皮肤2的负荷。
[0059]
作为形成第1粘合层212的材料，优选具有压敏粘合性的材料，能够使用与第3粘合层42相同的材料，优选使用丙烯酸类压敏粘合剂。
[0060]
第1粘合层212能够使用由上述材料形成的双面粘合胶带。通过在第1粘合层212之上叠层外罩部件10的形成生物传感器1，能够提高生物传感器1的防水性的同时提高与外罩部件10的接合强度。
[0061]
在第1粘合层212的表面可以形成波形的纹样(波浪纹样)，该纹样由存在粘合剂的粘合剂形成部分以及无粘合剂的被粘合部分相交替而成。作为第1粘合层212，例如能够使用在表面形成有波浪纹样的双面粘合胶带。第1粘合层212由于其表面具有波浪纹样，因此能够在表面的凸部及其周边附着粘合剂，而在表面的凹部及其周边不附着粘合剂。从而，有粘合剂的部分和无粘合剂的部分的两者会共存于第1粘合层212的表面，能够使粘合剂散布在第1粘合层212的表面上。粘合剂越薄，越容易提高第1粘合层212的透湿性。因此，通过在第1粘合层212的表面形成波浪纹样，使其具有局部性的粘合剂较薄的部分，与不具备波浪纹样的情况相比，能够维持粘合力的同时提高透湿性。
[0062]
对粘合剂形成部分以及被粘合部分的宽度，可以适当进行设计，粘合剂形成部分的宽度例如优选为500μm～1000μm，被粘合部分的宽度优选为1500μm～5000μm。粘合剂形成部分以及被粘合部分的宽度分别在上述优选范围内时，第1粘合层212能够维持粘合力的同时发挥出优越的透湿性。
[0063]
第1粘合层212的厚度可以适当任意设定，优选为10μm～300μm，更优选为50μm～200μm，进而优选为70μm～110μm。第1粘合层212的厚度为10μm～300μm时，能够实现生物传感器1的薄型化。
[0064]
(第2粘合层)
[0065]
如图3所示，第2粘合层22被设置成粘贴在多孔基材211的上面的状态。第2粘合层22被粘贴在多孔基材211的上面的与外罩部件10的粘贴侧(-y轴方向)的平坦面对应的位
置，具有粘合多孔基材211与外罩部件10的功能。
[0066]
作为形成第2粘合层22的材料，能够使用硅类粘合剂或硅胶带等。
[0067]
第2粘合层22的厚度可以适当设定，例如可以是10μm～300μm。
[0068]
(电极)
[0069]
如图3所示，电极30以该电极30的位于传感器主体52侧的一部分连接于配线53a以及53b，并被第1粘合层212与第4粘合层43夹持的状态粘贴在第1粘合层212的粘贴侧(-z轴方向)即下面。电极30的未被第1粘合层212及第4粘合层43夹持的部分接触生物。生物传感器1被粘贴到皮肤2上时，通过其电极30接触皮肤2，从而能够检测出生物信号。生物信号例如是表示心电波形、脑波、脉搏等的电气信号。在此，也可以将电极30以能够与皮肤2接触的露出状态埋设在第2基材41中。
[0070]
能够使用由包含导电性高分子和粘合剂树脂的导电性组成物的硬化物、金属、合金等形成的薄片状的电极片，形成电极30。
[0071]
作为导电性高分子，例如能够使用聚噻吩(polythiophene)类导电性高分子、聚苯胺(polyaniline)类导电性高分子、聚吡咯(polypyrrole)类导电性高分子、聚乙炔(polyacetylene)类导电性高分子、聚苯(polyphenylene ether)类导电性高分子以及这些的衍生物，还有这些材料的复合体等。可以单独使用这些材料的一种，也可以并用两种以上。在此,优选使用聚噻吩中掺入作为掺杂物的聚苯胺而成的复合体。在聚噻吩与聚苯胺的复合体中，考虑到与生物的接触阻抗更低，并具有高导电性，更优选使用聚3、4-乙烯二氧噻吩(ethylenedioxythiophene)(pedot)中掺入聚苯乙烯磺酸(聚4-苯乙烯磺酸盐；pss)的pedot/pss。
[0072]
另外，电极30在其与皮肤2接触的接触面具有多个穿通孔31。由此，电极30被粘贴在第1粘合层212的状态下，能够通过穿通孔31使第1粘合层212露出于粘贴侧，从而能够提高电极30与皮肤2的密接性。
[0073]
[第2叠层片]
[0074]
如图3所示，第2叠层片40包括第2基材41、第3粘合层42以及第4粘合层43。
[0075]
(第2基材)
[0076]
如图3所示，第2基材41、第3粘合层42的宽度方向(x轴方向)的两侧的外形形状与第1叠层片20以及外罩部件10的宽度方向(x轴方向)的两侧的外形形状大致相同。第2基材41的长度(y轴方向)比外罩部件10以及第1叠层片20的长度(y轴方向)短。第2叠层片40的长边方向的两端位于可将传感器部50的配线53a以及53b夹入第2叠层片40与第1叠层片20之间的位置，并与电极30的一部分重叠的位置。并且，在第2基材41的上面设有第4粘合层43，在第1叠层片20的粘贴面设有第1粘合层212。由第2叠层片40的第4粘合层43以及从第2叠层片40的长边方向的两端伸出的第1叠层片20的第1粘合层212，形成对皮肤2的粘贴面。因此，根据粘贴面的位置，防水性以及透湿性会不同，粘合性也不同，在生物传感器1整体中，与第1叠层片20对应的粘贴面的粘合性会对皮肤2的粘贴性能造成较大的影响。
[0077]
能够使用具有适度的伸缩性、可挠性以及韧性的可挠性树脂来形成第2基材41。作为形成第2基材41的材料，例如能够使用:聚对苯二甲酸乙二醇酯(pet)、聚对苯二甲酸丁二醇酯(polybutylene terephthalate)、聚对苯二甲酸丙二醇酯(polytrimethylene terephthalate)、聚萘二甲酸乙二醇酯(polyethylene naphthalate)、聚对苯二甲酸丁二
醇酯(polybutylene terephthalate)等的聚酯纤维类树脂；聚丙烯酸、聚甲基丙烯酸(polymethacrylic acid)、聚丙烯酸甲酯、聚甲基丙烯酸甲酯(pmma)、聚甲基丙烯酸乙酯(polyethyl methacrylate)、聚丙烯酸丁酯(polybutyl acrylate)等的丙烯酸类树脂；聚乙烯、聚丙烯等的聚烯烃类树脂；聚苯乙烯(polystyrene)、酰亚胺改性聚苯乙烯(imide-modified polystyrene)、丙烯腈-丁二烯-苯乙烯(acrylonitrile butadiene styrene、abs)树脂、酰亚胺改性abs树脂、苯乙烯-丙烯腈共聚物(styrene-acrylonitrile copolymer、san)树脂、丙烯腈
·
乙丙二烯
·
苯乙烯(acrylonitrile
·
ethylene-propylene-diene
·
styrene、aes)树脂等的聚苯乙烯类树脂；聚亚酰胺类树脂；聚氨酯类树脂；硅类树脂；聚氯乙烯、氯乙烯-醋酸乙烯酯共聚物(vinyl chloride-vinyl acetate copolymer)树脂等的聚氯乙烯类树脂等热可塑性树脂。其中，更适合使用聚烯烃类树脂及pet。这些热可塑性树脂具有防水性(透水性较低)。因此，若使用这些热可塑性树脂形成第2基材41，即使在生物传感器1被粘贴在生物的皮肤2的状态下，也能够抑制由皮肤2生成的汗液或水蒸气通过第2基材41侵入到传感器部50的挠性基板51侧。
[0078]
第2基材41，在其上面设有传感器部50，因此优选形成为平板状。
[0079]
第2基材41的厚度可以适当任意选择，例如优选为1μm～300μm，更优选为5μm～100μm，进而优选为10μm～50μm。
[0080]
(第3粘合层)
[0081]
如图3所示，第3粘合层42被设置在第2基材41的粘贴侧(-z轴方向)的下面，是与生物接触的层。
[0082]
第3粘合层42优选具有压敏粘合性。第3粘合层42若具有压敏粘合性，通过将生物传感器1按压在生物的皮肤2上，能够容易地粘贴在皮肤2上。
[0083]
作为第3粘合层42的材料，只要是具有压敏粘合性的材料既可，并无特别限定，可以举出具有生物相容性的材料等。作为形成第3粘合层42的材料，可以举出丙烯酸类压敏粘合剂、硅类压敏粘合剂等。作为优选材料，可以举出丙烯酸类压敏粘合剂。
[0084]
丙烯酸类压敏粘合剂优选其中作为主成分包含丙烯酸聚合物。丙烯酸聚合物能够发挥压敏粘合成分的功能。作为丙烯酸聚合物，能够使用作为主成分包含丙烯酸异壬酯(isononyl acrylate)、甲氧乙基丙烯酸酯(methoxyethyl acrylate)等的(甲基)丙烯酸酯，作为任意成分包含能够与丙烯酸等(甲基)丙烯酸酯进行共聚合的单体的单体成分经聚合而成的聚合物。
[0085]
丙烯酸类压敏粘合剂优选还包含羧酸酯。羧酸酯作为压敏粘合力调整剂，其具有降低丙烯酸聚合物的压敏粘合力，调整第3粘合层42的压敏粘合力的功能。羧酸酯能够使用可与丙烯酸聚合物相容的羧酸酯。作为羧酸酯，能够使用三脂肪酸甘油酯等。
[0086]
丙烯酸类压敏粘合剂还可以根据需要包含交联剂。交联剂是使丙烯酸聚合物交联的交联成分。作为交联剂，可以举出聚异氰酸酯(polyisocyanate)化合物(多官能异氰酸酯化合物)、环氧化合物、三聚氰胺化合物、过氧化化合物、尿素化合物、金属烷氧基化合物、金属螯合(metal chelate)化合物、金属盐化合物、碳二亚胺化合物、恶唑啉(oxazoline)化合物、氮丙啶(aziridine)化合物、胺化合物等。其中，优选聚异氰酸酯化合物。这些交联剂可以单独使用，也可以并用。
[0087]
第3粘合层42优选具有优良的生物相容性。例如，对第3粘合层42进行角质剥离试
验时，角质剥离面积率优选为0％～50％、更优选1％～15％。当角质剥离面积率在0％～50％的范围内时，即使将第3粘合层42粘贴在皮肤2上，也能够抑制皮肤2的负荷。
[0088]
第3粘合层42优选具有透湿性。能够将粘贴有生物传感器1的皮肤2生成的水蒸气等，通过第3粘合层42排到第1叠层片20侧。并且，第1叠层片20，如下所述，具有泡沫结构，因此能够通过第3粘合层42将水蒸气排出到生物传感器1的外部。由此，能够抑制汗液或水蒸气滞留在安装有生物传感器1的皮肤2与第3粘合层42的界面。其结果，能够抑制滞留于皮肤2与第3粘合层42的界面的水分导致第3粘合层42的粘合力减弱，抑制生物传感器1从皮肤剥离的问题。
[0089]
第3粘合层42的透湿度优选为300(g/m2·
day)以上，更优选为600(g/m2·
day)以上，进而优选为1000(g/m2·
day)以上。另外，第3粘合层42的透湿度为10000(g/m2·
day)以下。第3粘合层42的透湿度为300(g/m2·
day)以上时，即使将第3粘合层42粘贴在皮肤2上，也能够使由皮肤2生成的汗液等适度地从第2基材41向外部透出，从而能够降低皮肤2的负担。
[0090]
第3粘合层42的厚度可以适当任意地选择，优选为10μm～300μm。第3粘合层42的厚度为10μm～300μm时，可实现生物传感器1的薄型化。
[0091]
(第4粘合层)
[0092]
如图4所示，第4粘合层43被设置在第2基材41的外罩部件10侧( z轴方向)的上面，是用于粘合传感器部50的层。第4粘合层43能够使用与第3粘合层42同样的材料，因此省略详述。在此，并非是必须设置第4粘合层43，也可以不设置。
[0093]
(传感器部)
[0094]
图4是示出传感器部50的结构的平面图，图5是传感器部50的一部分的分解斜视图。在此，图4中的虚线表示外罩部件10的外径。如图4及图5所示，传感器部50包括载置有用于获取生物信息的各种部件的挠性基板51、传感器主体52、在长边方向上分别与传感器主体52连接的配线53a及53b、电池54、正电极图案55、负电极图案56、导电性粘合胶带57。在传感器部50的垫部522a与垫部522b之间，从垫部522a侧朝向垫部522b侧，依序叠层有正电极图案55、导电性粘合胶带57、电池54、导电性粘合胶带57以及负电极图案56。并且，在本实施方式中，以电池54的正极端子作为-z轴方向，以负极端子作为 z轴方向，也可以颠倒过来以正极端子作为 z轴方向，以负极端子作为-z轴方向。
[0095]
挠性基板51是树脂基板，挠性基板51上一体形成有传感器主体52、配线53a以及53b。
[0096]
配线53a以及53b的一端，如图3所示，分别连接于电极30。如图4所示，配线53a的另一端连接于沿着传感器主体52的外周被载置在部件载置部521上的开关等。配线53b的另一端也与配线53a同样，连接于部件载置部521上载置的开关等。并且，配线53a以及53b可以形成在挠性基板51的表面侧以及背面侧的配线层的任一个上。
[0097]
如图4所示，传感器主体52包括作为控制部的部件载置部521以及电池安装部522。
[0098]
部件载置部521包括用于对从生物获取生物信号进行处理并生成生物信号数据的cpu以及集成电路、用于起动生物传感器1的开关、用于存储生物信号的闪存、发光元件等被载置于挠性基板51上的各种部件。在此，省略各种部件的电路例。部件载置部521借助安装在电池安装部522的电池54所提供的电力进行动作。
[0099]
部件载置部521通过有线或无线方式向用于确认初期动作的动作确认机器、用于读取来自生物传感器1的生物信息的读取机器等的外部装置发送信息。
[0100]
电池安装部522向载置在部件载置部521的集成电路等提供电力。电池安装部522中，如图2所示，安装电池54。
[0101]
如图5所示，电池安装部522被配置在配线53a与部件载置部521之间，具有垫部522a以及522b、窄细部522c。
[0102]
如图5所示，垫部522a被设置在配线53a与部件载置部521之间，位于电池54的正极端子侧，并具有连接正极端子的正电极图案55。
[0103]
如图5所示，垫部522b在相对于垫部522a的长边方向的正交方向(图3的上侧方向)，与垫部522a相离规定间隔设置。垫部522b位于电池54的负极端子(第2端子)侧的位置，并具有连接负极端子的负电极图案56。
[0104]
如图5所示，窄细部522c被配置在垫部522a与522b之间，使垫部522a以及522b彼此连结。
[0105]
如图5所示，电池54被配置在正电极图案55与负电极图案56之间。电池54具有正极端子以及负极端子，能够使用公知的电池。作为电池54，例如能够使用cr2025等的硬币型电池。
[0106]
如图5所示，正电极图案55位于电池54的正极端子侧，连接于正极端子。正电极图案55具有角部经过倒角的矩形。
[0107]
如图5所示，负电极图案56位于电池54的负极端子侧，连接于负极端子。负电极图案56具有与电池54的负极端子的圆形形状的大小大致对应的形状。负电极图案56的直径，例如等于电池54的直径，具有与正电极图案55的对角线的长度大致相等的大小。
[0108]
导电性粘合胶带57是具有导电性的粘合剂，分别被配置在电池54与正电极图案55之间、电池54与负电极图案56之间。并且，导电性粘合胶带通常也被称为导电性粘合薄片、导电性粘合薄膜等。
[0109]
在生物传感器1上安装电池54的情况下，在正电极图案55及负电极图案56的整体分别设置导电性粘合胶带57a以及导电性粘合胶带57b。并且，将电池54的正极端子及负极端子，通过导电性粘合胶带57a以及导电性粘合胶带57b分别粘贴在正电极图案55以及负电极图案56，由此将电池54安装到电池安装部522。并且，图4所示的传感器主体52，示出通过弯折窄细部522c而将电池54夹在正电极图案55与负电极图案56之间的状态下安装电池安装部522的情况。
[0110]
如图3所示，为了保护第2基材41及电极30，优选在生物传感器1的粘贴面侧(-z轴方向)粘贴剥离纸60，直到将生物传感器1粘贴到皮肤2上为止。使用时，从第2基材41以及电极30上剥掉剥离纸60，由此能够维持第2基材41的粘合力。
[0111]
图6是示出将图1的生物传感器1粘贴在生物p的胸部的状态的说明图。例如，生物传感器1以长边方向(y轴方向)对齐被测者p的胸骨，一方的电极30在上侧，另一方的电极30在下侧的方式被粘贴在被测者p的皮肤上。生物传感器1通过以图2的第3粘合层42粘贴在被测者p的皮肤上，从而在电极30按压被测者p的皮肤的状态下，通过电极30从被测者p获取其心电图信号等的生物信号。生物传感器1将获取的生物信号数据存储到部件载置部521载置的闪存等非挥发性存储器中。
[0112]
如上所述，生物传感器1包括外罩部件10以及多孔基材211，当使具有多孔基材211以及第1粘合层212的粘贴层21在与粘贴层21的厚度方向正交的方向(x轴方向或y轴方向)上产生粘贴层21的长度的5％～15％的变形时，具有5
×
104n/m2～65
×
104n/m2的剪切应力，粘贴层21的透湿度为65(g/m2·
day)～4000(g/m2·
day)。由此，通过使粘贴层21变形时的剪切应力增大来使其变软的同时，将粘贴层21的透湿度保持在规定范围内，能够提高通气性，使粘贴层21整体具有适当的柔软性。其结果，将生物传感器1粘贴在皮肤2上时，即使生物传感器1对被测者皮肤2的按压或体动等导致皮肤2被拉伸的情况下，也能够缓和在第2基材41的粘贴侧(-z轴方向)的面上设置的第3粘合层42与皮肤2的界面所产生应力，从而能够抑制生物传感器1从皮肤2剥离。由此，能够将生物传感器1稳定地粘贴在皮肤2上。
[0113]
尤其是，在具有如上所述的结构的生物传感器1中，电极30被设置在第1粘合层212的粘贴面的一部分，多孔基材211在其大致中央部具有穿通孔211a，因此，重要的是第1粘合层212能灵便地迎合皮肤2的动作，生物传感器1较柔软。在生物传感器1中，将粘贴层21的剪切力设定在规定的范围内，并在粘贴层21变形时使剪切应力增大而变的柔软，同时将粘贴层21的透湿度设在规定的范围内，能够提高通气性而使粘贴层21整体具有适度的柔软性。因此，能够抑制粘贴电极30的第1粘合层212的粘贴面从皮肤2剥离。另外，能够抑制俯视生物传感器1时位于包含多孔基材211的穿通孔211a与电极30的配线53a以及53b的连接部分在内的区域的粘贴面从皮肤2剥离。
[0114]
由此，生物传感器1在使用时，即使被测者进行动作，也能够抑制生物传感器1的至少一部分从被测者的皮肤2剥离，从而能够通过皮肤2稳定地测定生物信息。
[0115]
另外，生物传感器1可以在粘贴层21的上面，即外罩部件10侧的面上具有第2粘合层22。由此，能够使第1叠层片20更柔软，皮肤2因体动而被拉伸时，第1粘合层212以及第3粘合层42容易沿着与皮肤2的界面变形，而能够进一步缓和在第1粘合层212及第3粘合层42与皮肤2的界面生成的应力。由此，生物传感器1能够进一步抑制从皮肤2剥离，能够维持更稳定地粘贴于皮肤2的状态。
[0116]
此外，生物传感器1的外罩部件10的硬度可以是40～70。外罩部件10的硬度为40～70时，外罩部件10可以具有适度的柔软度，能够减轻外罩部件10妨碍第2叠层片40变形。因此，皮肤2因体动而被拉伸时，能够使第3粘合层42更容易沿着与皮肤2的界面变形，从而能够进一步缓和第3粘合层42与皮肤2的界面的应力。因此，生物传感器1能够更稳定地抑制从皮肤2剥离，能够更稳定地维持粘贴于皮肤2的状态。
[0117]
另外，生物传感器1的多孔基材211的透湿度可以是100(g/m2·
day)～5000(g/m2·
day)。由此，多孔基材211能够将由皮肤2生成的水蒸气通过第1粘合层212以及第2粘合层22稳定地排出到生物传感器1的外部，从而能够进一步抑制从皮肤2剥离。
[0118]
另外，生物传感器1在相对于与皮肤2的接触面产生生物传感器1的全长(y轴方向)的25％～35％的变形时，能够具有5
×
104n/m2～25
×
104n/m2的剪切应力。一般而言，生物传感器被粘贴在皮肤上时，生物传感器相对于皮肤2的接触面的变形量为生物传感器1的全长的20％以下。使生物传感器1长生其全长的25％～35％的变形时，也能够使其剪切应力成为5
×
104n/m2～25
×
104n/m2，因此，将生物传感器1粘贴在皮肤2时，即使在皮肤2因体动而被拉伸的情况下，能够更稳定地抑制生物传感器1从皮肤2剥离，从而能够维持皮肤2更稳定粘贴的状态。
[0119]
另外，生物传感器1具备电极30、第2基材41以及传感器主体52，外罩部件10具有在皮肤2侧形成凹状的凹部11a，多孔基材211在与凹部11a对应的位置具有穿通孔211a，能够由凹部11a与穿通孔211a形成收容空间s。生物传感器1在内部具有传感器主体52时，也能够进一步抑制第1粘合层212从皮肤2剥离，能够维持稳定粘贴于皮肤2的状态。
[0120]
另外，生物传感器1具备第3粘合层42，可由第1粘合层212以及第3粘合层42形成对生物的粘贴面。生物传感器1在第3粘合层42接触皮肤的情况下，也能够进一步抑制第3粘合层42从皮肤2剥离，能够维持第3粘合层42稳定地粘贴于皮肤2的状态。
[0121]
另外，生物传感器1能够在电极30设有穿通孔31。通过穿通孔31使第1粘合层212露出于粘贴侧，能够提高电极30与皮肤2的密接性，从而，生物传感器1在其电极30粘贴于第1粘合层212时，也能够抑制第1粘合层212从皮肤2剥离，能够维持稳定地粘贴于皮肤2的状态。
[0122]
如此，生物传感器1，如上所述，不容易从皮肤2剥离，因此，例如能够适用于生物传感器等的医疗保健用穿戴设备。
[0123]
[实施例]
[0124]
以下，将举出实施例及比较例来进一步具体说明实施方式，但实施方式并不限定于这些实施例以及比较例。
[0125]
《实施例1》
[0126]
[生物传感器的制作]
[0127]
(第1叠层片的制作)
[0128]
在被形成为矩形的多孔基材1(聚烯烃泡沫薄片(“folec(注册商标)”，株式会社inoac corporation制造，厚度:0.5mm))的下面形成第1粘合层(长期粘贴用胶带1(日东电工公司制造，厚度:70μm))，构成粘贴层。在此，长期粘贴用胶带1，其表面无粘合剂的粘合剂形成部分的宽度约为500μm，无粘合剂的被粘合部分的宽度约为1500μm，是形成有波状纹样(波浪纹样)的两面粘合胶带。然后，在粘贴层的上面形成第2粘合层(硅用胶带1(“st503(hc)60”，日东电工公司制造，厚度:60μm)，制作成第1叠层片。
[0129]
(第2叠层片的制作)
[0130]
在被形成为矩形的基材1(pet(“pet-50-sca1(白)”，三井物产塑料会社制造)，厚度:38μm)的两面，粘贴作为第3粘合层的粘合剂1(“permeroll”，日东电工公司制造)，透湿度:21(g/m2·
day))，制作成作为皮肤用胶带的第2叠层片。
[0131]
(外罩部件的制作)
[0132]
在作为基底树脂使用pet形成的支撑体上，形成由硅橡胶形成的邵氏硬度a40的涂层，并成形为规定形状，制作成外罩部件。
[0133]
(生物传感器的制作)
[0134]
在第2叠层片的上面的中央部分设置具有电池以及控制部的传感器部。然后，以夹入第1叠层片的第1粘合层与第2叠层片之间的状态，在第1粘合层的粘贴面侧粘贴一对电极，连接电极与传感器部的配线。然后，以将传感器部配置于由第1叠层片以及外罩部件形成的收容空间内的方式，在第1叠层片之上叠层外罩部件，制作成生物传感器。
[0135]
[多孔基材的透湿度的评价]
[0136]
根据jis z 0208(防湿包装材料的透湿度试验方法(杯法))的诸条件测定多孔基
材1的透湿度。将多孔基材1加工成大小为宽度5cm
×
长度5cm
×
厚度0.5mm的试验体，测定试验体的质量。然后，在温度40℃、相对湿度30％的恒温恒湿环境下放置24小时之后，测定试验体的质量。通过下式(1)算出厚度500μm的多孔基材1的透湿度。
[0137]
多孔基材的透湿度(g/m2·
day)＝(放置前的质量―放置后的质量)
×
882.192
···
(1)
[0138]
[粘贴层的特性的评价]
[0139]
作为粘贴层的特性，评价了粘贴层的10％变形时的剪切应力、透湿度以及保水率。
[0140]
(10％变形时的剪切应力)
[0141]
如图7所示，在粘贴层(1cm
×
1cm)的一个表面上粘贴两面粘合胶带(“no.5000s”，日东电工公司制造)之后，用一对不锈钢板(sus板)夹住。然后，使一方不锈钢板相对于另一方不锈钢板平行地，并以360mm/分的比率进行牵拉，直至粘贴层的长度变形10％为止(即，1.1cm)，测定了使粘贴层沿其长度方向变形10％时的剪切应力。
[0142]
(透湿度以及保水率的评价)
[0143]
采用与上述的多孔基材1的透湿度的测定方法相同的方法，测定了粘贴层的透湿度。另外，通过下式(2)求出了粘贴层的保水率。
[0144]
粘贴层的保水率(％)＝(放置前的质量―放置前后的质量)/放置前的质量
×
100
···
(2)
[0145]
[第2叠层片的透湿度的评价]
[0146]
采用与上述的多孔基材1的透湿度测定方法相同的方法，测定了第2叠层片的透湿度。
[0147]
[生物传感器的特性评价]
[0148]
作为获得的生物传感器的特性，对生物传感器沿着长度方向变形30％时(生物传感器的30％变形时)的剪切应力、粘贴的稳定性及剥离位置进行了评价。
[0149]
(30％变形时的剪切应力的评价)
[0150]
如图8所示，将生物传感器作为外罩部件、第1叠层片及第2叠层片的叠层体，使用叠层体制作了大小为宽度1cm
×
长度4cm的试验体。将试验体的粘合面粘贴到被固定于不锈钢板(sus板)的胶原蛋白膜(“nippi casing#300”，nippi collagen会社制造)，作为试验体。相对于不锈钢板平行地，以360mm/分的比率牵拉试验体，直至试验体的长度变形30％为止，并测定了沿着其长度方向变形30％时的剪切应力。
[0151]
(粘贴的稳定性以及剥离位置的评价)
[0152]
通过将生物传感器分别在多个男性以及女性的皮肤上粘贴24小时，并观察有无剥离及其剥离位置，来评价生物传感器的粘贴稳定性。生物传感器1次都未从多个男性或女性的皮肤上剥离的情况，评价为粘贴稳定性优秀(表1中，a标记)，从多个男性或女性的皮肤上剥离数次的情况，评价为良好(表1中，b标记)，从全体男性或女性的皮肤上剥离的情况，评价为生物传感器的粘贴稳定性不良(表1中，c标记)。另外，关于剥离位置是属于俯视生物传感器时的粘合层中央部与电极之间的区域(图9的区域)，还是属于俯视生物传感器时的电极的配置区域(图9的区域b)也进行了确认。
[0153]
《实施例2》
[0154]
相较于实施例1,通过对多孔基材1的厚度进行变更，来变更多孔基材1变形时的剪
切力，除此之外与实施例1同样。
[0155]
《实施例3～6》
[0156]
相较于实施例1，通过对多孔基材1的厚度进行变更，来变更多孔基材1变形时的剪切力，并变更外罩部件的种类，除此之外与实施例1相同。
[0157]
《实施例7》
[0158]
相较于实施例1，通过对多孔基材1的厚度进行变更，并将第1叠层片的第2粘合层的种类变更为下述长期粘贴用胶带2，来变更粘贴层变形时的剪切力，并变更外罩部件的种类。除此之外与实施例1同样。在此，长期粘贴用胶带2是指使用与长期粘贴用胶带1相同的粘合剂形成的，表面无波状纹样的两面粘合胶带。
[0159]
·
第2粘合层:长期粘贴用胶带2(日东电工公司制造，厚度:60μm)
[0160]
《实施例8》
[0161]
相较于实施例1，通过对多孔基材1的厚度进行变更，并将薄片层的第2粘合剂的种类变更为下述长期粘贴用胶带3，来变更粘贴层变形时的剪切力，除此之外与实施例1相同。
[0162]
·
第2粘合剂:长期粘贴用胶带3(“sly-25”，日东电工公司制造，厚度:25μm)
[0163]
《比较例1》
[0164]
相较于实施例1，未使用多孔基材1，除此之外与实施例1同样。
[0165]
《比较例2》
[0166]
相较于实施例1，通过将多孔基材1变更为多孔基材2，并将第2叠层片的下面侧的第1粘合层的种类变更为下述长期粘贴用胶带2，来变更粘贴层变形时的剪切力，除此之外与实施例1相同。
[0167]
·
多孔基材2:“volara”(积水化学工业公司制造，厚度:1mm)
[0168]
·
第2粘合剂:长期粘贴用胶带2(“sly-25”，日东电工公司制造，厚度:35μm)
[0169]
在各实施例及比较例中的外罩部件的种类、第1叠层片的结构、第2叠层片的结构、生物传感器的特性的评价結果如表1所示。
[0170]
[表1]
[0171][0172]
如表1所示，在实施例1～8中，使粘贴层变形10％时的剪切应力为15
×
104n/m2以下，粘贴层的透湿度为92.4(g/m2·
day)～3891(g/m2·
day)。相对而言，比较例1以及2中，粘贴层的透湿度为76(g/m2·
day)以下。
[0173]
因此，实施例1～8的生物传感器不同于比较例1以及2的生物传感器，使粘贴层变形10％时的剪切应力为15
×
104n/m2以下，粘贴层的透湿度为92.4(g/m2·
day)～3891(g/m2·
day)，由此，能够灵活对应皮肤的变动，能够将由皮肤生成的水蒸气排放到外部，可以说能够抑制从皮肤剥离。因此，本实施方式的生物传感器能够稳定地粘贴在皮肤上，可以说能够高敏度且稳定地检测出从生物获得的电气信号。因此，可以说能够有效地利用于使生物传感器长时间紧密接触被测者的皮肤(例如，24小时)并连续稳定地测定心电图。
[0174]
以上说明了实施方式，而上述实施方式为例示，本发明并不限定于上述实施方式。上述实施方式可以通过其他各种方式实施，只要不脱离发明要旨的范围，可以进行各种组合、省略、置换、变更等。这些实施方式及其变形也包含于发明的范围及要旨，并包含于权利要求的范围所记载的发明及其等同范围。
[0175]
本技术根据2020年3月30日向日本专利厅提交的发明专利申请2020-059650号要求优先权，并引用发明专利申请2020-059650号的全部内容。
[0176]
符号说明
[0177]1ꢀꢀꢀ
生物传感器
[0178]2ꢀꢀꢀ
皮肤
[0179]
10
ꢀꢀ
外罩部件
[0180]
20
ꢀꢀ
第1叠层片(第1叠层体)
[0181]
21
ꢀꢀ
粘贴层
[0182]
211 多孔基材
[0183]
212 第1粘合层
[0184]
22
ꢀꢀ
第2粘合层
[0185]
30
ꢀꢀ
电极
[0186]
31
ꢀꢀ
穿通孔
[0187]
40
ꢀꢀ
第2叠层片(第2叠层体)
[0188]
41
ꢀꢀ
第2基材
[0189]
42
ꢀꢀ
第3粘合层
[0190]
43
ꢀꢀ
第4粘合层
[0191]
50
ꢀꢀ
传感器部
[0192]
51
ꢀꢀ
挠性基板(树脂基板)
[0193]
52
ꢀꢀ
传感器主体
[0194]
54
ꢀꢀ
电池