CN113597284A - 生物传感器 - Google Patents

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CN113597284A
CN113597284A CN202080018415.5A CN202080018415A CN113597284A CN 113597284 A CN113597284 A CN 113597284A CN 202080018415 A CN202080018415 A CN 202080018415A CN 113597284 A CN113597284 A CN 113597284A
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biosensor
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Inventor
南方雅之
吉冈良真
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Nitto Denko Corp
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Nitto Denko Corp
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Abstract

本发明提供一种生物传感器,其具有:压敏粘合层,其用于粘贴于生物表面；电极,其在上述压敏粘合层的向生物表面的粘贴侧以能够与上述生物表面接触的方式配置；电子装置,其用于对通过上述电极取得的生物信号进行处理；以及电路部,其将上述电极和上述电子装置连接,上述电极具有在向上述生物表面的粘贴侧与上述电路部连接的连接面。

Description

生物传感器
技术领域
本发明涉及生物传感器。
背景技术
在医院、诊所等的医疗机构、看护设施或自家等中,使用用于测定例如心电图、脉搏、脑波或肌电图等的生物信息的生物传感器。生物传感器包括与生物接触而取得被测者的生物信息的生物电极。在对生物信息进行测定时,将生物传感器粘贴于被测者的皮肤,使生物电极与被测者的皮肤接触。通过生物电极取得与生物信息相关的电信号,从而对生物信息进行测定。
作为这样的生物传感器,例如,公开了包括在一个面具有电极的聚合物层的生物相容性聚合物基板,并且作为聚合物层,使用使二甲基乙烯基末端二甲基硅氧烷(DSDT)合四甲基四乙烯基环四硅氧烷(TTC)以规定的比率聚合的产物(例如,参照专利文献1)。在生物相容性聚合物基板中,聚合物层粘贴于人的皮肤,电极自人的皮肤检测心筋由来电圧信号,通过数据取得用模块接收并记录心筋由来电圧信号。
<现有技术文献>
<专利文献>
专利文献1:日本国特开2012-10978号公报
发明内容
<本发明要解决的问题>
但是,由于专利文献1的生物相容性聚合物基板通过聚合物层粘贴于被测者的皮肤而进行使用,因此存在生物相容性聚合物基板在厚度方向被弯折,或者生物传感器根据被测者的皮肤的移动而在面方向被拉伸的情况。因此,在以往的生物相容性聚合物基板中,存在电极自生物或聚合物层剥离的可能性。另外,由于电极自生物或聚合物层剥离,因此存在不能获得稳定的导电性的可能性。
本发明的一个方式的目的在于提供一种生物传感器,其能够抑制设置于电极的一个面的粘合层与电极所设置的生物表面的剥离且具有导电性。
<用于解决问题的手段>
本发明的生物传感器的一个方式具有:压敏粘合层,其用于粘贴于生物表面；电极,其在上述压敏粘合层的向生物表面的粘贴侧以能够与上述生物表面接触的方式配置；电子装置,其用于对通过上述电极取得的生物信号进行处理；以及电路部,其将上述电极和上述电子装置连接,上述电极具有在向上述生物表面的粘贴侧与上述电路部连接的连接面。
<发明的效果>
本发明的生物传感器的一个方式能够抑制设置于电极的一个面的粘合层与电极所设置的生物表面的剥离且能够具有导电性。
附图说明
图1是示出粘贴型生物传感器的分解图。
图2是示出与图1的A-A向视剖面对应的完成状态的剖面的图。
图3是一个实施方式的电极的立体图。
图4是电极的部分放大俯视图。
图5是示出粘贴型生物传感器的电路构成的图。
图6是在与图1的A-A向视剖面对应的完成状态下示出粘贴型生物传感器的另一方式的一个例子的剖视图。
图7是示出电极的另一构成的一个例子的立体图。
图8是示出电极的另一构成的一个例子的立体图。
图9是示出开孔率和剥离粘着力的关系的图。
图10是示出孔的数量和剥离粘着力的关系的图。
图11是示出实施例2-1～2-4中的孔的数量和断裂时的伸缩率的关系的图。
具体实施方式
以下,对本发明的实施方式进行详细说明。需要说明的是,为了使说明容易理解,在各附图中对相同的构成元件付与相同的附图标记,省略重复的说明。另外,存在附图中的各部件的比例尺与实际不同的情况。在本说明书中,使用三轴方向(X轴方向、Y轴方向、Z轴方向)的三维直角坐标系,将电极的主表面中的坐标设定为X轴方向以及Y轴方向,将高度方向(厚度方向)设定为Z轴方向。将电极的自下向上的方向设定为+Z轴方向,将其相反方向设定为-Z轴方向。在以下的说明中,为了方便说明,将+Z轴方向称为上侧或上,将-Z轴方向称为下侧或下,但其并非表示普遍的上下关系。如无特别规定,在本说明书中表示数值范围的波浪线“～”表示作为下限值以及上限值包括其前后记载的数值。
<生物传感器>
对一个实施方式的生物传感器进行说明。在本实施方式中,作为一个例子,对与生物接触而进行生物信息的测定的粘贴型生物传感器的情况进行说明。需要说明的是,生物是指,人体(人)、以及牛、马、猪、鸡、狗和猫等的动物等。生物传感器粘贴于生物的一部分(例如,皮肤、头皮或额头等)。生物传感器用于生物,其中能够适合用于人体。
图1是示出一个实施方式的粘贴型生物传感器100的分解图。图2是示出与图1的A-A向视剖面对应的完成状态的剖面的图。如图1以及图2所示,一个实施方式的粘贴型生物传感器100作为主要的构成元件包括压敏粘合层110、基材层120、电路部130、基板135、探针140、固定带145、电子装置150、电池160以及壳体170。以下,对构成粘贴型生物传感器100的各部件进行说明。
粘贴型生物传感器100是具有俯视时大致椭圆状的形状的片状的部件。粘贴型生物传感器100中,粘贴于生物的皮肤200的下表面(-Z方向侧的面)和相反的上表面侧被壳体170覆盖。粘贴型生物传感器100的下表面是粘贴面。
电路部130和基板135安装于基材层120的上表面。另外,探针140以自压敏粘合层110的下表面112露出的方式,以埋入压敏粘合层110A中的状态进行设置。下表面112是粘贴型生物传感器100的粘贴面。
压敏粘合层110是平板状的粘合层。压敏粘合层110的长度方向是X轴方向,宽度方向是Y轴方向。压敏粘合层110被基材层120支承,其粘贴于基材层120的下表面121。
如图2所示,压敏粘合层110具有上表面111和下表面112。上表面111以及下表面112为平坦面。压敏粘合层110是粘贴型生物传感器100与生物接触的层。由于下表面112具有压敏粘合性,因此能够粘贴于生物的皮肤200。下表面112是粘贴型生物传感器100的下表面,其能够粘贴于皮肤200等的生物表面。
作为压敏粘合层110的材料,其为具有压敏粘合性的材料即可,不特别限定,能够举出具有生物相容性的材料等。作为压敏粘合层110的材料,能够举出丙烯酸类压敏粘合剂、硅氧烷基压敏粘合剂等。能够优选举出丙烯酸类压敏粘合剂。
丙烯酸类压敏粘合剂作为主成分含有丙烯酸类聚合物。
丙烯酸类聚合物是压敏粘合成分。作为丙烯酸类聚合物,可以使用含有丙烯酸异壬酯、丙烯酸甲氧基乙酯等(甲基)丙烯酸酯作为主要成分、并将含有能够与丙烯酸等(甲基)丙烯酸酯共聚的单体作为任意成分的单体成分聚合而成的聚合物。主成分的单体成分的含有量为70质量％～99质量％,任意成分的单体成分的含有量为1质量％～30质量％。作为丙烯酸类聚合物,能够使用例如日本国特开2003-342541号公报中记载的(甲基)丙烯酸酯类聚合物等。
丙烯酸类压敏粘合剂优选还含有羧酸酯。
丙烯酸类压敏粘合剂中含有的羧酸酯降低丙烯酸类聚合物的压敏粘合力,是用于对压敏粘合层110的压敏粘合力进行调整的压敏粘合力调整剂。羧酸酯是与丙烯酸类聚合物可相溶的羧酸酯。
具体而言,羧酸酯作为一个例子为三脂肪酸甘油酯。
优选羧酸酯的含有量相对于丙烯酸类聚合物100质量份为30质量份～100质量份,更优选为50质量份～70质量份以下。
丙烯酸类压敏粘合剂可以根据需要具有交联剂。交联剂是使丙烯酸类聚合物交联的交联成分。作为交联剂,能够举出多异氰酸酯化合物、环氧化合物、三聚氰胺化合物、过氧化物、尿素化合物、金属醇盐化合物、金属螯合物、金属盐化合物、碳二亚胺化合物、噁唑啉化合物、氮丙啶化合物、或胺化合物等。这些交联剂可以单独使用,也可以并用。作为交联剂,优选能够举出多异氰酸酯化合物(多官能异氰酸酯化合物)。
优选交联剂的含有量相对于丙烯酸类聚合物100质量份为例如0.001质量份～10质量份,更优选为0.01质量份～1质量份。
优选压敏粘合层110具有优异的生物相容性。例如,对压敏粘合层110进行角质剥离实验时,优选角质剥离面积率为0％～50％,更优选为1％～15％。若角质剥离面积率为0％～50％的范围内,则即使将压敏粘合层110粘贴于皮肤200(参照图2),也能够抑制皮肤200(参照图2)的负担。需要说明的是,角质剥离实验通过日本国特开2004-83425号公报中记载的方法进行测定。
优选压敏粘合层110的透湿度为300(g/m2/day)以上,更优选为600(g/m2/day)以上,进一步优选为1000(g/m2/day)以上。若压敏粘合层110的透湿度为300(g/m2/day)以上,则即使将压敏粘合层110粘贴于生物的皮肤200(参照图2),也能够抑制皮肤200(参照图2)的负担。
压敏粘合层110通过满足角质剥离实验的角质剥离面积率为50％以下、以及透湿度为300(g/m2/day)以上的至少一个条件,从而压敏粘合层110具有生物相容性。更优选压敏粘合层110的材料满足上述两个条件。由此,压敏粘合层110更稳定地具有较高的生物相容性。
优选压敏粘合层110的上表面111和下表面112之间的厚度为10μm～300μm。若压敏粘合层110的厚度为10μm～95μm,则能够实现粘贴型生物传感器100的薄型化、特别是粘贴型生物传感器100中的电子装置150之外的区域的薄型化。
基材层120是用于支承压敏粘合层110的支承层,压敏粘合层110粘合于基材层120的下表面121。在基材层120的上表面侧配置有电路部130和基板135。
基材层120是绝缘体制的平板状(片状)的部件。基材层120的俯视中的形状与压敏粘合层110的俯视中的形状相同,并且在俯视中位置对准重叠。
基材层120具有下表面121和上表面122。下表面121以及上表面122为平坦面。下表面121与压敏粘合层110的上表面111接触(压敏粘合)。基材层120为具有适度的伸缩性、可挠性以及韧性的可挠性树脂制即可,其可以由例如聚氨酯类树脂、硅树脂、丙烯酸类树脂、聚苯乙烯类树脂、聚氯乙烯类树脂、以及聚酯树脂类等的热可塑性树脂进行制作。
优选基材层120的厚度为1μm～300μm,更优选为5μm～100μm,进一步优选为10μm～50μm。
电路部130具有布线131、框架132、以及基板133,其将探针140和电子装置150连接。粘贴型生物传感器100包括两个这样的电路部130。布线131以及框架132设于基板133的上表面且一体形成。布线131将框架132与电子装置150以及电池160连接。另外,电路部130在与向皮肤200的表面的粘贴侧相反一侧(+Z轴方向)与探针140连接。电路部130的与探针140的连接部配置于与探针140的向皮肤200的表面的粘贴侧相反一侧(+Z轴方向)。
布线131以及框架132能够由铜、镍、金、或其合金等进行制作。优选布线131以及框架132的厚度为0.1μm～100μm,更优选为1μm～50μm,进一步优选为5μm～30μm。
两个电路部130分别与压敏粘合层110以及基材层120的两个贯通孔113以及123对应设置。布线131通过基板135的布线与电子装置150和电池160用的端子135A连接。框架132是比基材层120的贯通孔123的开口大的矩形环状的导电部件。
基板133在俯视时具有与布线131以及框架132相同的形状。基板133中的设有框架132的部分具有比基材层120的贯通孔123的开口大的矩形环状的形状。框架132以及基板133中设有框架132的矩形环状的部分以在基材层120的上表面包围贯通孔123的方式设置。基板133由绝缘体材料形成即可,例如能够使用由聚酰亚胺等形成的基板或薄膜。由于基材层120具有粘着性(粘性),因此基板133固定于基材层120的上表面。
基板135是由用于安装电子装置150以及电池160的绝缘体材料形成的基板,其设于基材层120的上表面122。基板135通过基材层的粘性(粘着性)而被固定。作为基板135,作为一个例子能够使用由聚酰亚胺等形成的基板或薄膜。在基板135的上表面设有布线和电池160用的端子135A。基板135的布线与电子装置150以及端子135A连接,并且与电路部130的布线131连接。
探针140以自基材层120的贯通孔123的周边的上表面(+Z轴方向的面)沿贯通孔113以及123的内壁被压敏粘合层110A压入贯通孔113以及123的内壁的状态进行设置。如上所述,探针140以自压敏粘合层110的下表面112露出的方式,以埋入压敏粘合层110A中的状态进行设置,其在压敏粘合层110的向皮肤200的表面的粘贴侧(-Z轴方向)以能够与皮肤200的表面接触的方式配置。对于探针140,其具有探针140的一部分在压敏粘合层110的与皮肤200的粘贴侧(-Z轴方向)露出的露出区域。探针140在压敏粘合层110粘贴于皮肤200时与皮肤200接触,从而对生物信号进行检测。生物信号为例如表示心电波形、脑波、脉搏等的电信号。
探针140具有在位于基材层120的贯通孔123的周边的电路部130的框架132的上表面(+Z轴方向的面)且在向生物表面的粘贴侧(-Z轴方向)与电路部130的框架132连接的连接面141。需要说明的是,连接面141可以与布线131以及框架132这两者连接。
探针140在俯视时形成为矩形,其比压敏粘合层110以及基材层120的贯通孔113和123大,并且具有矩阵状配置的孔140A。在探针140的X方向以及Y方向的端(四方的端的部分)处,探针140的梯子状的边可以突出。
探针140可以遍布其主表面的整个面而具有孔140A,优选在连接面141具有孔140A。探针140通过遍布其主表面的整个面或在其端部周边具有孔140A,从而能够在连接面141形成孔140A。通过在连接面141设置孔140A,压敏粘合层110A能够自在连接面141形成的孔140A露出,从而能够使压敏粘合层110A容易与电路部130的框架132的上表面(+Z轴方向的面)接触。
探针140使用电极形成。使用图3以及图4对电极进行说明。需要说明的是,在图3以及图4中,电极与图1以及图2所示探针140对应,电极的孔与图1以及图2所示孔140A对应。
(电极)
图3是电极的立体图。如图3所示,电极10在具有彼此平行的一对主表面11和12的板状(片状)部件中,以格子状形成有在电极10的厚度方向(Z轴方向)贯通的多个孔13。
主表面11以及12各自为平坦面。主表面11是电极10的一个(+Z轴方向)主表面,其为电极10的表面。主表面12是位于与主表面11相反方向(-Z轴方向)的主表面,其为电极10的背面。主表面11以及12在俯视中形成为矩形。需要说明的是,在本实施方式中,矩形是指,除了长方形、正方形之外,还包括对长方形、正方形的角进行倒角的形状。
优选电极10的俯视的大小为5mm～50mm。
优选电极10的厚度为0.1μm～100μm。若电极10的厚度为0.1μm～100μm,则电极10具有强度且易于处理。
多个孔13在主表面11配置为正方格子状,其在交差的两个轴方向(X轴方向、Y轴方向)並列地以大致等间隔在主表面11排列。全部的孔13形成为大小以及形状大致相同。需要说明的是,多个孔13可以不为等间隔。
如图4所示,孔13在俯视中形成为圆形。孔13的直径L能够根据主表面11的大小等适当设计,优选为100nm～10mm,更优选为300nm～5mm,进一步优选为600μm～2mm。需要说明的是,孔13的形状可以为椭圆形。在孔13的形状为椭圆形的情况下,孔13的直径L优选长轴为上述数值。
孔13彼此的距离P根据孔13的形状、大小等改变,优选为100nm～10mm,更优选为300nm～5mm,进一步优选为600nm～2mm以下。需要说明的是,孔13彼此的距离P是指,相邻的孔13彼此的最短距离。由于孔13在俯视中形成为圆形,因此孔13彼此的距离是指相邻的孔13彼此的最接近的点彼此的间隔。
孔13的开孔率为2％～80％,优选为10％～70％,更优选为30％～60％。若孔13的开孔率小于2％,则将粘合层设置于电极10时,自电极10的孔13露出的粘合层的面积较小。从而,在自粘合面将粘合层与电极10一起剥离时,粘合层相对于粘合面的剥离粘着力变得过小。若孔13的开孔率超过80％,则自电极10的孔13露出的粘合层的面积变得过大。因此,在自粘合面将粘合层与电极10一起剥离时,粘着力变得过强。
需要说明的是,所谓开孔率是指,孔13的面积的和相对于包括孔13的面积的电极10的主表面(主表面11或主表面12)的整体的面积的比例,其由下述式(1)表示。
开孔率(％)＝孔13的面积的和(cm2)/包括孔13的面积的电极10的主表面(主表面11或主表面12)的整体的面积(cm2)×100…(1)
优选孔13的数量为2000个/cm2以下,更优选为1000个/cm2以下,进一步优选为500个/cm2以下。若孔13的数量为2000个/cm2以下,则在将粘合层设置于电极10时,能够充分确保自电极10的孔13露出的粘合层的数量,并且易于维持导电性。孔13的数量的下限值可以为两个以上。
电极10可以使用包括导电性高分子和粘合剂树脂的导电性组合物而形成。
作为导电性高分子,例如,能够使用例如聚噻吩、聚乙炔、聚吡咯、聚苯胺或聚苯亚乙烯等。这些可以单独使用一种,也可以两种以上并用。在其中,优选使用聚噻吩化合物。从与生物的接触阻抗较低,具有较高的导电性这点出发,更优选使用在聚3、4-亚乙二氧基噻吩(PEDOT)中掺杂聚苯乙烯磺酸(聚4-苯乙烯磺酸盐；PSS)而成的PEDOT/PSS。
优选导电性高分子的含有量相对于导电性组合物100质量份为0.20质量份～20质量份,更优选为2.5质量份～15质量份,进一步优选为3.0质量份～12质量份。若上述含有量相对于导电性组合物为0.20质量份～20质量份的范围内,则能够付与导电性组合物优异的导电性、强韧性以及柔软性。
导电性高分子可以使用溶解于溶剂的水溶液。在该情况下,作为溶剂,可以使用有机溶剂、或者水系溶剂。作为有机溶剂,可以举出例如丙酮、甲基乙基酮(MEK)等的酮类、乙酸乙酯等的酯类、丙二醇单甲醚等的醚类、以及N,N-二甲基甲酰胺等的胺类。作为水系溶剂,可以举出例如水、以及甲醇、乙醇、丙醇、异丙醇等的酒精。在这些之中,优选使用水系溶剂。
作为粘合剂树脂,能够使用水溶性高分子或水不溶性高分子等。作为粘合剂树脂,从与导电性组合物中含有的其他的成分的相溶性的观点出发,优选使用水溶性高分子。需要说明的是,水溶性高分子包括不完全溶于水而具有亲水性的高分子(亲水性高分子)。
作为水溶性高分子,可以使用含羟基高分子等。作为含羟基高分子,可以使用琼脂糖等的糖类、聚乙烯醇(PVA)、改性聚乙烯醇、或者丙烯酸与丙烯酸钠的共聚物等。这些可以单独使用一种,也可以两种以上并用。在这些之中,优选聚乙烯醇、或者改性聚乙烯醇,更优选改性聚乙烯醇。
作为改性聚乙烯醇,可以举出含乙酰乙酰基聚乙烯醇、双丙酮丙烯酰胺改性聚乙烯醇等。需要说明的是,作为双丙酮丙烯酰胺改性聚乙烯醇,可以使用例如日本国特开2016-166436号公报中记载的双丙酮丙烯酰胺改性聚乙烯醇类树脂(DA化PVA类树脂)。
优选粘合剂树脂的含有量相对于导电性组合物100质量份为5质量份～140质量份,更优选为10质量份～100质量份,进一步优选为20质量份～70质量份。若上述含有量相对于导电性组合物为5质量份～140质量份的范围内,则能够付与导电性组合物优异的导电性、强韧性以及柔软性。
粘合剂树脂可以使用溶解于溶剂的水溶液。溶剂可以使用与上述导电性高分子的情况相同的溶剂。
优选导电性组合物进一步包括交联剂以及增塑剂中的至少一者。交联剂以及增塑剂具有付与导电性组合物强韧性以及柔软性的功能。
需要说明的是,强韧性是兼顾优异的强度以及伸长率的性质。强韧性不包括强度以及伸长率中的一者显著优异而另一者显著较低的性质,其包括强度以及伸长率这两者的平衡优异的性质。
柔软性是将导电性组合物的固化物即电极10弯曲之后,能够抑制在弯曲部分产生断裂等的损伤的性质。
交联剂使粘合剂树脂交联。通过在粘合剂树脂中含有交联剂,能够使导电性组合物的强韧性提高。优选交联剂具有与羟基的反应性。若交联剂具有与羟基的反应性,则在粘合剂树脂为含羟基聚合物的情况下,交联剂能够与含羟基聚合物的羟基进行反应。
作为交联剂,可以举出锆盐等的锆化合物、钛盐等的钛化合物、硼酸等的硼化物、封端异氰酸酯等异氰酸酯化合物、乙二醛等醛化合物、含烷氧基化合物、以及含羟甲基化合物等。这些可以单独使用一种,也可以两种以上并用。其中,从反应性以及安全性的点出发,优选锆化合物、异氰酸酯化合物或醛化合物。
优选交联剂的含有量相对于导电性组合物100质量份为0.2质量份～80质量份,更优选为1质量份～40质量份,进一步优选为3.0质量份～20质量份。若上述含有量相对于导电性组合物100质量份为0.2质量份～80质量份的范围内,则能够付与导电性组合物优异的强韧性以及柔软性。
交联剂可以使用溶解于溶剂的水溶液。溶剂可以使用与上述导电性高分子的情况相同的溶剂。
增塑剂使导电性组合物的拉伸伸长率以及柔软性提高。作为增塑剂,可以举出丙三醇、乙二醇、丙二醇、山梨糖醇及其聚合体等的多元醇化合物、N-甲基吡咯烷酮(NMP)、二甲基甲醛(DMF)、N-N’-二甲基乙酰胺(DMAc)、以及二甲基亚砜(DMSO)等的非质子性化合物等。这些可以单独使用一种,也可以两种以上并用。其中,从与其他的成分的相溶性的观点出发,优选丙三醇。
优选增塑剂的含有量相对于导电性组合物100质量份为0.2质量份～150质量份,更优选为1.0质量份～90质量份,进一步优选为10质量份～70质量份。若上述含有量相对于导电性组合物100质量份为0.2质量份～150质量份的范围内,则能够付与导电性组合物优异的强韧性以及柔软性。
交联剂以及增塑剂中的至少一者包含于导电性组合物中即可。通过交联剂以及增塑剂的至少一者包含于导电性组合物中,电极10能够使强韧性以及柔软性提高。
在导电性组合物中含有交联剂而不含有增塑剂的情况下,电极10能够使强韧性、即拉伸强度以及拉伸伸长率这两者进一步提高,并且能够使柔软性提高。
在导电性组合物中含有增塑剂而不含有交联剂的情况下,由于能够使电极10的拉伸伸长率提高,因此电极10作为整体能够使强韧性提高。另外,能够使电极10的柔软性提高。
优选交联剂以及增塑剂这两者包含于导电性组合物中。通过交联剂以及增塑剂这两者包含于导电性组合物中,付与电极10进一步优异的强韧性。
除了上述成分,导电性组合物根据需要可以适当地以任意的比例包括表面活性剂、软化剂、稳定剂、流平剂、氧化防止剂、加水分解防止剂、膨胀剂、增粘剂、着色剂、或填充剂等的公知的各种添加剂。作为表面活性剂,可以举出硅酮类表面活性剂等。
导电性组合物通过将上述各成分以上述比例混合而进行调制。
导电性组合物可以根据需要适当地以任意的比例含有溶剂。由此,对导电性组合物的水溶液(导电性组合物水溶液)进行调制。
作为溶剂,可以使用有机溶剂或水系溶剂。作为有机溶剂,可以举出例如丙酮、甲基乙基酮(MEK)等的酮类、乙酸乙酯等的酯类、丙二醇单甲醚等的醚类、以及N,N-二甲基甲酰胺等的胺类。作为水系溶剂,可以举出例如水、以及甲醇、乙醇、丙醇、异丙醇等的酒精。其中,优选使用水系溶剂。
对电极10的制造方法的一个例子进行说明。在将导电性组合物涂布于剥离基材的表面之后,通过对导电性组合物进行加热,通过包含于导电性组合物中的交联剂使粘合剂树脂的交联反应进行,从而使粘合剂树脂固化。由此,能够获得导电性组合物的固化物。之后,使用压力机等将固化物的表面压制成规定的形状而成形。由此,能够获得图3所示的、以大小以及形状大致相同的孔13在主表面11配置为正方格子状的方式形成的电极10。
作为剥离基材可以使用隔片(separator)或芯材等。作为隔片,可以使用聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)薄膜、聚乙烯(PE)薄膜、聚丙烯(PP)薄膜、聚酰胺(PA)薄膜、聚酰亚胺(PI)薄膜、或氟树脂薄膜等的树脂薄膜。作为芯材,可以使用PET薄膜、PI薄膜等的树脂薄膜、陶瓷片、铝箔等的金属薄膜、被玻璃纤维、塑料制无纺纤维等强化后的树脂基板、硅基板或玻璃基板等。
作为导电性组合物向剥离基材之上的涂布方法,可以使用基于辊涂、丝网涂布、凹版涂布、旋涂、反转涂布、棒涂、刮刀涂布、气刀涂布、浸渍、分配涂布等的方法、以及将少量的导电性组合物滴在基材上并用刮刀延展的方法等。通过这些涂布方法,导电性组合物在剥离基材之上被均匀涂布。
作为导电性组合物的加热方法,可以使用干燥烘箱、真空烘箱、空气循环式烘箱、热风干燥机、远红外线干燥机、微波减压干燥机、或者高频干燥机等的公知的干燥机。
作为加热条件,只要是导电性组合物水溶液中含有的交联剂能够进行反应的条件即可。
导电性组合物水溶液的加热温度设定为能够使导电性组合物水溶液中含有的交联剂的反应进行的温度。作为加热温度,优选为100℃～200℃,更优选为110℃～150℃。若加热温度为100℃～200℃的范围内,则交联剂的反应易于进行,能够促进粘合剂树脂的固化。
优选导电性组合物水溶液的加热时间为0.5分钟～300分钟,更优选为5分钟～120分钟。若加热时间为0.5分钟～300分钟的范围内,则能够充分进行粘合剂树脂的固化。
如此,电极10为具有主表面11以及12的片状的电极,并且具有多个孔13,主表面11以及12中的孔13的开孔率设定为8％～80％。由此,电极10在主表面11侧作为粘合层设置压敏粘合层110时,能够抑制压敏粘合层110通过电极10的孔13与作为被粘贴部而接触的生物表面即皮肤200的连接所需的粘着力的降低。因此,电极10在主表面11侧设置有压敏粘合层110的情况下,能够抑制在压敏粘合层110与皮肤200之间产生剥离。电极10可以具有例如0.010N/10mm以上的剥离粘着力。
剥离粘着力通过例如依据JISZ 0237:2009的方法、或将JISZ 0237:2009中规定的实验板变更为其他的被粘物而进行的方法等求得。剥离粘着力可以使用例如将电极10粘着于实验板、被粘物,并且以拉伸速度300mm/分且剥离角度180°进行剥离实验的情况的剥离强度。优选剥离粘着力为0.010N/10mm～0.8N/10mm,更优选为0.080N/10mm～0.55N/10mm。若剥离粘着力小于0.010N/10mm,则在将压敏粘合层110粘贴于电极10而进行使用的情况下,压敏粘合层110相对于皮肤200的粘着力较低,存在粘贴不充分的可能性。若剥离粘着力超过0.8N/10mm,则由于压敏粘合层110的粘着力较高,因此存在对压敏粘合层110的再附着性等产生阻碍的可能性。
另外,电极10通过将主表面11以及12中的孔13的开孔率设定为2％～80％,从而能够充分确保主表面11或主表面12与皮肤200接触的面积。因此,电极10能够稳定维持与皮肤200的导电性。
由此,电极10在主表面11侧设置压敏粘合层110时,能够抑制压敏粘合层110与皮肤200的剥离且具有导电性。因此,在将电极10用于生物传感器时,能够长时间抑制电极10自肌肤剥离而进行测定。
电极10能够将孔13的数量设定为2000个/cm2以下。由此,在电极10设置粘合层时,能够充分确保自电极10的孔13露出的粘合层的数量,并且能够维持电极10相对于皮肤200的接触面积。因此,电极10在主表面11侧设置压敏粘合层110时,能够进一步抑制在压敏粘合层110与皮肤200之间产生剥离,并且能够确保导电性。
电极10可以构成为将孔13在主表面11以及12上以正方格子状进行配置。由此,在将电极10设置于粘合层时,能够使粘合层通过电极10的孔13而在电极10的整周大致均等地与皮肤200接触,并且能够将电极10的与皮肤200的接触面积确保为大致均等。由此,电极10在将粘合层设置于主表面11侧时,即使在皮肤200的各个方向产生伸缩,粘合层也能够相对于皮肤200稳定维持粘着力,并且能够稳定维持与皮肤200的导电。
电极10可以使孔13相对于主表面11以及12垂直贯通。由此,在将压敏粘合层110设置于电极10时,能够使压敏粘合层110容易地通过孔13。由此,电极10能够使压敏粘合层110自孔13与皮肤200容易地接触,从而能够稳定维持压敏粘合层110与皮肤200的连接。另外,由于能够降低压敏粘合层110的粘度等的影響,因此能够根据皮肤200的种类使用最合适的粘合层。
如图1以及图2所示,探针140在四方的端的部分配置于框架132之上的状态下,通过盖在四方的端的部分之上的固定带145而被固定于框架132。固定带145通过探针140的孔140A等的间隙而粘合于框架132。
固定带145作为一个例子为铜带,其在俯视时为矩形环状。固定带145在其下表面涂布有粘着剂。固定带145以在俯视时在贯通孔113以及123的开口的外侧包围探针140的四方的方式设于框架132之上,从而将探针140固定于框架132。固定带145可以为铜之外的金属带。
如此,在通过固定带145将探针140的四方的端的部分固定于框架132的状态下,在固定带145以及探针140之上层叠压敏粘合层110A以及基材层120A。若将压敏粘合层110A以及基材层120A向下方向按压,则探针140沿贯通孔113以及123的内壁被压入,压敏粘合层110A被按压入探针140的孔140A的内部。
探针140在四方的端的部分通过固定带145固定于框架132之上的状态下,中央部被压下至与压敏粘合层110的下表面112大致平齐的位置。因此,若使探针140接触生物的皮肤200(参照图2),则压敏粘合层110A粘合于皮肤200,从而能够使探针140与皮肤200紧密贴合。
优选探针140的厚度比压敏粘合层110的厚度薄。优选探针140的厚度与上述电极10的厚度相同为0.1μm～100μm,更优选为1μm～50μm。
另外,压敏粘合层110A在俯视时包围中央部的周围的部分(矩形环状的部分)位于固定带145之上。在图2中,虽然压敏粘合层110A的上表面为大致平坦,但是中央部可以比周围的部分向下方凹陷。基材层120A重叠于压敏粘合层110A的大致平坦的上表面之上。
这样的压敏粘合层110A以及基材层120A可以分别以与压敏粘合层110以及基材层120相同的材质进行制作。另外,压敏粘合层110A可以由与压敏粘合层110不同的材质制作。另外,基材层120A可以由与基材层120不同的材质进行制作。
需要说明的是,在图2中,对各部分的厚度进行了夸张,实际上,压敏粘合层110以及110A的厚度为10μm～300μm,基材层120以及120A的厚度为1μm～300μm。另外,布线131的厚度为0.1μm～100μm,基板133的厚度为约数100μm,固定带145的厚度为10μm～300μm。
另外,如图2所示,在探针140与框架132直接接触而确保了电连接的情况下,固定带145可以为不具有导电性的树脂制等的带。
另外,在图2中,固定带145除了覆盖探针140之外还覆盖框架132以及基板133的侧面,并且到达基材层120的上表面。但是,由于固定带145能够将探针140与框架132接合即可,其可以不到达基材层120的上表面,可以不覆盖基板133的侧面,也可以不覆盖框架132的侧面。
另外,基板133和两个基板135可以为一体化的一个基板。在该情况下,在一个基板的表面设置布线131、两个框架132、以及端子135A,并且安装电子装置150和电池160。
电子装置150设置于基材层120的上表面122,其与布线131电连接。电子装置150在剖视中为矩形状。在电子装置150的下表面(-Z方向)设置端子。作为电子装置150的端子的材料,可以举出焊锡、导电性糊料等。
如图1所示,电子装置150作为一个例子包括ASIC(application specificintegrated circuit、面向特定用途集成电路)150A、MPU(Micro Processing Unit)150B、存储器150C、以及无线通信部150D,其通过电路部130与探针140以及电池160连接。电子装置150处理通过探针140取得的生物信号。
ASIC150A包括A/D(Analog to digital)转换器。电子装置150通过自电池160供给的电力被驱动,从而取得通过探针140测定的生物信号。电子装置150对生物信号进行滤波处理、数字转换等的处理,MPU150B求得多次取得的生物信号的加法平均值并储存于存储器150C中。电子装置150作为一个例子能够24小时以上连续取得生物信号。由于电子装置150存在长时间对生物信号进行测定的情况,因此实施了用于降低耗费电力的研究。
无线通信部150D是评价实验的实验装置在评价实验中通过无线通信读取储存于存储器150C中的生物信号时使用的无线电收发机,作为一个例子以2.4GHz进行通信。评价实验作为一个例子为JIS 60601-2-47的标准的实验。评价实验是作为医疗机器用于检测生物信号的生物传感器的完成后进行的动作确认的实验。评价实验要求自生物传感器取出的生物信号相对于输入生物传感器的生物信号的衰减率小于5％。该评价实验对全部完成品进行。
如图2所示,电池160设于基材层120的上表面122。作为电池160,可以使用铅蓄电池或锂离子二次电池等。电池160可以为纽扣型电池。电池160是蓄电池的一个例子。电池160具有在其下表面设置的端子。电池160的端子通过电路部130与探针140和电子装置150连接。电池160的容量作为一个例子设定为电子装置150能够24小时以上进行生物信号的测定。
壳体170覆盖基材层120、电路部130、基板135、探针140、固定带145、电子装置150、以及电池160之上。壳体170具有基部170A、以及自基部170A的中央向+Z方向突出的突出部170B。基部170A是在壳体170的俯视时位于周围的部分,其为比突出部170B低的部分。在突出部170B的下侧设有凹部170C。壳体170的基部170A的下表面粘合于基材层120的上表面122。在凹部170C内容纳基板135、电子装置150、以及电池160。壳体170在将电子装置150以及电池160等容纳于凹部170C内的状态下,粘合于基材层120的上表面122。
壳体170除了作为保护基材层120之上的电路部130、电子装置150、以及电池160的壳体的作用之外,还具有作为自从上表面侧施加于粘贴型生物传感器100的冲击保护内部的构成元件的冲击吸收层的作用。作为壳体170,可以使用例如硅橡胶、软质树脂、以及氨基甲酸乙酯等。
图5是示出粘贴型生物传感器100的电路构成的图。各探针140通过布线131以及基板135的布线135B与电子装置150以及电池160连接。两个探针140相对于电子装置150以及电池160并联连接。
如此,粘贴型生物传感器100包括探针140,在探针140中,在向皮肤200的表面的粘贴侧(-Z轴方向)设有与电路部130的框架132连接的连接面141。使探针140通过连接面141与框架132连接,从而能够使探针140难以自框架132剥离。由此,粘贴型生物传感器100能够使探针140与框架132的连接稳定,从而能够稳定确保探针140与框架132的导通。另外,在粘贴型生物传感器100中,探针140以能够与皮肤200的表面接触的方式配置于压敏粘合层110的向皮肤200的表面的粘贴侧(-Z轴方向),因此能够稳定具有与皮肤200的导通。由此,粘贴型生物传感器100能够抑制设于探针140的一个面的压敏粘合层110与探针140所设置的皮肤200的剥离且具有导电性。因此,对于粘贴型生物传感器100,即使将粘贴型生物传感器100粘贴于皮肤而长时间使用,粘贴型生物传感器100也能够稳定进行生物信息的测定。
粘贴型生物传感器100在探针140的连接面141具有一个以上的孔140A,能够使电路部130与探针140在向皮肤200的表面的粘贴侧(-Z轴方向)的相反侧(+Z轴方向)连接。探针140在连接面141具有孔140A,从而能够使自形成于连接面141的孔140A露出的压敏粘合层110A与电路部130的框架132的上表面(+Z轴方向的面)接触。由此,能够保持探针140通过压敏粘合层110A与框架132连接的状态。由此,粘贴型生物传感器100能够通过借助形成于连接面141的孔140A而露出的压敏粘合层110A使探针140与框架132更稳定地连接。
粘贴型生物传感器100包括使用上述电极10(参照图3)而形成的探针140,探针140可以具有8％～80％的开孔率。由此,粘贴型生物传感器100能够抑制相对于压敏粘合层110通过探针140的孔140A接触的皮肤200的粘着力的降低,从而能够抑制探针140自皮肤200剥离。另外,粘贴型生物传感器100在探针140中能够确保导电性,从而能够稳定具有与皮肤200的导通。由此,粘贴型生物传感器100能够更稳定抑制设置于探针140的一个面的压敏粘合层110与探针140所设置的皮肤200的剥离且具有导电性。因此,对于粘贴型生物传感器100,即使将粘贴型生物传感器100粘贴于皮肤而长时间使用,粘贴型生物传感器100也能够稳定进行生物信息的测定。
粘贴型生物传感器100能够将探针140的孔140A的数量设定为300个/cm2以下。由此,能够进一步抑制通过探针140的孔140A的压敏粘合层110与皮肤200之间产生剥离且能够确保导电性。由此,粘贴型生物传感器100能够在长时间粘贴于皮肤200的状态下稳定使用。
粘贴型生物传感器100能够构成为将探针140的孔140A在主表面以正方格子状进行配置。由此,能够在探针140的整周使压敏粘合层110自孔140A大致均等地与皮肤200接触,并且能够将探针140与皮肤200的接触面积确保为大致均等。因此,对于粘贴型生物传感器100,即使皮肤200的表面移动,与探针140接触的皮肤200在各个方向伸缩等,能够稳定维持压敏粘合层110通过探针140的孔140A粘贴于皮肤200的状态。
粘贴型生物传感器100能够使探针140的孔140A相对于探针140的主表面垂直贯通。由此,粘贴型生物传感器100能够使压敏粘合层110通过探针140的孔140A容易地与皮肤200接触,从而能够容易地形成压敏粘合层110与皮肤200的连接。
粘贴型生物传感器100在使用于生物信息的测定之后,根据需要进行回收,通过取出电子装置150、电池160,对其进行交换,能够进行再利用。
粘贴型生物传感器100是对来自生物的电信号进行检测而测定生物信息的测定装置,其可以用作粘贴型心电图仪、粘贴型脑电图仪、粘贴型血圧计、粘贴型脉搏计、粘贴型肌电图仪、粘贴型温度计、粘贴型加速度计等。
其中,粘贴型生物传感器100适合用作粘贴型心电图仪。在心电图检查中,通过粘贴型生物传感器100,组为生物信息取得伴随被测者的心脏的跳动产生的心筋的微小的活动电位(电动势),从而调查心律不齐或缺血性心脏病等的心电图异常。在心电图检查中,粘贴型生物传感器100被安装于被检查者的胸部、两手腕、或两足腕等,从而能够通过探针140作为电信号而稳定检测由被测者的心脏的跳动产生的心筋的活动电位。粘贴型生物传感器100利用由探针140检测的电信号,从而能够更准确地取得心电图波形。
(生物传感器的另一方式)
如图6所示,粘贴型生物传感器100可以在贯通孔113以及123中代替压敏粘合层110A而具有水分阻挡层115。
水分阻挡层115具有抑制存在于探针140周边的水分在厚度方向透过粘贴型生物传感器100的功能。水分阻挡层115与压敏粘合层110一同形成于粘贴型生物传感器100的下表面。通过将水分阻挡层115设于探针140的下表面的周边,能够抑制探针140的周边的水分在粘贴型生物传感器100的厚度方向透过,从而在使探针140与生物的皮肤200接触时,能够在探针140的下表面与皮肤200的界面使水分维持。另外,由于在探针140的下表面与皮肤200的界面维持水分,因此能够抑制探针140的干燥,从而能够探针140的表面的干燥引起的探针140的阻抗的上升和偏差。
水分阻挡层115的透湿度比压敏粘合层110以及基材层120的透湿度低。具体而言,水分阻挡层115的透湿度为例如小于1000g/m2·day,优选为600g/m2·day以下,更优选为300g/m2·day以下,进一步优选为80g/m2·day以下,另外,例如,为0.001g/m2·day以上。
作为水分阻挡层115的材料,可以举出例如橡胶类树脂(聚异丁烯类树脂、异丁橡胶类树脂、SBR类树脂、天然橡胶/SBR类树脂等)、聚苯乙烯类树脂、聚烯烃类树脂(聚丙烯类树脂、聚乙烯类树脂层)、丙烯酸类树脂、以及聚乙烯醇类树脂等。这些树脂可以单独使用,也可以两种以上并用。
水分阻挡层115可以具有气泡。作为水分阻挡层115,可以使用聚丙烯类树脂、丙烯酸类树脂的发泡体等。
优选水分阻挡层115具有压敏粘合性。作为这样的具有压敏粘合性的水分阻挡层,优选可以举出橡胶类树脂层(橡胶类压敏粘合层)、更优选可以举出聚异丁烯类树脂层(聚异丁烯类压敏粘合层)。
聚异丁烯类树脂层由聚异丁烯类组合物形成。聚异丁烯类组合物作为橡胶成分含有聚异丁烯。优选聚异丁烯类组合物中的聚异丁烯的含有量为例如10质量％～50质量％,更优选为20质量％～40质量％。
优选聚异丁烯类组合物含有高吸水性树脂以及粘着剂。由此,聚异丁烯类组合物等的橡胶类组合物能够具有优异的水分阻挡性以及压敏粘合性。
作为高吸水性树脂,可以举出例如无水马来酸盐类树脂(例如,异丁烯·无水马来酸共聚合体的钠盐交联物等)、聚丙烯酸盐类树脂、聚砜酸盐类树脂、聚丙烯酰胺类树脂、聚乙烯醇类树脂等,优选可以举出无水马来酸盐类树脂等。高吸水性树脂的含有量相对于聚异丁烯100质量份为例如1质量份～10质量份,更优选为3质量份～5质量份。
作为增粘剂,可以举出例如松香类树脂、松烯类树脂(例如,松烯-芳香族类液态树脂等)、苯并呋喃-茚类树脂、酚类树脂、苯酚-***类树脂、二甲苯甲醛类树脂、石油类树脂(例如,C5类石油树脂、C9类石油树脂、C5/C9类石油树脂等)等,优选可以举出石油类树脂。优选增粘剂的含有量相对于聚异丁烯100质量份为例如10质量份～200质量份,更优选为50质量份～150质量份。
聚异丁烯类组合物可以进一步根据需要含有软化剂、填充剂、以及交联剂等。
作为软化剂,可以举出例如聚丁烯、液态异戊二烯橡胶、以及液态丁二烯橡胶等的液态橡胶、石蜡油、环烷油等的油类；苯二甲酸酯、磷酸酯等的酯类,优选可以举出液态橡胶。优选软化剂的含有量相对于聚异丁烯100质量份为10质量份～200质量份,更优选为50质量份～150质量份。
作为填充剂,例如可以举出:重质碳酸钙、轻质碳酸钙、以及白艳华等碳酸钙；炭黑、滑石、云母、粘土、云母粉、膨润土、二氧化硅、氧化铝、硅酸铝、氧化钛、玻璃粉、氮化硼粉；铝粉、铁粉等金属粉；丙烯酸树脂粉、苯乙烯树脂粉等树脂粉；以及氢氧化铝、氢氧化镁等金属氢氧化物,优选可以举出碳酸钙。优选填充材的含有量相对于聚异丁烯100质量份为10质量份～200质量份,更优选为50质量份～150质量份。
作为交联剂,可以举出例如六亚甲基二异氰酸酯等的异氰酸酯类化合物等。优选交联剂的含有量例如相对于聚异丁烯100质量份为1质量份～10质量份,更优选为3质量份～5质量份。
聚异丁烯类组合物可以适当地以任意的比例含有发泡剂、以及增塑剂等的公知的添加剂。
从向皮肤的固定稳定性的观点出发,橡胶类树脂层优选可以举出苯乙烯·丁二烯橡胶(SBR)类树脂层、以及天然橡胶/SBR类树脂层,更优选可以举出SBR类树脂层。
SBR类树脂层由SBR类组合物形成。SBR类组合物作为含橡胶成分SBR。优选SBR类组合物中的SBR的含有量为10质量％～50质量％,更优选为20质量％～40质量％。
SBR类组合物可以与聚异丁烯类组合物相同地含有高吸水性树脂、增粘剂、软化剂、填充剂、交联剂等。
天然橡胶/SBR类树脂层由天然橡胶/SBR类组合物形成。天然橡胶/SBR类组合物作为橡胶成分含有天然橡胶和SBR。优选天然橡胶/SBR类组合物中的天然橡胶以及SBR的合计含有量为10质量％～50质量％,更优选为20质量％～40质量％。
天然橡胶/SBR类组合物可以与聚异丁烯类组合物相同地含有高吸水性树脂、增粘剂、软化剂、填充剂、以及交联剂等。
水分阻挡层115的厚度与压敏粘合层110的厚度大致相同。具体而言,优选水分阻挡层115的厚度为10μm～300μm,更优选为20μm～100μm,进一步优选为30μm～50μm。
(变形例)
需要说明的是,在本实施方式中,电极10可以不在其主表面11具有孔13。
在本实施方式中,孔13可以根据电极10的大小等适当地设定为最合适的数量,其为一个以上即可。
如图7所示,在本实施方式中,电极10可以除了具有孔13之外,还具有自主表面11至主表面12凹陷的多个凹部14。由此,能够使电极10的主表面12与皮肤200的接触面积增加,从而电极10能够与皮肤200更稳定地确保导电性。
在本实施方式中,孔13的排列方式不限于正方格子状,也可以为菱形格子状、六边格子状(交错状)。另外,多个孔13可以规则或不规则地排列。
在本实施方式中,孔13的形状在俯视时可以为矩形等的多边形。例如,如图8所示,孔13可以在俯视中形成为矩形。矩形可以为正方形或长方形。在该情况下,优选孔13的各边的长度L为100nm～10mm,更优选为300nm～5mm,进一步优选为600μm～2mm。在孔13的形状为长方形的情况下,优选长边为上述数值。
在本实施方式中,各个孔13的形状、尺寸可以不统一。
在本实施方式中,粘贴型生物传感器100的贯通孔113以及123在俯视中形成为矩形状,但是也可以形成为圆形等的其他的形状。
在本实施方式中,粘贴型生物传感器100可以不具有电子装置150、电池160、或壳体170。
在本实施方式中,粘贴型生物传感器100可以在压敏粘合层110、压敏粘合层110A、以及探针140的下表面设置由例如聚对苯二甲酸乙二醇酯等的树脂形成的剥离片。
(实施例)
以下,示出实施例以及比较例而对实施方式进行更具体说明,但是实施方式不限于该实施例以及比较例。
<实施例1>
[实施例1-1]
(导电性组合物的制作)
在超声波浴中添加作为导电性高分子的包括PEDOT/PSS的水溶液(PEDOT/PSS浓度:1％、“Clevious PH1000”、贺利氏公司制)38.0质量份、作为粘合剂树脂的包括改性聚乙烯醇的水溶液(改性聚乙烯醇浓度:10％、“G0HSENX Z-410”、日本合成化学公司制)10.0质量份、作为交联剂的包括锆类化合物的水溶液(锆类化合物浓度:10％、“SAFELINK SPM-01”、日本合成化学公司制)2.0质量份、作为增塑剂的丙三醇(和光纯药公司制)2.0质量份、以及作为表面活性剂的硅酮类表面活性剂(“SILFACE SAG002”、日信化学工業社制)0.08质量份。并且,将包含这些成分的水溶液在超声波浴中混合30分钟,从而制作均匀的导电性组合物水溶液。
由于包含PEDOT/PSS的水溶液中的PEDOT/PSS的浓度为约1％,因此导电性组合物水溶液中的PEDOT/PSS的含有量成为0.38质量份。由于包含改性聚乙烯醇的水溶液中的改性聚乙烯醇的浓度为约10％,因此导电性组合物水溶液中的改性聚乙烯醇的含有量成为1.00质量份。由于包含锆类化合物的水溶液中的锆类化合物的浓度为约10％,因此导电性组合物水溶液中的锆类化合物的含有量成为0.20质量份。需要说明的是,剩余部分为导电性组合物水溶液中的溶剂。
相对于导电性组合物100质量份的、导电性高分子、粘合剂树脂、交联剂、增塑剂以及表面活性剂的含有量分别为10.4质量份、27.3质量份、5.5质量份、54.6质量份以及2.2质量份。
(电极的制作)
将制作的导电性组合物水溶液涂布于PET薄膜(3cm×3cm)之上后,以120℃对导电性组合物水溶液加热干燥10分钟,从而制作了导电性组合物的固化物(纵1cm×横1cm,厚度10μm)。之后,在将固化物紧密贴合于剥离片(PET薄膜)之上的状态下,通过压力机进行压制。由此,制作在剥离片之上具有多个形成为圆形的孔在主表面上配置为正方格子状的电极(孔径:300μm、开孔率:30％)的探针片。
(剥离难度的评价)
在评价电极的剥离难度时,准备安装于电极的水分阻挡层以及被粘物。
(1)水分阻挡层的准备
以SBR类树脂和甲苯溶剂成为10:1的比例的方式,使用甲苯溶剂对SBR类树脂(商品“SLY-25”、日东电工公司制)进行稀释,从而制作混合溶液。将混合溶液涂布于第二剥离片(PET薄膜)的表面,对其进行加热干燥。由此,获得具有压敏粘合性的水分阻挡层片。水分阻挡层的形状设定为俯视大致矩形状(1cm×1cm、厚度25μm)。
(2)被粘物的准备
进行将在-80℃下冷冻保存的猪皮(“Yucatan micropig:YMP”skin set,日本Charles River公司制)自然解冻,并且去除皮下脂肪的预处理。之后,将预处理后的猪皮切割成30mm×50mm×5mm。将切割的猪皮用作被粘物。
(3)剥离粘着力的测定
在制作的电极的一个主表面上,如上所述形成制作的水分阻挡层,从而制作实验体。之后,将上述实验体的电极露出的主表面如上所述粘贴于制作的被粘物,并且通过使2kg的辊子来回一次而进行压接。之后,将实验体在23℃、50％RH的标准环境下保持5分钟。之后,在该标准环境下,使用台式精密万能试验机(“Autograph AGS-50NX”、岛津制作所公司制),在剥离角度180°、拉伸速度100mm/分的条件下,进行实验体的180°剥离实验,从而对实验体相对于被粘物的180°剥离粘着力(单位:N/10mm)进行测定。测定进行三次(N＝3),将其测定值的平均值设定为剥离粘着力(初期剥离强度)。测定结果在图9中示出。另外,在通过上述实验获得的在常温下的剥离粘着力为0.010mN/10mm以上的情况下,评价为良好(在表1中记载为A)。在剥离粘着力小于0.010N/10mm、或超过0.8N/10mm的情况下,评价为不良(在表1中记载为B)。将剥离粘着力的测定结果和评价结果在表1中示出。
[实施例1-2]
除了在实施例1-1中将电极的孔彼此的间隔变更为600μm,将开孔率变更为14.9％之外,与实施例1-1相同地进行。
[实施例1-3]
除了在实施例1-1中将电极的孔彼此的间隔变更为900μm,并且将开孔率变更为8.1％之外,与实施例1-1相同地进行。
[实施例1-4]
除了在实施例1-1将电极的孔径变更为600μm,并且将开孔率变更为46.8％之外,与实施例1-1相同地进行。
[实施例1-5]
除了在实施例1-1中将电极的孔径变更为900μm,并且将开孔率变更为55.9％之外,与实施例1-1相同地进行。
[实施例1-6]
除了在实施例1-1将电极的孔径变更为1200μm,并且将开孔率变更为53.9％之外,与实施例1-1相同地进行。
[实施例1-7]
除了在实施例1-1中将电极的孔彼此的间隔变更为1200μm,并且将开孔率变更为6.1％之外,与实施例1-1相同地进行。
[比较例1-1]
除了在实施例1-1将电极的孔彼此的间隔变更为2000μm,并且将开孔率变更为1.2％之外,与实施例1-1相同地进行。
在表1示出各实施例以及比较例的电极的孔的形状、孔径、孔彼此的间隔、开孔率以及剥离粘着力。
(表1)
Figure BDA0003243832200000251
如图9以及表1所示,在实施例1-1～1-7中,开孔率为6.1％以上,剥离粘着力为0.012N/10mm以上。另一方面,在比较例1-1中,开孔率为1.2％,剥离粘着力为0.000N/10mm。
由此,确认了若电极的开孔率为6％～56％,则能够使剥离粘着力为0.012N/10mm以上,从而能够具有较高的粘着性。因此,一个实施方式的生物传感器中,由于电极具有规定的范围的开孔率,从而作为生物传感器的电极进行使用时,能够具有稳定的粘着力且具有导电性。因此,可以说能够有效用于使生物传感器紧密贴合于被测者的肌肤而长时间(例如24小时)持续对心电图进行测定。
<实施例2>
[实施例2-1]
(电极的制作)
使用在实施例1-1中制作的电极。电极的每单位面积的孔的数量为261个/cm2。
(剥离难度的评价)
与实施例1-1相同,对剥离粘着力进行测定,并且进行评价。在图10中示出测定结果。另外,与实施例1-1相同,对通过上述实验获得的在常温下的剥离粘着力性进行评价。在表2中示出剥离粘着力的测定结果和评价结果。
(断裂时的伸缩率的评价)
对进行实验体的180°剥离实验时的断裂时的伸缩率进行了测定。在图11中示出断裂时的伸缩率的测定结果。在表2中示出断裂时的伸缩率的测定结果和评价结果。
[实施例2-2]
除了在实施例2-1将电极的孔径以及孔彼此的间隔变更为600μm之外,以及将电极的每单位面积的孔的数量变更为61个/cm2之外,与实施例2-1相同地进行。
[实施例2-3]
除了在实施例2-1中将电极的孔径以及孔彼此的间隔变更为900μm,并且将电极的每单位面积的孔的数量变更为26个/cm2之外,与实施例2-1相同地进行。
[实施例2-4]
除了在实施例2-1中将电极的孔径以及孔彼此的间隔变更为1200μm,并且将电极的每单位面积的孔的数量变更为14个/cm2之外,与实施例2-1相同地进行。
[比较例2-1]
除了在实施例2-1中将电极的孔径以及孔彼此的间隔变更为100μm,并且将电极的每单位面积的孔的数量变更为2500个/cm2之外,与实施例2-1相同地进行。
在表2中示出各实施例以及比较例的电极的孔的形状、孔径、孔彼此的间隔、每单位面积的孔的数量、剥离粘着力以及断裂时的伸缩率。
(表2)
Figure BDA0003243832200000271
如图10以及表2所示,在实施例2-1～2-4中,每单位面积的孔的数量为14个以上,剥离粘着力为0.082N/10mm以上。另一方面,如表2所示,在比较例2-1中,每单位面积的孔的数量为2500个/cm2,剥离粘着力为0.000N/10mm。
另外,如图11以及表2所示,在实施例2-1～2-4中,即使剥离粘着力为0.082N/10mm以上,断裂时的伸缩率为5％以上。
由此,确认了若电极的每单位面积的孔的数量为261个以下,则电极能够使剥离粘着力为0.082N/10mm以上,从而能够具有较高的粘着性。另外,确认了电极能够使断裂时的伸缩率成为5％以上。
因此,对于电极,由于每单位面积的孔的数量为规定的值以下,并且断裂时的伸缩率也为规定的值以上,因此将电极用作生物传感器的探针时,能够抑制设置于探针的一个面的粘合层与探针所设置的生物表面的剥离且能够具有导电性。由此,由于生物传感器能够稳定具有粘着力且具有导电性,因此可以说能够有效用于使生物传感器紧密贴合于被测者的肌肤而长时间(例如24小时)持续对心电图进行测定。
如上所述,对实施方式进行了说明,但是上述实施方式只是示例,本发明不限于此。上述实施方式可以以其他的各种方式进行实施,在不超出发明的主旨的范围内,能够进行各种组合、省略、置换、变更等。这些实施方式及其变形包含在发明的范围、主旨内,并且包含在权利要求书中记载的发明及其等同范围内。
本发明要求基于2019年3月8日在日本国专利局申请的特愿2019-42984号以及2020年2月26日在日本国专利局申请的特愿2020-30104号的优先权,在本申请中引用特愿2019-42984号以及特愿2020-30104号的全部内容。
附图标记说明
10 电极
11、12 主表面
13、140A 孔
100 粘贴型生物传感器(生物传感器)
110 压敏粘合层
120 基材层
130 电路部
140 探针
141 连接面
150 电子装置
160 电池
170 壳体

Claims (7)

1.一种生物传感器,具有:
压敏粘合层,其用于粘贴于生物表面；
电极,其在上述压敏粘合层的向生物表面的粘贴侧以能够与上述生物表面接触的方式配置；
电子装置,其用于对通过上述电极取得的生物信号进行处理；以及
电路部,其将上述电极和上述电子装置连接,
上述电极具有在向上述生物表面的粘贴侧与上述电路部连接的连接面。
2.根据权利要求1所述的生物传感器,其中,
上述电极形成为具有彼此平行的一对主表面的板状,并且该电极具有在上述连接面中在上述电极的厚度方向贯通的一个以上的孔,
上述电路部在向上述生物表面的粘贴侧的相反侧与上述电极连接。
3.根据权利要求1或2所述的生物传感器,其中,
上述电极是包括导电性高分子以及粘合剂树脂,并且具有彼此平行的一对主表面的板状的电极,
上述电极具有在其厚度方向贯通的多个孔,
上述主表面中的上述孔的开孔率为2％～80％。
4.根据权利要求2或3所述的生物传感器,其中,
上述孔的数量为2000个/cm2以下。
5.根据权利要求2至4中任一项所述的生物传感器,其中,
多个上述孔在上述主表面配置为正方格子状、菱形格子状、或者六边格子状。
6.根据权利要求2至5中任一项所述的生物传感器,其中,
上述孔相对于上述主表面垂直贯通。
7.根据权利要求2至6中任一项所述的生物传感器,其中,
在上述一对主表面的至少一个上述主表面中包括凹部。
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