JP5704696B2 - Biocompatible polymer sensor and manufacturing method thereof - Google Patents

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本発明は、被貼付物に貼付することが可能な生体適合性ポリマーセンサ及びその製造方法に関するものである。   The present invention relates to a biocompatible polymer sensor that can be affixed to an object to be adhered and a method for manufacturing the same.

従来から、下記特許文献１に開示されているように、生体内の蠕動運動を直接的に測定する際に適用可能とすることができる歪センサが公知となっている。   Conventionally, as disclosed in Patent Document 1 below, a strain sensor that can be applied when directly measuring a peristaltic motion in a living body has been known.

特開２００９−１８９７４７号公報JP 2009-189747 A

しかしながら、上記特許文献１の歪みセンサは生体適合性を有しているものの、被対象物に縫いつけて取り付けなければならず、皮膚などに貼り付けて使用することができるものではないだけでなく、電極から上部に通常の配線を取りだす必要があるので、その分厚み方向に大型化していた。   However, although the strain sensor of the above-mentioned Patent Document 1 has biocompatibility, it must be attached by sewing to an object, and not only can be used by being attached to the skin, Since it is necessary to take out a normal wiring from the electrode to the upper part, the size has been increased in the thickness direction accordingly.

そこで、本発明の目的は、皮膚など様々な被貼付物に貼付することが可能であるだけでなく、従来に比べて薄膜化された生体適合性ポリマーセンサ及びその製造方法を提供することである。   Accordingly, an object of the present invention is to provide a biocompatible polymer sensor that is not only capable of being applied to various objects to be applied such as the skin, but also a thin film compared to the conventional one, and a method for manufacturing the same. .

（１） 本発明は、可撓性を有した基板と、前記基板上に形成され、厚さがμｍオーダーの第１の配線と、前記基板上に形成されているとともに、前記第１の配線の少なくとも一部と電気的に接触するように形成され、厚さがμｍオーダーの圧電部材と、前記圧電部材に少なくとも一部が接触するように形成され、厚さがμｍオーダーの第２の配線と、前記圧電部材上に形成され、厚さがμｍオーダーのポリジメチルシロキサンからなるフィルム状部材と、を備えているものである。ここで、μｍオーダーとは、０．５μｍ〜８０μｍ程度の範囲のことをいう。 (1) The present invention provides a flexible substrate, a first wiring formed on the substrate and having a thickness on the order of μm, the first wiring and the first wiring. A piezoelectric member having a thickness of the order of μm and a second wiring having a thickness of the order of μm. And a film-like member made of polydimethylsiloxane having a thickness of the order of μm and formed on the piezoelectric member . Here, the μm order means a range of about 0.5 μm to 80 μm.

上記（１）の構成によれば、少なくとも表面が生体適合性を有したものであるとともに可撓性を有しているので、皮膚などに長時間貼り付けたまま、様々なデータを検出することが可能である。   According to the configuration of (1) above, since at least the surface has biocompatibility and flexibility, various data can be detected while being stuck on the skin for a long time. Is possible.

（２） 上記（１）の生体適合性ポリマーセンサにおいては、前記可撓性を有した基板が、厚さがμｍオーダーのポリジメチルシロキサンからなるフィルム状部材であることが好ましい。ここで、μｍオーダーとは、０．５μｍ〜８０μｍ程度の範囲のことをいう。 (2) In the biocompatible polymer sensor of the above (1), the flexible substrate is preferably a film-like member made of polydimethylsiloxane having a thickness of the order of μm. Here, the μm order means a range of about 0.5 μm to 80 μm.

上記（２）の構成によれば、柔軟性を有した薄膜状のものであるので、皮膚などに長時間貼り付けてもストレスを最小限に抑えることができる。   According to the configuration (2), since it is a thin film having flexibility, stress can be minimized even if it is applied to the skin for a long time.

（３） 上記（１）又は（２）の生体適合性ポリマーセンサにおいては、前記圧電部材が、圧電材料とポリウレタンとを含む複合材料からなるものであってもよい。 (3) In the biocompatible polymer sensor of (1) or (2), the piezoelectric member may be made of a composite material including a piezoelectric material and polyurethane.

上記（３）の構成によれば、透湿性を有したポリウレタンを含む圧電部材とすることができる。したがって、本生体適合性ポリマーセンサを人などの皮膚に貼付した場合に、該皮膚が蒸れることを抑制できる。   According to the configuration of (3) above, a piezoelectric member including polyurethane having moisture permeability can be obtained. Therefore, when this biocompatible polymer sensor is affixed to the skin of a person or the like, the skin can be prevented from being steamed.

（４） 別の観点として、上記（１）又は（２）の生体適合性ポリマーセンサにおいては、前記圧電部材とフィルム状部材との間に、ポリウレタン層が形成されているものであってもよい。 (4) As another aspect, in the biocompatible polymer sensor of (1) or (2), a polyurethane layer may be formed between the piezoelectric member and the film-like member. .

ポリウレタン層は一般的に透湿性を有しているものである。したがって、上記（４）の構成によれば、本生体適合性ポリマーセンサを人などの皮膚に貼付した場合に、該皮膚が蒸れることを抑制できる。   The polyurethane layer generally has moisture permeability. Therefore, according to the structure of said (4), when this biocompatible polymer sensor is affixed on the skin of a person etc., it can suppress that this skin gets steamed.

（５） 本発明の生体適合性ポリマーセンサの製造方法は、上記（１）のポリマー基板の製造方法であって、ジメチルビニル末端ジメチルシロキサン（以下、ＤＳＤＴ（Dimethyl siloxane,Dimethylvinyl-terminated）と表現することがある。）と、テトラメチルテトラビニルシクロテトラシロキサン（以下、ＴＴＣ（Tetrametyhyl tetravinyl
cyclotetrasiloxane）と表現することがある。）とを１０：１〜９：２で混合した後に、トルエン、ジエチルエーテル、テトラヒドロフラン、又は、酢酸エチルを加えて得た溶液を用いて、インクジェット方式の印刷によって、前記フィルム状部材を形成する工程を有しているものである。 (5) The method for producing a biocompatible polymer sensor of the present invention is a method for producing a polymer substrate according to (1) above, which is expressed as dimethylvinyl-terminated dimethylsiloxane (hereinafter referred to as DSDT (Dimethylsiloxane, Dimethylvinyl-terminated)). And tetramethyltetravinylcyclotetrasiloxane (hereinafter referred to as TTC (Tetrametyhyl tetravinyl).
cyclotetrasiloxane). ) And 10: 1 to 9: 2 and then forming the film-like member by ink jet printing using a solution obtained by adding toluene, diethyl ether, tetrahydrofuran, or ethyl acetate. It is what has.

（６） 別の観点として、本発明の生体適合性ポリマーセンサの製造方法は、上記（１）のポリマー基板の製造方法であって、ポリフッ化ビニリデン（以下、ＰＶＤＦ（PolyVinylidene
DiFluoride）と表現することがある。）にＮ，Ｎ−ジメチルホルムアミド、テトラヒドロフラン、又は、アセトンを加えて得た溶液を用いて、インクジェット方式の印刷によって、前記圧電部材を形成する工程を有しているものであってもよい。 (6) As another aspect, the method for producing a biocompatible polymer sensor of the present invention is a method for producing a polymer substrate according to the above (1), which includes polyvinylidene fluoride (hereinafter referred to as PVDF (PolyVinylidene).
DiFluoride). ) And N, N-dimethylformamide, tetrahydrofuran, or acetone. A solution obtained by adding acetone may be used to form the piezoelectric member by inkjet printing.

上記（５）又は（６）の構成によれば、容易に薄膜状のポリマー基板を製造することができる。特に、上記（５）の構成によれば、表面に生体適合性を有した薄膜を備えたポリマー基板を容易に製造することができる。   According to the configuration of (5) or (6), a thin film polymer substrate can be easily produced. In particular, according to the configuration of (5) above, a polymer substrate having a thin film having biocompatibility on the surface can be easily produced.

本発明の第１実施形態に係る生体適合性ポリマーセンサを示した概略図であって、（ａ）が上視図、（ｂ）が（ａ）のＡ−Ａ断面図である。It is the schematic which showed the biocompatible polymer sensor which concerns on 1st Embodiment of this invention, (a) is a top view, (b) is AA sectional drawing of (a). 本発明の第２実施形態に係る生体適合性ポリマーセンサを示した側面概略図であって、（ａ）が上視図、（ｂ）が（ａ）のＢ−Ｂ断面図である。It is the side surface schematic diagram which showed the biocompatible polymer sensor which concerns on 2nd Embodiment of this invention, (a) is a top view, (b) is BB sectional drawing of (a). 本発明の第３実施形態に係る生体適合性ポリマーセンサを示した側面概略図であって、（ａ）が上視図、（ｂ）が（ａ）のＣ−Ｃ断面図である。It is the side surface schematic diagram which showed the biocompatible polymer sensor which concerns on 3rd Embodiment of this invention, Comprising: (a) is a top view, (b) is CC sectional drawing of (a). 本発明の第４実施形態に係る生体適合性ポリマーセンサを示した側面概略図であって、（ａ）が上視図、（ｂ）が（ａ）のＤ−Ｄ断面図である。It is the side surface schematic diagram which showed the biocompatible polymer sensor which concerns on 4th Embodiment of this invention, Comprising: (a) is a top view, (b) is DD sectional drawing of (a).

＜第１実施形態＞
以下、図１を用いて、本発明の第１実施形態に係る生体適合性ポリマーセンサについて説明する。 <First Embodiment>
Hereinafter, the biocompatible polymer sensor according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIG.

生体適合性ポリマーセンサ１００は、基板１０と、基板１０の表面に形成された一対の配線１１、１２（第１の配線及び第２の配線）と、配線１１、１２の一部を被覆するように基板上に形成された圧電部材１３と、圧電部材１３を被覆するように設けられたフィルム状部材１４と、を備えているものである。   The biocompatible polymer sensor 100 covers the substrate 10, a pair of wires 11 and 12 (first wire and second wire) formed on the surface of the substrate 10, and a part of the wires 11 and 12. The piezoelectric member 13 formed on the substrate and the film-like member 14 provided so as to cover the piezoelectric member 13 are provided.

基板１０は、ＰＤＭＳ又はＰＩ（ポリイミド）などの柔軟性を有した樹脂からなるものであり、０．５μｍ程度以上（０．５μｍ〜３．０μｍであることが好ましい。）の厚さを有したものである。なお、基板１０にＰＤＭＳを用いる場合には、人の皮膚に長時間貼付できる程度の粘着性を有しているＰＤＭＳを選択してもよい。これにより、長時間連続して生体データを取得することが可能である。   The substrate 10 is made of a flexible resin such as PDMS or PI (polyimide), and has a thickness of about 0.5 μm or more (preferably 0.5 μm to 3.0 μm). Is. In addition, when using PDMS for the board | substrate 10, you may select PDMS which has the adhesiveness which can be affixed on a human skin for a long time. Thereby, it is possible to acquire biometric data continuously for a long time.

配線１１、１２は、金属又は合金などの導電層からなり、０．３μｍ〜７０μｍ（スパッタ法では、０．３μｍ〜０．９μｍが好ましい。）程度の厚さを有したものである。なお、配線１１、１２のそれぞれの一端部には、外部と電気的に接続しやすいように、電極パッドが形成されている。   The wirings 11 and 12 are made of a conductive layer such as a metal or an alloy, and have a thickness of about 0.3 μm to 70 μm (preferably 0.3 μm to 0.9 μm in the sputtering method). An electrode pad is formed at one end of each of the wirings 11 and 12 so as to be easily electrically connected to the outside.

圧電部材１３は、ＰＶＤＦなどの圧電材料からなる層であり、０．５μｍ程度以上（０．５μｍ〜３．０μｍであることが好ましい。）の厚さを有したものである。   The piezoelectric member 13 is a layer made of a piezoelectric material such as PVDF, and has a thickness of about 0.5 μm or more (preferably 0.5 μm to 3.0 μm).

フィルム状部材１４は、ＰＤＭＳなどの柔軟性を有した樹脂からなりものであり、０．５μｍ程度以上（０．５μｍ〜３．０μｍであることが好ましい。）の厚さを有したものである。また、フィルム状部材１４は、圧電部材１３の保護部材としての機能を併せ持っている。   The film-like member 14 is made of a flexible resin such as PDMS, and has a thickness of about 0.5 μm or more (preferably 0.5 μm to 3.0 μm). . The film-like member 14 also has a function as a protective member for the piezoelectric member 13.

次に、生体適合性ポリマーセンサ１００の製造方法の一例について説明する。まず、基板１０に、スパッタリング法、蒸着法、又は、インクジェット方式の印刷などによって、配線１１、１２を形成する。続いて、予め、ＰＶＤＦに、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド、テトラヒドロフラン、又は、アセトンを加えて得た溶液を作成しておき、基板１０上において配線１１、１２の一部を被覆するように、該溶液を塗布する又は該溶液をインク代わりに用いたインクジェット方式による印刷を行う。その後、乾燥させ、ＰＶＤＦからなる圧電部材１３を形成する。続いて、予め、ＤＳＤＴとＤＤＴとを１０：１〜９：２で混合して得たＰＤＭＳに、トルエン、ジエチルエーテル、テトラヒドロフラン、又は、酢酸エチルを加えて得た溶液を作成しておき、該溶液をインク代わりに用いたインクジェット方式の印刷又は塗布などによって、配線１１の側部及び圧電部材１３を被覆する。その後、乾燥させ、ＰＤＭＳからなるフィルム状部材１４を形成する。これら一連の工程により、生体適合性ポリマーセンサ１００は完成する。   Next, an example of a method for manufacturing the biocompatible polymer sensor 100 will be described. First, the wirings 11 and 12 are formed on the substrate 10 by sputtering, vapor deposition, ink jet printing, or the like. Subsequently, a solution obtained by adding N, N-dimethylformamide, tetrahydrofuran, or acetone to PVDF in advance is prepared, and the wirings 11 and 12 are partially covered on the substrate 10 so as to cover the part. A solution is applied or printing is performed by an ink jet method using the solution instead of ink. Thereafter, drying is performed to form the piezoelectric member 13 made of PVDF. Subsequently, a solution obtained by adding toluene, diethyl ether, tetrahydrofuran, or ethyl acetate to PDMS obtained by mixing DSDT and DDT in a ratio of 10: 1 to 9: 2 in advance was prepared. The side portion of the wiring 11 and the piezoelectric member 13 are covered by ink jet printing or application using a solution instead of ink. Thereafter, the film-like member 14 made of PDMS is formed by drying. The biocompatible polymer sensor 100 is completed through these series of steps.

本実施形態によれば、基板１０が生体適合性を有した可撓性のあるものであるので、皮膚などに長時間貼り付けたまま、生体データを検出することが可能である。また、生体適合性ポリマーセンサ１００が薄膜状であるとともに全体に柔軟性があるので、曲部への貼付にも対応できるとともに、皮膚などに長時間貼り付けてもストレスを最小限に抑えることができる。   According to the present embodiment, since the substrate 10 is biocompatible and flexible, it is possible to detect biometric data while being attached to the skin for a long time. In addition, since the biocompatible polymer sensor 100 is thin and flexible as a whole, the biocompatible polymer sensor 100 can be applied to a curved portion and can minimize stress even if it is applied to the skin for a long time. it can.

＜第２実施形態＞
次に、図２を用いて、本発明の第２実施形態に係る生体適合性ポリマーセンサについて説明する。なお、本実施形態における符号２０の部位は、第１実施形態における符号１０の部位と同様のものであるので、説明を省略することがある。また、本実施形態における符号２１〜２４の部位は、順に、第１実施形態における符号１１〜１４の部位と同様の材料を用いているので、該材料の説明を省略することがある。 Second Embodiment
Next, a biocompatible polymer sensor according to a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. In addition, since the site | part of the code | symbol 20 in this embodiment is the same as the site | part of the code | symbol 10 in 1st Embodiment, description may be abbreviate | omitted. Moreover, since the site | part of the codes | symbols 21-24 in this embodiment uses the material similar to the site | parts of the codes | symbols 11-14 in 1st Embodiment in order, description of this material may be abbreviate | omitted.

生体適合性ポリマーセンサ２００は、配線２１（第１の配線）が圧電部材２３の下部において電気的に接続されるように形成され、配線２２（第２の配線）が、圧電部材２３の上部及び側部において電気的に接続されるように且つ配線２１と略一直線上に配設されるように形成されている点、フィルム状部材２４が圧電部材２３及び配線２２の一部を保護するように被覆している点で、第１実施形態における生体適合性ポリマーセンサ１００と異なっている。   The biocompatible polymer sensor 200 is formed so that the wiring 21 (first wiring) is electrically connected to the lower part of the piezoelectric member 23, and the wiring 22 (second wiring) is connected to the upper part of the piezoelectric member 23 and the piezoelectric member 23. The film-like member 24 protects a part of the piezoelectric member 23 and the wiring 22 in that the film-like member 24 is formed so as to be electrically connected to the side and arranged substantially in line with the wiring 21. It differs from the biocompatible polymer sensor 100 in the first embodiment in that it is covered.

次に、生体適合性ポリマーセンサ２００の製造方法の一例について説明する。まず、基板２０に、スパッタリング法、蒸着法、又は、インクジェット方式の印刷などによって、配線２１を形成する。続いて、予め、ＰＶＤＦに、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド、テトラヒドロフラン、又は、アセトンを加えて得た溶液を作成しておき、基板２０上において配線２１の一部を被覆するように、該溶液を塗布する又は該溶液をインク代わりに用いたインクジェット方式による印刷を行う。その後、乾燥させ、ＰＶＤＦからなる圧電部材２３を形成する。続いて、スパッタリング法、蒸着法、又は、インクジェット方式の印刷などによって、基板２０上から圧電部材２３上にかけて配線２２を形成する。続いて、予め、ＤＳＤＴとＤＤＴとを１０：１〜９：２で混合して得たＰＤＭＳに、トルエン、ジエチルエーテル、テトラヒドロフラン、又は、酢酸エチルを加えて得た溶液を作成しておき、該溶液をインク代わりに用いたインクジェット方式の印刷又は塗布などによって、圧電部材２３及び圧電部材２３上に配設されている配線２２の一部を被覆する。その後、乾燥させ、ＰＤＭＳからなるフィルム状部材２４を形成する。これら一連の工程により、生体適合性ポリマーセンサ２００は完成する。   Next, an example of a method for manufacturing the biocompatible polymer sensor 200 will be described. First, the wiring 21 is formed on the substrate 20 by sputtering, vapor deposition, ink jet printing, or the like. Subsequently, a solution obtained by adding N, N-dimethylformamide, tetrahydrofuran, or acetone to PVDF in advance is prepared, and the solution is applied so as to cover a part of the wiring 21 on the substrate 20. Application or printing by an ink jet method using the solution instead of ink is performed. Then, it is dried to form a piezoelectric member 23 made of PVDF. Subsequently, the wiring 22 is formed from the substrate 20 to the piezoelectric member 23 by sputtering, vapor deposition, ink jet printing, or the like. Subsequently, a solution obtained by adding toluene, diethyl ether, tetrahydrofuran, or ethyl acetate to PDMS obtained by mixing DSDT and DDT in a ratio of 10: 1 to 9: 2 in advance was prepared. The piezoelectric member 23 and a part of the wiring 22 disposed on the piezoelectric member 23 are covered by ink jet printing or application using a solution instead of ink. Thereafter, the film-like member 24 made of PDMS is formed by drying. The biocompatible polymer sensor 200 is completed through these series of steps.

本実施形態によれば、第１実施形態と同様の作用効果を奏することができる。また、外部との電気的な接続について、第１実施形態とは異なる方向にとることができる。   According to this embodiment, the same operational effects as those of the first embodiment can be achieved. Further, the electrical connection with the outside can be taken in a different direction from the first embodiment.

＜第３実施形態＞
次に、図３を用いて、本発明の第３実施形態に係る生体適合性ポリマーセンサについて説明する。なお、本実施形態における符号３０〜３３の部位は、順に、第１実施形態における符号１０〜１３の部位と同様のものであるので、説明を省略することがある。また、本実施形態における符号３４の部位は、第１実施形態における符号１４の部位と同様の材料を用いているので、該材料の説明を省略することがある。 <Third Embodiment>
Next, a biocompatible polymer sensor according to a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. In addition, since the site | parts 30-33 in this embodiment are the same as the site | parts 10-13 in 1st Embodiment in order, description may be abbreviate | omitted. Moreover, since the part of the code | symbol 34 in this embodiment uses the material similar to the part of the code | symbol 14 in 1st Embodiment, description of this material may be abbreviate | omitted.

生体適合性ポリマーセンサ３００は、主に、圧電部材３３とフィルム状部材３４との間にポリウレタン層３５が形成されている点で、第１実施形態における生体適合性ポリマーセンサ１００と異なっている。   The biocompatible polymer sensor 300 is different from the biocompatible polymer sensor 100 in the first embodiment mainly in that a polyurethane layer 35 is formed between the piezoelectric member 33 and the film-like member 34.

次に、生体適合性ポリマーセンサ３００の製造方法の一例について説明する。まず、基板３０に、スパッタリング法、蒸着法、又は、インクジェット方式の印刷などによって、配線３１、３２を形成する。続いて、予め、ＰＶＤＦに、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド、テトラヒドロフラン、又は、アセトンを加えて得た溶液を作成しておき、基板３０上において配線３１、３２の一部を被覆するように、該溶液を塗布する又は該溶液をインク代わりに用いたインクジェット方式による印刷を行う。その後、乾燥させ、ＰＶＤＦからなる圧電部材３３を形成する。続いて、予め、ポリウレタンに、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド、テトラヒドロフラン、又は、アセトンを加えて得た溶液を作成しておき、圧電部材３３を被覆するように、該溶液を塗布する又は該溶液をインク代わりに用いたインクジェット方式による印刷を行う。その後、乾燥させ、ポリウレタン層３５を形成する。続いて、予め、ＤＳＤＴとＤＤＴとを１０：１〜９：２で混合して得たＰＤＭＳに、トルエン、ジエチルエーテル、テトラヒドロフラン、又は、酢酸エチルを加えて得た溶液を作成しておき、該溶液をインク代わりに用いたインクジェット方式の印刷又は塗布などによって、配線３１、圧電部材３３の側部及びポリウレタン層３５を被覆する。その後、乾燥させ、ＰＤＭＳからなるフィルム状部材３４を形成する。これら一連の工程により、生体適合性ポリマーセンサ３００は完成する。   Next, an example of a method for manufacturing the biocompatible polymer sensor 300 will be described. First, the wirings 31 and 32 are formed on the substrate 30 by sputtering, vapor deposition, ink jet printing, or the like. Subsequently, a solution obtained by adding N, N-dimethylformamide, tetrahydrofuran, or acetone to PVDF in advance is prepared, and the wirings 31 and 32 are partially covered on the substrate 30 so as to cover the part. A solution is applied or printing is performed by an ink jet method using the solution instead of ink. Then, it is dried to form a piezoelectric member 33 made of PVDF. Subsequently, a solution obtained by adding N, N-dimethylformamide, tetrahydrofuran, or acetone to polyurethane in advance is prepared, and the solution is applied or coated so as to cover the piezoelectric member 33. Printing is performed by an ink jet method used instead of ink. Thereafter, the polyurethane layer 35 is formed by drying. Subsequently, a solution obtained by adding toluene, diethyl ether, tetrahydrofuran, or ethyl acetate to PDMS obtained by mixing DSDT and DDT in a ratio of 10: 1 to 9: 2 in advance was prepared. The wiring 31, the side portions of the piezoelectric member 33, and the polyurethane layer 35 are covered by ink jet printing or application using a solution instead of ink. Thereafter, the film-like member 34 made of PDMS is formed by drying. The biocompatible polymer sensor 300 is completed through these series of steps.

本実施形態によれば、第１実施形態と同様の作用効果を奏することができる。また、透湿性を有しているポリウレタン層３５によって、生体適合性ポリマーセンサ３００を人などの皮膚に貼付した場合に、該皮膚が蒸れることを抑制できる。   According to this embodiment, the same operational effects as those of the first embodiment can be achieved. Moreover, when the biocompatible polymer sensor 300 is affixed to the skin of a human or the like, the skin can be prevented from being steamed by the polyurethane layer 35 having moisture permeability.

＜第４実施形態＞
次に、図４を用いて、本発明の第４実施形態に係る生体適合性ポリマーセンサについて説明する。なお、本実施形態における符号４０の部位は、第１実施形態における符号１０の部位と同様のものであるので、説明を省略することがある。また、本実施形態における符号４１〜４４の部位は、順に、第１実施形態における符号１１〜１４の部位と同様の材料を用いているので、該材料の説明を省略することがある。 <Fourth embodiment>
Next, a biocompatible polymer sensor according to a fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. In addition, since the part of the code | symbol 40 in this embodiment is the same as the part of the code | symbol 10 in 1st Embodiment, description may be abbreviate | omitted. Moreover, since the site | part of the codes | symbols 41-44 in this embodiment uses the material similar to the site | parts of the codes | symbols 11-14 in 1st Embodiment in order, description of this material may be abbreviate | omitted.

生体適合性ポリマーセンサ４００は、主に、（１）配線４１が圧電部材４３の下部において電気的に接続されるように形成され、配線４２が、圧電部材４３の上部及び側部において電気的に接続されるように且つ配線４１と略一直線上に配設されるように形成されている点、（２）ポリウレタン層４５が圧電部材４３とフィルム状部材４４との間に形成されている点、（３）フィルム状部材４４がポリウレタン層４５及び配線４２の一部を保護するように被覆している点で、第１実施形態における生体適合性ポリマーセンサ１００と異なっている。   The biocompatible polymer sensor 400 is mainly formed such that (1) the wiring 41 is electrically connected to the lower portion of the piezoelectric member 43, and the wiring 42 is electrically connected to the upper and side portions of the piezoelectric member 43. (2) The point that the polyurethane layer 45 is formed between the piezoelectric member 43 and the film-like member 44, so as to be connected and disposed substantially in line with the wiring 41. (3) It differs from the biocompatible polymer sensor 100 in the first embodiment in that the film-like member 44 covers the polyurethane layer 45 and a part of the wiring 42 so as to protect them.

次に、生体適合性ポリマーセンサ４００の製造方法の一例について説明する。まず、基板４０に、スパッタリング法、蒸着法、又は、インクジェット方式の印刷などによって、配線４１を形成する。続いて、予め、ＰＶＤＦに、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド、テトラヒドロフラン、又は、アセトンを加えて得た溶液を作成しておき、基板４０上において配線４１の一部を被覆するように、該溶液を塗布する又は該溶液をインク代わりに用いたインクジェット方式による印刷を行う。その後、乾燥させ、ＰＶＤＦからなる圧電部材４３を形成する。続いて、スパッタリング法、蒸着法、又は、インクジェット方式の印刷などによって、基板４０上から圧電部材４３上にかけて配線４２を形成する。続いて、予め、ポリウレタンに、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド、テトラヒドロフラン、又は、アセトンを加えて得た溶液を作成しておき、圧電部材４３を被覆するように、該溶液を塗布する又は該溶液をインク代わりに用いたインクジェット方式による印刷を行う。その後、乾燥させ、ポリウレタン層４５を形成する。続いて、予め、ＤＳＤＴとＤＤＴとを１０：１〜９：２で混合して得たＰＤＭＳに、トルエン、ジエチルエーテル、テトラヒドロフラン、又は、酢酸エチルを加えて得た溶液を作成しておき、該溶液をインク代わりに用いたインクジェット方式の印刷又は塗布などによって、配線４２の一部及びポリウレタン層４５を被覆する。その後、乾燥させ、ＰＤＭＳからなるフィルム状部材４４を形成する。これら一連の工程により、生体適合性ポリマーセンサ４００は完成する。   Next, an example of a method for manufacturing the biocompatible polymer sensor 400 will be described. First, the wiring 41 is formed on the substrate 40 by sputtering, vapor deposition, inkjet printing, or the like. Subsequently, a solution obtained by adding N, N-dimethylformamide, tetrahydrofuran, or acetone to PVDF in advance is prepared, and the solution is applied so that a part of the wiring 41 is covered on the substrate 40. Application or printing by an ink jet method using the solution instead of ink is performed. Then, it is dried to form a piezoelectric member 43 made of PVDF. Subsequently, the wiring 42 is formed from the substrate 40 to the piezoelectric member 43 by sputtering, vapor deposition, ink jet printing, or the like. Subsequently, a solution obtained by adding N, N-dimethylformamide, tetrahydrofuran, or acetone to polyurethane is prepared in advance, and the solution is applied or coated so as to cover the piezoelectric member 43. Printing is performed by an ink jet method used instead of ink. Thereafter, the polyurethane layer 45 is formed by drying. Subsequently, a solution obtained by adding toluene, diethyl ether, tetrahydrofuran, or ethyl acetate to PDMS obtained by mixing DSDT and DDT in a ratio of 10: 1 to 9: 2 in advance was prepared. A part of the wiring 42 and the polyurethane layer 45 are covered by ink-jet printing or application using a solution instead of ink. Thereafter, the film-like member 44 made of PDMS is formed by drying. The biocompatible polymer sensor 400 is completed through these series of steps.

本実施形態によれば、第１実施形態と同様の作用効果を奏することができる。また、透湿性を有しているポリウレタン層４５によって、生体適合性ポリマーセンサ４００を人などの皮膚に貼付した場合に、該皮膚が蒸れることを抑制できる。また、外部との電気的な接続について、第１実施形態とは異なる方向にとることができる。   According to this embodiment, the same operational effects as those of the first embodiment can be achieved. Moreover, when the biocompatible polymer sensor 400 is affixed to the skin of a human or the like, the skin can be prevented from being steamed by the polyurethane layer 45 having moisture permeability. Further, the electrical connection with the outside can be taken in a different direction from the first embodiment.

＜変形例＞
なお、本発明は上記実施形態及び実施例に限定されるものではなく、本発明の趣旨に基づいて種々の変形が可能であり、これらを本発明の範囲から排除するものではない。例えば、上記第１〜４実施形態における圧電部材は、ＰＶＤＦからなるものであるが、この代わりに、ＰＶＤＦとポリウレタンとの複合材料を用いてもよい。なお、該複合材料は、ＰＶＤＦとポリウレタンとを混合した後、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド、テトラヒドロフラン、又は、アセトンを加えて得た溶液を、目的の箇所に、インク代わりに用いたインクジェット方式の印刷又は塗布などした後、乾燥させることによって得ることができる。 <Modification>
In addition, this invention is not limited to the said embodiment and Example, A various deformation | transformation is possible based on the meaning of this invention, and these are not excluded from the scope of the present invention. For example, although the piezoelectric member in the first to fourth embodiments is made of PVDF, a composite material of PVDF and polyurethane may be used instead. The composite material is an inkjet printing method in which a solution obtained by adding N, N-dimethylformamide, tetrahydrofuran, or acetone after mixing PVDF and polyurethane is used in place of the ink at a target location. Or it can obtain by making it dry after apply | coating.

１０、２０、３０、４０ 基板
１１、１２、２１、２２、３１、３２、４１、４２ 配線
１３、２３、３３、４３ 圧電部材
１４、２４、３４、４４ フィルム状部材
３５、４５ ポリウレタン層
１００、２００、３００、４００ 生体適合性ポリマーセンサ 10, 20, 30, 40 Substrate 11, 12, 21, 22, 31, 32, 41, 42 Wiring 13, 23, 33, 43 Piezoelectric member 14, 24, 34, 44 Film member 35, 45 Polyurethane layer 100, 200, 300, 400 Biocompatible polymer sensor

Claims (6)

可撓性を有した基板と、
前記基板上に形成され、厚さがμｍオーダーの第１の配線と、
前記基板上に形成されているとともに、前記第１の配線の少なくとも一部と電気的に接触するように形成され、厚さがμｍオーダーの圧電部材と、
前記圧電部材に少なくとも一部が接触するように形成され、厚さがμｍオーダーの第２の配線と、
前記圧電部材上に形成され、厚さがμｍオーダーのポリジメチルシロキサンからなるフィルム状部材と、を備えていることを特徴とする生体適合性ポリマーセンサ。 A flexible substrate;
A first wiring formed on the substrate and having a thickness on the order of μm;
A piezoelectric member formed on the substrate and formed in electrical contact with at least a part of the first wiring;
A second wiring having a thickness of the order of μm, formed so as to be at least partially in contact with the piezoelectric member;
A biocompatible polymer sensor, comprising: a film-like member made of polydimethylsiloxane having a thickness of the order of μm formed on the piezoelectric member . 前記可撓性を有した基板が、厚さがμｍオーダーのポリジメチルシロキサンからなるフィルム状部材であることを特徴とする請求項１に記載の生体適合性ポリマーセンサ。   The biocompatible polymer sensor according to claim 1, wherein the flexible substrate is a film-like member made of polydimethylsiloxane having a thickness of the order of μm. 前記圧電部材が、圧電材料とポリウレタンとを含む複合材料からなるものであることを特徴とする請求項１又は２に記載の生体適合性ポリマーセンサ。   The biocompatible polymer sensor according to claim 1 or 2, wherein the piezoelectric member is made of a composite material including a piezoelectric material and polyurethane. 前記圧電部材とフィルム状部材との間に、ポリウレタン層が形成されていることを特徴とする請求項１又は２に記載の生体適合性ポリマーセンサ。   The biocompatible polymer sensor according to claim 1, wherein a polyurethane layer is formed between the piezoelectric member and the film-like member. 請求項１に記載の生体適合性ポリマーセンサの製造方法であって、
ジメチルビニル末端ジメチルシロキサンと、テトラメチルテトラビニルシクロテトラシロキサンとを１０：１〜９：２で混合した後に、トルエン、ジエチルエーテル、テトラヒドロフラン、又は、酢酸エチルを加えて得た溶液を用いて、インクジェット方式の印刷によって、前記フィルム状部材を形成する工程を有していることを特徴とする生体適合性ポリマーセンサの製造方法。 A method for producing a biocompatible polymer sensor according to claim 1,
After mixing dimethylvinyl-terminated dimethylsiloxane and tetramethyltetravinylcyclotetrasiloxane at 10: 1 to 9: 2, using a solution obtained by adding toluene, diethyl ether, tetrahydrofuran, or ethyl acetate, inkjet A method for producing a biocompatible polymer sensor, comprising the step of forming the film-like member by printing of a method. 請求項１に記載の生体適合性ポリマーセンサの製造方法であって、
ポリフッ化ビニリデン、又は、ポリフッ化ビニリデンとポリウレタンとの混合物に、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド、テトラヒドロフラン、又は、アセトンを加えて得た溶液を用いて、インクジェット方式の印刷によって、前記圧電部材を形成する工程を有していることを特徴とする生体適合性ポリマーセンサの製造方法。
A method for producing a biocompatible polymer sensor according to claim 1,
The piezoelectric member is formed by inkjet printing using a solution obtained by adding N, N-dimethylformamide, tetrahydrofuran, or acetone to polyvinylidene fluoride or a mixture of polyvinylidene fluoride and polyurethane. The manufacturing method of the biocompatible polymer sensor characterized by having a process.
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