WO2020196097A1 - 貼付型生体センサ - Google Patents

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WO2020196097A1
WO2020196097A1 PCT/JP2020/011725 JP2020011725W WO2020196097A1 WO 2020196097 A1 WO2020196097 A1 WO 2020196097A1 JP 2020011725 W JP2020011725 W JP 2020011725W WO 2020196097 A1 WO2020196097 A1 WO 2020196097A1
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WO
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sensitive adhesive
base material
pressure
adhesive layer
stick
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Application number
PCT/JP2020/011725
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English (en)
French (fr)
Inventor
良太 増田
Original Assignee
日東電工株式会社
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Publication date
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Priority to US17/442,030 priority patent/US11678828B2/en
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
    • A61B5/6832—Means for maintaining contact with the body using adhesives
    • A61B5/6833—Adhesive patches
    • 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
    • A61B5/257—Means for maintaining electrode contact with the body using adhesive means, e.g. adhesive pads or tapes
    • 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]

Definitions

  • the present invention relates to a stick-on biosensor.
  • biosensor using a biocompatible polymer substrate including a plate-shaped first polymer layer, a plate-shaped second polymer layer, an electrode, and a data acquisition module (see, for example, Patent Document 1). ).
  • the biosensor measures various biometric information such as electrocardiographic waveforms and brain waves while it is attached to the living body. If wrinkles are formed on the skin while measuring biological information with a biological sensor, the electrodes may peel off from the biological body and a gap may be created, which may cause noise, for example, to provide good biological information. It may be difficult to obtain.
  • the stick-on biosensor is provided with a pressure-sensitive adhesive layer and an electrode portion having a sticking surface to be stuck to a subject, and a base material layer provided on the opposite surface of the sticking surface of the pressure-sensitive adhesive layer. And an electronic device provided on the base material layer and processing a biological signal acquired via the electrode portion.
  • the flexural rigidity of the structure including the pressure-sensitive adhesive layer, the electrode portion, and the base material layer is 0.010 [MPa ⁇ mm 3 / mm] or more.
  • the adhesive force with which the electrode portion adheres to the subject is greater than 0.6 [N / cm 2 ] and less than 5.0 [N / cm 2 ].
  • the stick-on biosensor is a base material provided so as to overlap a pressure-sensitive adhesive layer and an electrode portion having a stick-on surface to be attached to a subject on the opposite surface of the stick-on surface of the pressure-sensitive adhesive layer.
  • a structure including a layer and an electronic device provided on the base material layer and processing a biological signal acquired via the electrode portion, including the pressure-sensitive adhesive layer, the electrode portion, and the base material layer.
  • the bending rigidity of the body is 0.034 [MPa ⁇ mm 3 / mm] or more, and the adhesive force with which the electrode portion adheres to the subject is 1.3 [N / cm 2 ] or more.
  • FIG. 1 It is an exploded view which shows the sticking type biological sensor 100 of embodiment. It is a figure which shows the cross section of the completed state corresponding to the cross section of AA of FIG. It is a figure which shows the circuit structure of the sticking type biosensor 100. It is a figure which shows the evaluation result in a plurality of samples. It is a figure which shows the evaluation result in a plurality of samples. It is a figure which shows the evaluation result in a plurality of samples. It is a figure explaining the evaluation method of the baseline variation. It is a figure explaining the evaluation method of the baseline variation. It is a graph which summarized the evaluation result of FIGS. 4A to 4C. It is a graph which summarized the evaluation result of FIGS. 4A to 4C.
  • FIG. 1 is an exploded view showing the stick-on biosensor 100 of the embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram showing a cross section in a completed state corresponding to the cross section taken along the line AA of FIG.
  • the stick-on biosensor 100 includes a pressure-sensitive adhesive layer 110, a base material layer 120, a circuit unit 130, a substrate 135, a probe 140, a fixing tape 145, an electronic device 150, a battery 160, and a cover 170 as main components. ..
  • the pressure-sensitive adhesive layer 110, the base material layer 120, the probe 140, and the probe portion 143 constitute the structure 101 (see FIG. 2).
  • the XYZ coordinate system will be defined and explained.
  • the negative side of the Z axis is referred to as the lower side or the lower side
  • the positive side of the Z axis is referred to as the upper side or the upper side, but does not represent a universal hierarchical relationship.
  • a stick-on biosensor 100 that is brought into contact with a living body as a subject to measure biological information
  • the living body means a human body and an organism other than the human body, and is attached to the skin, scalp, forehead, or the like.
  • each member constituting the stick-on biosensor 100 will be described.
  • the electrode in contact with the living body as a subject will be referred to as a probe 140
  • the region in which the probe 140 is formed will be referred to as a probe portion 143
  • a fixing tape 145 will be used as an example of the joint portion.
  • the probe portion 143 is an example of an electrode portion.
  • the stick-on biosensor 100 is a sheet-like member having a substantially elliptical shape in a plan view.
  • the upper surface side opposite to the lower surface (the surface on the ⁇ Z direction side) to be attached to the skin 10 of the living body is covered with the cover 170.
  • the lower surface of the stick-on biosensor 100 is a stick-on surface.
  • the circuit unit 130 and the substrate 135 are mounted on the upper surface of the substrate layer 120. Further, the probe 140 is provided so as to be embedded in the pressure-sensitive adhesive layer 110 so as to be exposed from the lower surface 112 of the pressure-sensitive adhesive layer 110.
  • the lower surface 112 is a sticking surface of the sticking type biosensor 100.
  • the pressure-sensitive adhesive layer 110 is a flat-plate adhesive layer.
  • the pressure-sensitive adhesive layer 110 has a longitudinal direction in the X-axis direction and a lateral direction in the Y-axis direction.
  • the pressure-sensitive adhesive layer 110 is supported by the base material layer 120 and is attached to the lower surface 121 of the base material layer 120.
  • the pressure-sensitive adhesive layer 110 has an upper surface 111 and a lower surface 112.
  • the upper surface 111 and the lower surface 112 are flat surfaces.
  • the pressure-sensitive adhesive layer 110 is a layer in which the stick-on biosensor 100 comes into contact with the living body. Since the lower surface 112 has adhesiveness, it can be attached to the skin 10 of a living body.
  • the lower surface 112 is the lower surface of the stickable biological sensor 100, and can be attached to the surface of the living body such as the skin 10.
  • the pressure-sensitive adhesive layer 110 has a through hole 113.
  • the through hole 113 has the same size and position as the through hole 123 of the base material layer 120 in a plan view, and communicates with the through hole 123.
  • the material of the pressure-sensitive adhesive layer 110 is not particularly limited as long as it is a material having adhesiveness, and examples thereof include a material having biocompatibility.
  • Examples of the material of the pressure-sensitive adhesive layer 110 include an acrylic pressure-sensitive adhesive and a silicone-based pressure-sensitive adhesive. Acrylic pressure-sensitive adhesives are preferable.
  • Acrylic pressure-sensitive adhesive contains acrylic polymer as the main component.
  • Acrylic polymer is a pressure-sensitive adhesive component.
  • the acrylic polymer contains a (meth) acrylic acid ester such as isononyl acrylate and methoxyethyl acrylate as a main component, and a monomer component copolymerizing with a (meth) acrylic acid ester such as acrylic acid as an optional component.
  • a polymer obtained by polymerizing the above can be used.
  • the content of the main component in the monomer component is 70% by mass to 99% by mass, and the content of the optional component in the monomer component is 1% by mass to 30% by mass.
  • the acrylic polymer for example, the (meth) acrylic acid ester-based polymer described in JP-A-2003-342541 can be used.
  • the acrylic pressure-sensitive adhesive preferably further contains a carboxylic acid ester.
  • the carboxylic acid ester contained in the acrylic pressure-sensitive adhesive is a pressure-sensitive adhesive force adjusting agent that reduces the pressure-sensitive adhesive force of the acrylic polymer and adjusts the pressure-sensitive adhesive force of the pressure-sensitive adhesive layer 110.
  • the carboxylic acid ester is a carboxylic acid ester compatible with an acrylic polymer.
  • the carboxylic acid ester is a trifatty acid glyceryl as an example.
  • the content ratio of the carboxylic acid ester is preferably 30 parts by mass to 100 parts by mass, and more preferably 50 parts by mass to 70 parts by mass or less with respect to 100 parts by mass of the acrylic polymer.
  • the acrylic pressure-sensitive adhesive may contain a cross-linking agent, if necessary.
  • the cross-linking agent is a cross-linking component that cross-links the acrylic polymer.
  • examples of the cross-linking agent include polyisocyanate compounds, epoxy compounds, melamine compounds, peroxide compounds, urea compounds, metal alkoxide compounds, metal chelate compounds, metal salt compounds, carbodiimide compounds, oxazoline compounds, aziridine compounds, amine compounds and the like. .. These cross-linking agents may be used alone or in combination.
  • the cross-linking agent is preferably a polyisocyanate compound (polyfunctional isocyanate compound).
  • the content of the cross-linking agent is preferably, for example, 0.001 part by mass to 10 parts by mass, and more preferably 0.01 part by mass to 1 part by mass with respect to 100 parts by mass of the acrylic polymer.
  • the pressure-sensitive adhesive layer 110 preferably has excellent biocompatibility.
  • the keratin peeling area ratio is preferably 0% to 50%, more preferably 1% to 15%.
  • the load on the skin 10 see FIG. 2
  • the keratin exfoliation test is measured by the method described in JP-A-2004-83425.
  • the moisture permeability of the pressure-sensitive adhesive layer 110 is preferably 300 (g / m 2 / day) or more, more preferably 600 (g / m 2 / day) or more, and 1000 (g / m 2 / day) or more. Day) or more is more preferable. If the moisture permeability of the pressure-sensitive adhesive layer 110 is 300 (g / m 2 / day) or more, even if the pressure-sensitive adhesive layer 110 is attached to the skin 10 (see FIG. 2), the skin 10 (see FIG. 2) Load can be suppressed.
  • the pressure-sensitive adhesive layer 110 satisfies at least one of the requirements that the keratin peeling area ratio in the keratin peeling test is 50% or less and the moisture permeability is 300 (g / m 2 / day) or more.
  • the pressure-sensitive adhesive layer 110 is biocompatible. It is more preferable that the material of the pressure-sensitive adhesive layer 110 satisfies both of the above requirements. As a result, the pressure-sensitive adhesive layer 110 is more stable and has high biocompatibility.
  • the thickness between the upper surface 111 and the lower surface 112 of the pressure-sensitive adhesive layer 110 is preferably 10 ⁇ m to 300 ⁇ m.
  • the thickness of the pressure-sensitive adhesive layer 110 is 10 ⁇ m to 300 ⁇ m, the stick-on biosensor 100 can be made thinner, and in particular, the area other than the electronic device 150 in the stick-on biosensor 100 can be made thinner.
  • the base material layer 120 is a support layer that supports the pressure-sensitive adhesive layer 110, and the pressure-sensitive adhesive layer 110 is adhered to the lower surface 121 of the base material layer 120.
  • the circuit unit 130 and the substrate 135 are arranged on the upper surface side of the base material layer 120.
  • the base material layer 120 is a flat plate-shaped (sheet-shaped) member made of an insulator.
  • the shape of the base material layer 120 in a plan view is the same as the shape of the pressure-sensitive adhesive layer 110 in a plan view, and they are aligned and overlapped in a plan view.
  • the base material layer 120 has a lower surface 121 and an upper surface 122.
  • the lower surface 121 and the upper surface 122 are flat surfaces.
  • the lower surface 121 is in contact with the upper surface 111 of the pressure-sensitive adhesive layer 110 (pressure-sensitive adhesion).
  • the base material layer 120 may be made of a flexible resin having appropriate elasticity, flexibility and toughness.
  • a thermoplastic resin such as a polyester resin.
  • the thickness of the base material layer 120 is preferably 1 ⁇ m to 300 ⁇ m, more preferably 5 ⁇ m to 100 ⁇ m, and even more preferably 10 ⁇ m to 50 ⁇ m.
  • the circuit unit 130 has a wiring 131, a frame 132, and a substrate 133. More specifically, the circuit unit 130 is connected to the electrode via the frame 132, and is connected to the electronic device 150 via the wiring 131.
  • the stick-on biosensor 100 includes two such circuit units 130.
  • the wiring 131 and the frame 132 are provided on the upper surface of the substrate 133 and are integrally formed.
  • the wiring 131 connects the frame 132 with the electronic device 150 and the battery 160.
  • the wiring 131 and the frame 132 can be made of copper, nickel, gold, an alloy thereof, or the like.
  • the thickness of the wiring 131 and the frame 132 is preferably 0.1 ⁇ m to 100 ⁇ m, more preferably 1 ⁇ m to 50 ⁇ m, and even more preferably 5 ⁇ m to 30 ⁇ m.
  • the two circuit units 130 are provided corresponding to the two through holes 113 and 123 of the pressure-sensitive adhesive layer 110 and the base material layer 120, respectively.
  • the wiring 131 is connected to the electronic device 150 and the terminal 135A for the battery 160 via the wiring of the substrate 135.
  • the frame 132 is a rectangular annular conductive member larger than the opening of the through hole 123 of the base material layer 120.
  • the substrate 133 has the same shape as the wiring 131 and the frame 132 in a plan view.
  • the portion of the substrate 133 where the frame 132 is provided has a rectangular annular shape larger than the opening of the through hole 123 of the base material layer 120.
  • the frame 132 and the rectangular annular portion of the substrate 133 on which the frame 132 is provided are provided so as to surround the through hole 123 on the upper surface of the base material layer 120.
  • the substrate 133 may be made of an insulator, and for example, a polyimide substrate or a film can be used.
  • the substrate 135 is an insulator-made substrate on which the electronic device 150 and the battery 160 are mounted, and is provided on the upper surface 122 of the base material layer 120.
  • a polyimide substrate or a film can be used as an example.
  • Wiring and terminals 135A for the battery 160 are provided on the upper surface of the substrate 135.
  • the wiring of the board 135 is connected to the electronic device 150 and the terminal 135A, and is also connected to the wiring 131 of the circuit unit 130.
  • the probe 140 is an electrode that comes into contact with a subject, and specifically, is an electrode that comes into contact with the skin 10 and detects a biological signal when the pressure-sensitive adhesive layer 110 is attached to the skin 10.
  • the biological signal is, for example, an electric signal representing an electrocardiographic waveform, an electroencephalogram, a pulse, or the like.
  • the probe 140 is embedded in the pressure-sensitive adhesive layer 110 so as to be exposed from the lower surface 112 of the pressure-sensitive adhesive layer 110.
  • the probe 140 is not limited to the form exposed from the lower surface 112 of the pressure-sensitive adhesive layer 110 as long as it can come into contact with the skin 10, and is integrated with at least a part of the lower surface 112 of the pressure-sensitive adhesive layer 110. It suffices if it is made.
  • the electrode used as the probe 140 is manufactured by using a conductive composition containing at least a conductive polymer and a binder resin as described later. Further, the electrode is manufactured by punching a sheet-shaped member obtained by using the conductive composition with a mold or the like, and is used as a probe.
  • the probe 140 has a rectangular shape in a plan view, is larger than the through holes 113 and 123 of the pressure-sensitive adhesive layer 110 and the base material layer 120, and has holes 140A arranged in a matrix. At the ends (parts of the four ends) of the probe 140 in the X and Y directions, the ladder-shaped sides of the probe 140 may protrude.
  • the electrode used as the probe 140 may have a predetermined pattern shape. Examples of the predetermined electrode pattern shape include a mesh shape, a stripe shape, and a shape in which a plurality of electrodes are exposed from the sticking surface.
  • the fixing tape 145 is an example of the joint portion of the present embodiment.
  • the fixing tape 145 is, for example, a rectangular annular copper tape in a plan view.
  • An adhesive is applied to the lower surface of the fixing tape 145.
  • the fixing tape 145 is provided on the frame 132 so as to surround the four sides of the probe 140 outside the openings of the through holes 113 and 123 in a plan view, and fixes the probe 140 to the frame 132.
  • the fixing tape 145 may be a metal tape other than copper.
  • the fixing tape 145 may be a non-conductive tape such as a resin tape composed of a non-conductive resin base material and an adhesive, in addition to a tape having a metal layer such as a copper tape.
  • a conductive tape such as a metal tape is preferable because the probe 140 can be bonded (fixed) to the frame 132 of the circuit unit 130 and electrically connected.
  • the probe 140 is fixed to the frame 132 by the fixing tape 145 that covers the four end portions in a state where the four end portions are arranged on the frame 132.
  • the fixing tape 145 is adhered to the frame 132 through a gap such as a hole 140A of the probe 140.
  • the pressure-sensitive adhesive layer 110A and the base material layer 120A are laminated on the fixing tape 145 and the probe 140 to form a pressure-sensitive adhesive layer.
  • the probe 140 is pushed along the inner walls of the through holes 113 and 123, and the pressure-sensitive adhesive layer 110A is pushed into the hole 140A of the probe 140.
  • the probe 140 is pushed down to a position where the central portion is substantially flush with the lower surface 112 of the pressure-sensitive adhesive layer 110 while the four end portions are fixed to the frame 132 by the fixing tape 145. Therefore, when the probe 140 is applied to the skin 10 of a living body (see FIG. 2), the pressure-sensitive adhesive layer 110A is adhered to the skin 10 and the probe 140 can be brought into close contact with the skin 10.
  • the thickness of the probe 140 is preferably thinner than the thickness of the pressure-sensitive adhesive layer 110.
  • the thickness of the probe 140 is preferably 0.1 ⁇ m to 100 ⁇ m, and more preferably 1 ⁇ m to 50 ⁇ m.
  • peripheral portion surrounding the central portion in the plan view of the pressure-sensitive adhesive layer 110A is located on the fixing tape 145.
  • the upper surface of the pressure-sensitive adhesive layer 110A is substantially flat, but the central portion may be recessed below the peripheral portion.
  • the base material layer 120A is superposed on a substantially flat upper surface of the pressure sensitive adhesive layer 110A.
  • the pressure-sensitive adhesive layer 110A and the base material layer 120A may be made of the same material as the pressure-sensitive adhesive layer 110 and the base material layer 120, respectively. Further, the pressure-sensitive adhesive layer 110A may be made of a material different from that of the pressure-sensitive adhesive layer 110. Further, the base material layer 120A may be made of a material different from that of the base material layer 120.
  • the thickness of the pressure-sensitive adhesive layers 110 and 110A is actually 10 ⁇ m to 300 ⁇ m, and the thickness of the base material layers 120 and 120A is 1 ⁇ m to 300 ⁇ m.
  • the thickness of the wiring 131 is 0.1 ⁇ m to 100 ⁇ m, the thickness of the substrate 133 is about several hundred ⁇ m, and the thickness of the fixing tape 145 is 10 ⁇ m to 300 ⁇ m.
  • the fixing tape 145 may be a non-conductive resin tape or the like. Good.
  • the fixing tape 145 covers the side surfaces of the frame 132 and the substrate 133 in addition to the probe 140, and reaches the upper surface of the base material layer 120.
  • the fixing tape 145 since the fixing tape 145 only needs to be able to bond the probe 140 and the frame 132, the fixing tape 145 does not have to reach the upper surface of the base material layer 120, does not have to cover the side surface of the substrate 133, and covers the side surface of the frame 132. It does not have to be covered.
  • the substrate 133 and the two substrates 135 may be one integrated substrate.
  • wiring 131, two frames 132, and terminal 135A are provided on the surface of one substrate, and the electronic device 150 and the battery 160 are mounted.
  • the electrode used as the probe 140 is preferably manufactured by thermosetting the following conductive composition and molding it.
  • the conductive composition contains a conductive polymer, a binder resin, and at least one of a cross-linking agent and a plasticizer.
  • polythiophene for example, polythiophene, polyacetylene, polypyrrole, polyaniline, polyphenylene vinylene and the like can be used. These may be used alone or in combination of two or more. Among these, it is preferable to use a polythiophene compound.
  • the content of the conductive polymer is preferably 0.20 parts by mass to 20 parts by mass with respect to 100 parts by mass of the conductive composition. When the content is within the above range, excellent conductivity, toughness and flexibility can be imparted to the conductive composition.
  • the content of the conductive polymer is more preferably 2.5 parts by mass to 15 parts by mass, and further preferably 3.0 parts by mass to 12 parts by mass with respect to the conductive composition.
  • a water-soluble polymer As the binder resin, a water-soluble polymer, a water-insoluble polymer, or the like can be used.
  • the binder resin it is preferable to use a water-soluble polymer from the viewpoint of compatibility with other components contained in the conductive composition.
  • the water-soluble polymer contains a polymer (hydrophilic polymer) that is completely insoluble in water and has hydrophilicity.
  • a hydroxyl group-containing polymer or the like can be used as the water-soluble polymer.
  • a hydroxyl group-containing polymer saccharides such as agarose, polyvinyl alcohol (PVA), modified polyvinyl alcohol, or a copolymer of acrylate and sodium acrylate can be used. These may be used alone or in combination of two or more. Among these, polyvinyl alcohol or modified polyvinyl alcohol is preferable, and modified polyvinyl alcohol is more preferable.
  • modified polyvinyl alcohol examples include acetacetyl group-containing polyvinyl alcohol and diacetone acrylamide modified polyvinyl alcohol.
  • diacetone acrylamide-modified polyvinyl alcohol for example, a diacetone acrylamide-modified polyvinyl alcohol-based resin (DA-modified PVA-based resin) described in JP-A-2016-166436 can be used.
  • the content of the binder resin is preferably 5 parts by mass to 140 parts by mass with respect to 100 parts by mass of the conductive composition. When the content is within the above range, excellent conductivity, toughness and flexibility can be imparted to the conductive composition.
  • the content of the binder resin is more preferably 10 parts by mass to 100 parts by mass, and further preferably 20 parts by mass to 70 parts by mass with respect to the conductive composition.
  • the cross-linking agent and the plasticizer have a function of imparting toughness and flexibility to the conductive composition.
  • By imparting flexibility to the molded product of the conductive composition an electrode having elasticity was obtained.
  • the probe 140 having elasticity can be produced.
  • toughness is a property that achieves both excellent strength and elongation.
  • the toughness does not include the property that one of the strength and the elongation is remarkably excellent, but the other is remarkably low, and includes the property of having an excellent balance of both strength and elongation.
  • Flexibility is a property that can suppress the occurrence of damage such as breakage at the bent portion after bending the molded body (electrode sheet) of the conductive composition.
  • the cross-linking agent cross-links the binder resin.
  • the cross-linking agent preferably has reactivity with a hydroxyl group. If the cross-linking agent has reactivity with a hydroxyl group, the cross-linking agent can react with the hydroxyl group of the hydroxyl group-containing polymer when the binder resin is a hydroxyl group-containing polymer.
  • cross-linking agent examples include zirconium compounds such as zirconium salts; titanium compounds such as titanium salts; borides such as boric acid; isocyanate compounds such as blocked isocyanate; aldehyde compounds such as dialdehyde such as glyoxal; alkoxyl group-containing compounds and methylol groups. Examples include contained compounds. These may be used alone or in combination of two or more. Of these, a zirconium compound, an isocyanate compound, or an aldehyde compound is preferable from the viewpoint of reactivity and safety.
  • the content of the cross-linking agent is preferably 0.2 parts by mass to 80 parts by mass with respect to 100 parts by mass of the conductive composition. When the content is within the above range, excellent toughness and flexibility can be imparted to the conductive composition.
  • the content of the cross-linking agent is more preferably 1 part by mass to 40 parts by mass, and more preferably 3.0 parts by mass to 20 parts by mass.
  • the plasticizer improves the tensile elongation and flexibility of the conductive composition.
  • the plasticizer include glycerin, ethylene glycol, propylene glycol, sorbitol, and polyol compounds such as N-methylpyrrolidone (NMP), dimethylformamide (DMF), NN'-dimethylacetamide (DMAc), and dimethyl sulfoxide.
  • NMP N-methylpyrrolidone
  • DMF dimethylformamide
  • DMAc NN'-dimethylacetamide
  • dimethyl sulfoxide examples thereof include aprotic compounds such as (DMSO). These may be used alone or in combination of two or more. Among these, glycerin is preferable from the viewpoint of compatibility with other components.
  • the content of the plasticizer is preferably 0.2 parts by mass to 150 parts by mass with respect to 100 parts by mass of the conductive composition. When the content is within the above range, excellent toughness and flexibility can be imparted to the conductive composition.
  • the content of the plasticizer is more preferably 1.0 part by mass to 90 parts by mass, and further preferably 10 parts by mass to 70 parts by mass with respect to 100 parts by mass of the conductive polymer.
  • At least one of the cross-linking agent and the plasticizer may be contained in the conductive composition.
  • the molded product of the conductive composition can improve toughness and flexibility.
  • the molded product of the conductive composition can further improve toughness, that is, both tensile strength and tensile elongation, and is flexible. It is possible to improve the sex.
  • the conductive composition contains a plasticizer but does not contain a cross-linking agent
  • the tensile elongation of the molded product of the conductive composition can be improved, so that the molded product of the conductive composition is tough as a whole. Can be improved.
  • the flexibility of the molded product of the conductive composition can be improved.
  • both the cross-linking agent and the plasticizer are contained in the conductive composition.
  • the molded product of the conductive composition is imparted with even better toughness.
  • the conductive composition may contain a surfactant, a softener, a stabilizer, a leveling agent, an antioxidant, an antioxidant, a leavening agent, a thickener, a colorant, or, if necessary.
  • a surfactant include silicone-based surfactants.
  • the conductive composition is prepared by mixing each of the above components in the above ratio.
  • the conductive composition can appropriately contain a solvent in an arbitrary ratio, if necessary. As a result, an aqueous solution of the conductive composition (an aqueous solution of the conductive composition) is prepared.
  • an organic solvent or an aqueous solvent can be used as the solvent.
  • the organic solvent include ketones such as acetone and methyl ethyl ketone (MEK); esters such as ethyl acetate; ethers such as propylene glycol monomethyl ether; and amides such as N, N-dimethylformamide.
  • the aqueous solvent include water; methanol, ethanol, propanol, alcohol for isopropanol, and the like. Among these, it is preferable to use an aqueous solvent.
  • any one or more of the conductive polymer, the binder resin, and the cross-linking agent may be used as an aqueous solution dissolved in a solvent.
  • the above-mentioned aqueous solvent is preferable as the solvent.
  • the electronic device 150 is installed on the upper surface 122 of the base material layer 120 and is electrically connected to the wiring 131.
  • the electronic device 150 processes a biological signal acquired via an electrode used as a probe 140.
  • the electronic device 150 has a rectangular shape in a cross-sectional view. Terminals are provided on the lower surface (-Z direction) of the electronic device 150. Examples of the material for the terminals of the electronic device 150 include solder, conductive paste, and the like.
  • the electronic device 150 includes an ASIC (application specific integrated circuit) 150A, an MPU (Micro Processing Unit) 150B, a memory 150C, and a wireless communication unit 150D as an example. It is connected to the probe 140 and the battery 160 via 130.
  • ASIC application specific integrated circuit
  • MPU Micro Processing Unit
  • memory 150C memory
  • wireless communication unit 150D wireless communication unit
  • ASIC150A includes an A / D (Analog to digital) converter.
  • the electronic device 150 is driven by the electric power supplied from the battery 160 and acquires the biological signal measured by the probe 140.
  • the electronic device 150 performs processing such as filtering and digital conversion on the biological signal, and the MPU 150B obtains the added average value of the biological signal acquired a plurality of times and stores it in the memory 150C.
  • the electronic device 150 can continuously acquire biological signals for 24 hours or more. Since the electronic device 150 may measure a biological signal for a long time, it is devised to reduce power consumption.
  • the wireless communication unit 150D is a transceiver used when the test device of the evaluation test reads out the biological signal stored in the memory 150C in the evaluation test by wireless communication, and communicates at 2.4 GHz as an example.
  • the evaluation test is, for example, a JIS 60601-2-47 standard test.
  • the evaluation test is a test for confirming the operation performed after the completion of the biological sensor that detects a biological signal as a medical device.
  • the evaluation test requires that the attenuation rate of the biological signal extracted from the biological sensor is less than 5% with respect to the biological signal input to the biological sensor. This evaluation test is performed on all finished products.
  • the battery 160 is provided on the upper surface 122 of the base material layer 120.
  • a lead storage battery, a lithium ion secondary battery, or the like can be used.
  • the battery 160 may be a button battery type.
  • the battery 160 is an example of a battery.
  • the battery 160 has terminals provided on its lower surface. The two terminals of the battery 160 are connected to the probe 140 and the electronic device 150 via the circuit unit 130.
  • the capacity of the battery 160 is set so that the electronic device 150 can measure the biological signal for 24 hours or more, for example.
  • the cover 170 covers the base material layer 120, the circuit unit 130, the substrate 135, the probe 140, the fixing tape 145, the electronic device 150, and the battery 160.
  • the cover 170 has a base 170A and a protrusion 170B protruding from the center of the base 170A in the + Z direction.
  • the base portion 170A is a portion located around the cover 170 in a plan view, and is a portion lower than the protruding portion 170B.
  • a recess 170C is provided on the lower side of the protrusion 170B.
  • the lower surface of the base 170A is adhered to the upper surface 122 of the base material layer 120.
  • the substrate 135, the electronic device 150, and the battery 160 are housed in the recess 170C.
  • the cover 170 is adhered to the upper surface 122 of the base material layer 120 with the electronic device 150, the battery 160, and the like housed in the recess 170C.
  • the cover 170 not only serves as a cover for protecting the circuit unit 130, the electronic device 150, and the battery 160 on the base material layer 120, but also provides internal components from the impact applied to the stickable biosensor 100 from the upper surface side. It has a role as a protective shock absorbing layer.
  • the cover 170 for example, silicone rubber, soft resin, urethane or the like can be used.
  • FIG. 3 is a diagram showing a circuit configuration of the stick-on biosensor 100.
  • Each probe 140 is connected to the electronic device 150 and the battery 160 via the wiring 131 and the wiring 135B of the substrate 135.
  • the two probes 140 are connected in parallel to the electronic device 150 and the battery 160.
  • the bending rigidity of the structure 101 is the bending rigidity of the sheet-shaped structure 101 including the pressure-sensitive adhesive layer 110, the base material layer 120, and the probe 140, and the bending rigidity per unit width (1 mm as an example). Shown as rigidity.
  • the unit of flexural rigidity per unit width is [MPa ⁇ mm 3 / mm].
  • the adhesive strength of the probe portion 143 is expressed as the adhesive strength per unit area, and the unit is, for example, [N / cm 2 ].
  • the adhesive force of the probe portion 143 is generated by the pressure-sensitive adhesive layer 110A, but when the probe 140 has the adhesive force, the adhesive force of the probe portion 143 is generated by the probe 140 and the pressure-sensitive adhesive layer 110A.
  • the adhesive force of the probe portion 143 is the adhesive force [N / cm 2 ] per unit area of the probe portion 143 by the pressure-sensitive adhesive layer 110A, or the unit of the probe portion 143 by the pressure-sensitive adhesive layer 110A and the probe 140. Adhesive strength per area [N / cm 2 ].
  • wrinkles may occur on the surface of the skin 10 to which the stick-on biosensor 100 is attached due to the movement of the living body.
  • the stick-on biosensor 100 is attached while the living body is stationary and the skin 10 is flat, and even if the living body moves after the sticking and wrinkles occur on the skin, the rigidity of the structure 101 is sufficiently high and the probe portion.
  • the adhesive strength of 143 is sufficiently strong, since the sticking type biosensor 100 is strongly stuck to the skin 10, it is possible to suppress the occurrence of wrinkles on the skin 10 of the stuck portion.
  • the rigidity of the structure 101 is low and the adhesive force of the probe portion 143 is weak, when the living body moves and wrinkles are formed on the skin 10, the stick-on biosensor 100 is pulled by the wrinkles on the skin and is curved. There is a risk of partial peeling from the skin 10. In this case, if the probe 140 is separated from the skin 10, the biological signal cannot be acquired in a good state.
  • the stick-on biosensor 100 is heavy, it is likely to be peeled off from the skin 10 with the movement of the living body, and there is a risk that the biological signal cannot be acquired in a good state.
  • the stick-on biosensor 100 was devised so that a good biological signal could be acquired.
  • 4A to 4C show the material of the base material layer 120, the thickness [mm] of the upper part of the electrode, the elastic modulus [MPa], the moment of inertia of area “mm 3 ", the bending rigidity [MPa ⁇ mm 3 / mm], and , It is a figure which shows the evaluation result when the adhesive force [N / cm 2 ] is set to various values.
  • the thickness of the upper part of the electrode is the thickness of the pressure-sensitive adhesive layer 110A and the base material layer 120 above the probe 140 in the structure 101 (the thickness of the probe 140 is subtracted from the thickness of the structure 101). Thickness).
  • the elastic modulus is the elastic modulus of the structure 101.
  • the moment of inertia of area is the moment of inertia of area per unit width of the structure 101, and represents the difficulty of deformation with respect to the bending moment.
  • the flexural rigidity is the flexural rigidity per unit width of the structure 101.
  • the adhesive strength is the adhesive strength of the probe portion 143 as described above.
  • the evaluation items when obtaining the evaluation result are the baseline fluctuation and noise of the electrocardiographic waveform during running of the subject with the sticky biosensor 100 attached to the chest, and the clothes of the subject with the sticky biosensor 100 attached to the chest.
  • running means when the subject with the stick-on biosensor 100 attached to the chest is running.
  • rubbing of clothes means that the clothes are rubbed against the stick-on biosensor 100 by grasping the chest of the subject's clothes with the stick-on biosensor 100 attached to the chest and shaking the clothes up and down.
  • the baseline fluctuation As shown in FIGS. 5A and 5B, the fluctuation of the baseline of the electrocardiographic waveform obtained from the stick-on biosensor 100 is observed. As shown in FIG. 5A, those in which the fluctuation of the baseline is small and the electrocardiographic data can be stably obtained are evaluated as good ( ⁇ ). If the baseline fluctuates within a certain range as shown in FIG. 5B, it is evaluated as fairly good ( ⁇ ). If the baseline fluctuates significantly beyond the fluctuation range of FIG. 5B, it is evaluated as defective (x).
  • the signal evaluation is an evaluation of the degree of baseline fluctuation, whether the electrocardiographic waveform can be confirmed, and whether the electrocardiographic waveform can be confirmed without being buried in noise. Wearability is a subjective evaluation when the stick-on biosensor 100 is worn. The pain at the time of peeling is the presence or absence of pain at the time of peeling from the skin after the measurement by the stick-on biosensor 100 is completed.
  • VRS Very Rating Scale
  • silicone rubber As the material of the base material layer 120 , silicone rubber, PET (Polyethylene terephthalate), acrylic resin, or urethane rubber was used.
  • the thickness [mm], elastic modulus [MPa], flexural rigidity [MPa ⁇ mm 3 / mm], and adhesive force [N / cm 2 ] of the upper part of the electrode have various values as shown in FIGS. 4A to 4B. Set to.
  • the evaluation results excluding the pain evaluation are shown in three stages: ⁇ (good), ⁇ (not as good as ⁇ , but good), and ⁇ (poor).
  • ⁇ (good) A sample in which the evaluation results of the seven items are ⁇ or ⁇ is acceptable as the stick-on biosensor 100.
  • Samples 1-12 of the first group are evaluated as passing.
  • a sample in which even one x is included in the evaluation result is rejected as the stick-on biosensor 100.
  • Samples 2-1 to 2-23 of the second group failed.
  • FIG. 6 is a graph summarizing the evaluation results of FIGS. 4A to 4C.
  • the horizontal axis represents the flexural rigidity
  • the vertical axis represents the adhesive force of the probe portion 143.
  • the passed samples 1 to 10 are indicated by ⁇
  • the rejected samples 2-1 to 2-9 and 2-11 to 2-20 are indicated by x.
  • the flexural rigidity of the samples 1 to 10 is 0.010 or more, more preferably 0.034 or more, and the adhesive force of the probe portion 143 is larger than 0.6 and 3.5 or less.
  • Samples 2-1 to 2-6 evaluated as rejected have a flexural rigidity of 0.034 or more, and the adhesive strength of the probe portion 143 is larger than 0.6 and are included in the range of 3.5 or less.
  • these are poorly wearable and are rated as x. The reason why the evaluation of the wearability is poor is that the bending rigidity is too strong and the skin 10 has a strong feeling of being pulled.
  • the upper limit of the flexural rigidity is 1.898, which is the maximum value among the samples 1 to 9. Since the evaluation of wearability is subjective, samples 2-1 to 2-6 may be included in the conditions that can be implemented as a semi-pass.
  • the bending rigidity of the structure 101 is 0.034 or more, and the adhesive force of the probe portion 143 is larger than 0.6 and in the range of 3.5 or less, more preferably 1.0 or more and 2.5. Hereinafter, it may be more preferably set in the vicinity of 1.3. If the flexural rigidity of the structure 101 is 0.034 or more and 1.898 or less, the wearability is also good.
  • FIG. 7 is another graph summarizing the evaluation results of FIGS. 4A to 4C.
  • the horizontal axis represents the moment of inertia of area per unit width
  • the vertical axis represents the adhesive force of the probe portion 143.
  • samples 1 to 12 in the first group are indicated by squares
  • samples 2-1 to 2-23 in the second group are indicated by black circles.
  • the number of marks is less than 35 because there are multiple samples with the same or very close measurements.
  • the three samples having an adhesive strength exceeding 5.0 [N / cm 2 ] are samples 2-21 to 2-23. These samples are too adhesive and cause pain when the sticky biosensor 100 is peeled off. From this, it is desirable that the adhesive strength is 5.0 [N / cm 2 ] or less.
  • the samples having an adhesive strength of 0.6 [N / cm 2 ] are samples 2-11 to 2-20. These samples have too low adhesive strength and are noisy, making it impossible to obtain accurate electrocardiographic data.
  • the adhesive strength is preferably in the range of 5.0 [N / cm 2 ] or less, which is larger than 0.6 [N / cm 2 ]. More preferably, as described above, 1.0 [N / cm 2 ] or more, 3.5 [N / cm 2 ] or less, still more preferably 1.3 [N / cm 2 ] or more, 3.3 [. N / cm 2 ] The range is as follows.
  • the moment of inertia of area is preferably in the range excluding the second group, that is, in the range of 0.0001 [mm 3 ] or more and 0.7000 [mm 3 ] or less, more preferably 0.0003 [mm].
  • the range is 2 ] or more and 0.2300 [mm 3 ] or less.
  • the stick-on biosensor 100 of the embodiment by setting the flexural rigidity of the structure 101 and the adhesive force of the probe portion 143 to the above-mentioned values, a biological signal that is good even if the living body moves is good. (Biological information) can be acquired.

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Abstract

良好な生体情報を取得できる貼付型生体センサを提供する。貼付型生体センサは、被検体に貼り付けられる貼付面を有する感圧接着層及び電極部と、前記感圧接着層の貼付面の反対面に重ねて設けられる基材層と、前記基材層の上に設けられ、前記電極部を介して取得する生体信号を処理する電子装置とを含み、前記感圧接着層、前記電極部、及び前記基材層を含む構造体の曲げ剛性は、０．０１０［ＭＰａ・ｍｍ３／ｍｍ］以上であり、前記電極部が前記被検体に粘着する粘着力は、０．６［Ｎ／ｃｍ２］よりも大きく、５．０［Ｎ／ｃｍ２］以下である。

Description

貼付型生体センサ
　本発明は、貼付型生体センサに関する。
　従来より、板状の第１ポリマー層と、板状の第２ポリマー層と、電極と、データ取得用モジュールとを備える生体適合性ポリマー基板を用いた生体センサがある（例えば、特許文献１参照）。
特開２０１２－０１０９７８号公報
　生体センサは、生体に貼り付けられた状態で、例えば心電波形や脳波等の様々な生体情報を測定する。生体センサで生体情報を測定しているときに皮膚に皺が入ると、生体から電極が剥がれて隙間が生じることがあり、生体情報に例えばノイズが含まれること等が生じて良好な生体情報を取得することが困難になるおそれがある。
　そこで、良好な生体情報を取得できる貼付型生体センサを提供することを目的とする。
　開示の一態様では、貼付型生体センサは、被検体に貼り付けられる貼付面を有する感圧接着層及び電極部と、前記感圧接着層の貼付面の反対面に重ねて設けられる基材層と、前記基材層の上に設けられ、前記電極部を介して取得する生体信号を処理する電子装置と、を含み、
　前記感圧接着層、前記電極部、及び前記基材層を含む構造体の曲げ剛性は、０．０１０［ＭＰａ・ｍｍ３／ｍｍ］以上であり、
　前記電極部が前記被検体に粘着する粘着力は、０．６［Ｎ／ｃｍ２］より大きく、５．０［Ｎ／ｃｍ２］以下である。
　開示の別の態様では、貼付型生体センサは、被検体に貼り付けられる貼付面を有する感圧接着層及び電極部と、前記感圧接着層の貼付面の反対面に重ねて設けられる基材層と、前記基材層の上に設けられ、前記電極部を介して取得する生体信号を処理する電子装置とを含み、前記感圧接着層、前記電極部、及び前記基材層を含む構造体の曲げ剛性は、０．０３４［ＭＰａ・ｍｍ３／ｍｍ］以上であり、前記電極部が前記被検体に粘着する粘着力は、１．３［Ｎ／ｃｍ２］以上である。
　良好な生体情報を取得できる貼付型生体センサを提供することができる。
実施の形態の貼付型生体センサ１００を示す分解図である。 図１のＡ－Ａ矢視断面に対応する完成状態の断面を示す図である。 貼付型生体センサ１００の回路構成を示す図である。 複数のサンプルにおける評価結果を示す図である。 複数のサンプルにおける評価結果を示す図である。 複数のサンプルにおける評価結果を示す図である。 基線変動の評価方法を説明する図である。 基線変動の評価方法を説明する図である。 図４Ａ～図４Ｃの評価結果をまとめたグラフである。 図４Ａ～図４Ｃの評価結果をまとめたグラフである。
　以下、本発明の貼付型生体センサを適用した実施の形態について説明する。
　＜実施の形態＞
　図１は、実施の形態の貼付型生体センサ１００を示す分解図である。図２は、図１のＡ－Ａ矢視断面に対応する完成状態の断面を示す図である。貼付型生体センサ１００は、主な構成要素として、感圧接着層１１０、基材層１２０、回路部１３０、基板１３５、プローブ１４０、固定テープ１４５、電子装置１５０、電池１６０、及びカバー１７０を含む。これらのうち、感圧接着層１１０、基材層１２０、プローブ１４０、及びプローブ部１４３は、構造体１０１（図２参照）を構成する。
　以下では、ＸＹＺ座標系を定義して説明する。また、以下では、説明の便宜上、Ｚ軸負方向側を下側又は下、Ｚ軸正方向側を上側又は上と称すが、普遍的な上下関係を表すものではない。
　本実施の形態では、一例として、被検体としての生体に接触させて生体情報の測定を行う貼付型生体センサ１００について説明する。生体とは、人体及び人体以外の生物等をいい、これらの皮膚、頭皮又は額等に貼付される。以下、貼付型生体センサ１００を構成する各部材について説明する。
　以下では、被検体としての生体に接触する電極をプローブ１４０、プローブ１４０が形成されている領域をプローブ部１４３と称し、接合部の一例として固定テープ１４５を用いて説明する。尚、プローブ部１４３は電極部の一例である。
　貼付型生体センサ１００は、平面視で略楕円状の形状を有するシート状の部材である。貼付型生体センサ１００は、生体の皮膚１０に貼り付ける下面（－Ｚ方向側の面）と反対の上面側は、カバー１７０によって覆われている。貼付型生体センサ１００の下面は貼付面である。
　回路部１３０と基板１３５は、基材層１２０の上面に実装されている。また、プローブ１４０は、感圧接着層１１０の下面１１２から表出するように感圧接着層１１０に埋め込まれる形で設けられている。下面１１２は、貼付型生体センサ１００の貼付面である。
　感圧接着層１１０は、平板状の接着層である。感圧接着層１１０は、長手方向がＸ軸方向であり、短手方向はＹ軸方向である。感圧接着層１１０は、基材層１２０によって支持されており、基材層１２０の下面１２１に貼り付けられている。
　感圧接着層１１０は、図２に示すように、上面１１１と、下面１１２とを有する。上面１１１及び下面１１２は平坦面である。感圧接着層１１０は、貼付型生体センサ１００が生体と接触する層である。下面１１２は、粘着性を有するため、生体の皮膚１０に貼り付けることができる。下面１１２は貼付型生体センサ１００の下面であり、皮膚１０等の生体表面に貼り付けることができる。
　また、感圧接着層１１０は、貫通孔１１３を有する。貫通孔１１３は、基材層１２０の貫通孔１２３と平面視でのサイズ及び位置が等しく、貫通孔１２３と連通している。
　感圧接着層１１０の材料としては、粘着性を有する材料であれば特に限定されず、生体適合性を有する材料等が挙げられる。感圧接着層１１０の材料として、アクリル系感圧接着剤、シリコーン系感圧接着剤等が挙げられる。好ましくは、アクリル系感圧接着剤が挙げられる。
　アクリル系感圧接着剤は、アクリルポリマーを主成分として含有する。
　アクリルポリマーは、感圧接着成分である。アクリルポリマーとしては、アクリル酸イソノニル、アクリル酸メトキシエチル等の（メタ）アクリル酸エステルを主成分として含み、アクリル酸等の（メタ）アクリル酸エステルと共重合可能なモノマーを任意成分として含むモノマー成分を重合したポリマーを用いることができる。主成分のモノマー成分における含有量は、７０質量％～９９質量％とし、任意成分のモノマー成分における含有量は、１質量％～３０質量％とする。アクリルポリマーとしては、例えば、特開２００３－３４２５４１号公報に記載の（メタ）アクリル酸エステル系ポリマー等を用いることができる。
　アクリル系感圧接着剤は、好ましくは、カルボン酸エステルをさらに含有する。
　アクリル系感圧接着剤に含まれるカルボン酸エステルは、アクリルポリマーの感圧接着力を低減して、感圧接着層１１０の感圧接着力を調整する感圧接着力調整剤である。カルボン酸エステルは、アクリルポリマーと相溶可能なカルボン酸エステルである。
　具体的には、カルボン酸エステルは、一例としてトリ脂肪酸グリセリルである。
　カルボン酸エステルの含有割合は、アクリルポリマー１００質量部に対して、３０質量部～１００質量部であることが好ましく、５０質量部～７０質量部以下であることがより好ましい。
　アクリル系感圧接着剤は、必要により、架橋剤を含有してもよい。架橋剤は、アクリルポリマーを架橋する架橋成分である。架橋剤としては、ポリイソシアネート化合物、エポキシ化合物、メラミン化合物、過酸化化合物、尿素化合物、金属アルコキシド化合物、金属キレート化合物、金属塩化合物、カルボジイミド化合物、オキサゾリン化合物、アジリジン化合物、又はアミン化合物等が挙げられる。これらの架橋剤は、単独で使用してもよいし、併用してもよい。架橋剤としては、好ましくは、ポリイソシアネート化合物（多官能イソシアネート化合物）が挙げられる。
　架橋剤の含有量は、アクリルポリマー１００質量部に対して、例えば、０．００１質量部～１０質量部が好ましく、０．０１質量部～１質量部がより好ましい。
　感圧接着層１１０は、優れた生体適合性を有することが好ましい。例えば、感圧接着層１１０を角質剥離試験した時に、角質剥離面積率は、０％～５０％であることが好ましく、１％～１５％であることがより好ましい。角質剥離面積率が０％～５０％の範囲内であれば、感圧接着層１１０を皮膚１０（図２参照）に貼着しても、皮膚１０（図２参照）の負荷を抑制できる。なお、角質剥離試験は、特開２００４－８３４２５号公報に記載の方法によって、測定される。
　感圧接着層１１０の透湿度は、３００（ｇ／ｍ２／ｄａｙ）以上であることが好ましく、６００（ｇ／ｍ２／ｄａｙ）以上であることがより好ましく、１０００（ｇ／ｍ２／ｄａｙ）以上であることがさらに好ましい。感圧接着層１１０の透湿度が３００（ｇ／ｍ２／ｄａｙ）以上であれば、感圧接着層１１０を皮膚１０（図２参照）に貼着しても、皮膚１０（図２参照）の負荷を抑制できる。
　感圧接着層１１０は、角質剥離試験の角質剥離面積率が５０％以下であることと、透湿度が３００（ｇ／ｍ２／ｄａｙ）以上であることとの少なくともいずれかの要件を満たすことで、感圧接着層１１０は生体適合性を有する。感圧接着層１１０の材料は、上記要件の両方の要件を満たすことがより好ましい。これにより、感圧接着層１１０はより安定して高い生体適合性を有する。
　感圧接着層１１０の上面１１１と下面１１２との間の厚さは、１０μｍ～３００μｍであることが好ましい。感圧接着層１１０の厚さが１０μｍ～３００μｍであれば、貼付型生体センサ１００の薄型化、特に、貼付型生体センサ１００における電子装置１５０以外の領域の薄型化が図れる。
　基材層１２０は、感圧接着層１１０を支持する支持層であり、感圧接着層１１０は基材層１２０の下面１２１に接着されている。基材層１２０の上面側には回路部１３０と基板１３５が配置されている。
　基材層１２０は、絶縁体製の平板状（シート状）の部材である。基材層１２０の平面視における形状は、感圧接着層１１０の平面視における形状と同一であり、平面視において位置を合わせて重ねられている。
　基材層１２０は、下面１２１と上面１２２とを有する。下面１２１及び上面１２２は、平坦面である。下面１２１は、感圧接着層１１０の上面１１１に接触（感圧接着）している。基材層１２０は、適度な伸縮性、可撓性及び靱性を有する可撓性樹脂製であればよく、例えば、ポリウレタン系樹脂、シリコーン系樹脂、アクリル系樹脂、ポリスチレン系樹脂、塩化ビニル系樹脂、及びポリエステル樹脂系等の熱可塑性樹脂で作製すればよい。基材層１２０の厚さは、１μｍ～３００μｍであることが好ましく、５μｍ～１００μｍであることがより好ましく、１０μｍ～５０μｍであることがさらに好ましい。
　回路部１３０は、配線１３１、フレーム１３２、及び基板１３３を有する。回路部１３０は、詳しくは、フレーム１３２を介して電極と接続し、配線１３１を介して電子装置１５０と接続する。貼付型生体センサ１００は、このような回路部１３０を２つ含む。配線１３１及びフレーム１３２は、基板１３３の上面に設けられており、一体的に形成されている。配線１３１は、フレーム１３２と電子装置１５０及び電池１６０とを接続する。
　配線１３１及びフレーム１３２は、銅、ニッケル、金、又はこれらの合金等で作製することができる。配線１３１及びフレーム１３２の厚さは、０．１μｍ～１００μｍであることが好ましく、１μｍ～５０μｍであることがより好ましく、５μｍ～３０μｍであることがさらに好ましい。
　２つの回路部１３０は、それぞれ、感圧接着層１１０及び基材層１２０の２つの貫通孔１１３及び１２３に対応して設けられている。配線１３１は、基板１３５の配線を介して、電子装置１５０と、電池１６０用の端子１３５Ａとに接続されている。フレーム１３２は、基材層１２０の貫通孔１２３の開口よりも大きな矩形環状の導電部材である。
　基板１３３は、平面視で配線１３１及びフレーム１３２と同様の形状を有する。基板１３３のうちフレーム１３２が設けられている部分は、基材層１２０の貫通孔１２３の開口よりも大きな矩形環状の形状を有する。フレーム１３２と、基板１３３のうちフレーム１３２が設けられている矩形環状の部分とは、基材層１２０の上面で貫通孔１２３を囲むように設けられている。基板１３３は、絶縁体製であればよく、例えばポリイミド製の基板又はフィルムを用いることができる。
　基板１３５は、電子装置１５０及び電池１６０を実装する絶縁体製の基板であり、基材層１２０の上面１２２に設けられる。基板１３５としては、一例としてポリイミド製の基板又はフィルムを用いることができる。基板１３５の上面には、配線と電池１６０用の端子１３５Ａとが設けられている。基板１３５の配線は、電子装置１５０及び端子１３５Ａに接続されるとともに、回路部１３０の配線１３１に接続される。
　プローブ１４０は、被検体に接触する電極であり、具体的には、感圧接着層１１０が皮膚１０に貼付されたときに、皮膚１０に接触して、生体信号を検出する電極である。生体信号は、例えば、心電波形、脳波、脈拍等を表す電気信号である。
　プローブ１４０は、感圧接着層１１０の下面１１２から表出するように感圧接着層１１０に埋め込まれている。なお、プローブ１４０は、このように感圧接着層１１０の下面１１２から表出する形態に限られず、皮膚１０に接触可能であればよく、感圧接着層１１０の下面１１２の少なくとも一部と一体化されていればよい。
　プローブ１４０として用いられる電極は、後述するように少なくとも導電性高分子およびバインダー樹脂を含む導電性組成物を用いて作製される。また、電極は、導電性組成物を用いて得られたシート状部材を金型等でパンチングすることによって作製され、プローブとして用いられる。
　プローブ１４０は、平面視で矩形状であり、感圧接着層１１０及び基材層１２０の貫通孔１１３及び１２３よりも大きく、マトリクス状に配置される孔部１４０Ａを有する。プローブ１４０のＸ方向及びＹ方向における端（四方の端の部分）では、プローブ１４０の梯子状の辺が突出していてもよい。プローブ１４０として用いる電極は、所定のパターン形状を有していてもよい。所定の電極パターン形状として、メッシュ状、ストライプ状、貼付面から電極が複数個所表出する形状等が挙げられる。
　固定テープ１４５は、本実施の形態の接合部の一例である。固定テープ１４５は、一例として平面視で矩形環状の銅テープである。固定テープ１４５は、下面に粘着剤が塗布されている。固定テープ１４５は、平面視で貫通孔１１３及び１２３の開口の外側で、プローブ１４０の四方を囲むようにフレーム１３２の上に設けられ、プローブ１４０をフレーム１３２に固定する。固定テープ１４５は、銅以外の金属テープであってもよい。
　固定テープ１４５は、銅テープ等の金属層を有するテープ以外にも、非導電性の樹脂基材と粘着剤で構成される樹脂テープ等の非導電性テープとしてもよい。金属テープ等の導電性テープは、回路部１３０のフレーム１３２にプローブ１４０を接合（固定）するとともに、電気的に接続することができるため、好ましい。
　プローブ１４０は、四方の端の部分がフレーム１３２の上に配置された状態で、四方の端の部分の上に被せられる固定テープ１４５によってフレーム１３２に固定される。固定テープ１４５は、プローブ１４０の孔部１４０Ａ等の隙間を通じてフレーム１３２に接着される。
　このように固定テープ１４５でプローブ１４０の四方の端の部分をフレーム１３２に固定した状態で、固定テープ１４５及びプローブ１４０の上に感圧接着層１１０Ａ及び基材層１２０Ａを重ね、感圧接着層１１０Ａ及び基材層１２０Ａを下方向に押圧すると、プローブ１４０は貫通孔１１３及び１２３の内壁に沿って押し込まれ、感圧接着層１１０Ａがプローブ１４０の孔部１４０Ａの内部にまで押し込まれる。
　プローブ１４０は、四方の端の部分が固定テープ１４５によってフレーム１３２に固定された状態で、中央部が感圧接着層１１０の下面１１２と略面一になる位置まで押し下げられる。このため、プローブ１４０を生体の皮膚１０（図２参照）に当てれば、感圧接着層１１０Ａが皮膚１０に接着され、プローブ１４０を皮膚１０に密着させることができる。
　プローブ１４０の厚さは、感圧接着層１１０の厚さより薄いことが好ましい。プローブ１４０の厚さは、０．１μｍ～１００μｍであることが好ましく、１μｍ～５０μｍであることがより好ましい。
　また、感圧接着層１１０Ａの平面視で中央部を囲む周囲の部分（矩形環状の部分）は、固定テープ１４５の上に位置する。図２では感圧接着層１１０Ａの上面は略平坦であるが、中央部が周囲の部分よりも下方に凹んでいてもよい。基材層１２０Ａは、感圧接着層１１０Ａの略平坦な上面の上に重ねられる。
　このような感圧接着層１１０Ａ及び基材層１２０Ａは、それぞれ、感圧接着層１１０及び基材層１２０と同じ材質で作製されていてもよい。また、感圧接着層１１０Ａは、感圧接着層１１０とは異なる材質で作製されていてもよい。また、基材層１２０Ａは、基材層１２０とは異なる材質で作製されていてもよい。
　なお、図２では各部の厚さを誇張しているが、実際には、感圧接着層１１０及び１１０Ａの厚さは１０μｍ～３００μｍであり、基材層１２０及び１２０Ａの厚さは１μｍ～３００μｍである。また、配線１３１の厚さは０．１μｍ～１００μｍであり、基板１３３の厚さは数１００μｍ程度であり、固定テープ１４５の厚さは１０μｍ～３００μｍである。
　また、図２に示すようにプローブ１４０とフレーム１３２が直接接触して電気的な接続が確保されている場合には、固定テープ１４５は、導電性を有しない樹脂製等のテープであってもよい。
　また、図２では、固定テープ１４５は、プローブ１４０に加えてフレーム１３２及び基板１３３の側面を覆い、基材層１２０の上面にまで到達している。しかしながら、固定テープ１４５はプローブ１４０とフレーム１３２を接合できればよいため、基材層１２０の上面にまで到達していなくてもよく、基板１３３の側面を覆っていなくてもよく、フレーム１３２の側面を覆っていなくてもよい。
　また、基板１３３と２つの基板１３５は一体化された１つの基板であってもよい。この場合は、１つの基板の表面に、配線１３１、２つのフレーム１３２、及び端子１３５Ａが設けられ、電子装置１５０と電池１６０が実装される。
　プローブ１４０として用いられる電極は、次のような導電性組成物を熱硬化して成形し作製することが好ましい。導電性組成物は、導電性高分子と、バインダー樹脂と、架橋剤及び可塑剤のうちの少なくとも何れか一方とを含む。
　導電性高分子としては、例えば、ポリチオフェン、ポリアセチレン、ポリピロール、ポリアニリン、又はポリフェニレンビニレン等を用いることができる。これらは、一種単独で用いてもよいし、二種以上併用してもよい。これらの中でも、ポリチオフェン化合物を用いることが好ましい。生体との接触インピーダンスがより低く、高い導電性を有する点から、ポリ３、４－エチレンジオキシチオフェン（ＰＥＤＯＴ）にポリスチレンスルホン酸（ポリ４－スチレンサルフォネート；ＰＳＳ）をドープしたＰＥＤＯＴ／ＰＳＳを用いることがより好ましい。
　導電性高分子の含有量は、導電性組成物１００質量部に対して、０．２０質量部～２０質量部であることが好ましい。前記含有量が上記範囲内であれば、導電性組成物に優れた導電性、強靱性及び柔軟性を付与できる。導電性高分子の含有量は、導電性組成物に対して、２．５質量部～１５質量部であることがより好ましく、３．０質量部～１２質量部であることがさらに好ましい。
　バインダー樹脂としては、水溶性高分子又は水不溶性高分子等を用いることができる。バインダー樹脂としては、導電性組成物に含まれる他の成分との相溶性の観点から、水溶性高分子を用いることが好ましい。なお、水溶性高分子は、水には完全に溶けず、親水性を有する高分子（親水性高分子）を含む。
　水溶性高分子としては、ヒドロキシル基含有高分子等を用いることができる。ヒドロキシル基含有高分子としては、アガロース等の糖類、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、変性ポリビニルアルコール、又はアクリル酸とアクリル酸ナトリウムとの共重合体等を用いることができる。これらは、一種単独で用いてもよいし、二種以上併用してもよい。これらの中でも、ポリビニルアルコール、又は変性ポリビニルアルコールが好ましく、変性ポリビニルアルコールがより好ましい。
　変性ポリビニルアルコールとしては、アセトアセチル基含有ポリビニルアルコール、ジアセトンアクリルアミド変性ポリビニルアルコール等が挙げられる。なお、ジアセトンアクリルアミド変性ポリビニルアルコールとしては、例えば、特開２０１６－１６６４３６号公報に記載されているジアセトンアクリルアミド変性ポリビニルアルコール系樹脂（ＤＡ化ＰＶＡ系樹脂）を用いることができる。
　バインダー樹脂の含有量は、導電性組成物１００質量部に対して、５質量部～１４０質量部であることが好ましい。前記含有量が上記範囲内であれば、導電性組成物に優れた導電性、強靱性及び柔軟性を付与できる。バインダー樹脂の含有量は、導電性組成物に対して、１０質量部～１００質量部であることがより好ましく、２０質量部～７０質量部であることがさらに好ましい。
　架橋剤及び可塑剤は、導電性組成物に強靱性及び柔軟性を付与する機能を有する。導電性組成物の成形体に柔軟性を付与することにより、伸縮性を有する電極が得られた。これにより、伸縮性を有するプローブ１４０を作製することができる。
　なお、強靱性は、優れた強度及び伸度を両立する性質である。強靱性は、強度及び伸度のうち、一方が顕著に優れるが、他方が顕著に低い性質を含まず、強度及び伸度の両方のバランスに優れた性質を含む。
　柔軟性は、導電性組成物の成形体（電極シート）を屈曲した後、屈曲部分に破断等の損傷の発生を抑制できる性質である。
　架橋剤は、バインダー樹脂を架橋させる。架橋剤がバインダー樹脂に含まれることで、導電性組成物の強靱性を向上させることができる。架橋剤は、ヒドロキシル基との反応性を有することが好ましい。架橋剤がヒドロキシル基との反応性を有すれば、バインダー樹脂がヒドロキシル基含有ポリマーである場合、架橋剤はヒドロキシル基含有ポリマーのヒドロキシル基と反応できる。
　架橋剤としては、ジルコニウム塩等のジルコニウム化合物；チタン塩等のチタン化合物；ホウ酸等のホウ化物；ブロックイソシアネート等のイソシアネート化合物；グリオキサール等のジアルデヒド等のアルデヒド化合物；アルコキシル基含有化合物、メチロール基含有化合物等が挙げられる。これらは、一種単独で用いてもよいし、二種以上併用してもよい。中でも、反応性及び安全性の点から、ジルコニウム化合物、イソシアネート化合物又はアルデヒド化合物が好ましい。
　架橋剤の含有量は、導電性組成物１００質量部に対して、０．２質量部～８０質量部であることが好ましい。前記含有量が上記範囲内であれば、導電性組成物に優れた強靱性及び柔軟性を付与できる。架橋剤の含有量は、１質量部～４０質量部であることがより好ましく、３．０質量部～２０質量部であることがより好ましい。
　可塑剤は、導電性組成物の引張伸度及び柔軟性を向上させる。可塑剤としては、グリセリン、エチレングリコール、プロピレングリコール、ソルビトール、これらの重合体等のポリオール化合物Ｎ－メチルピロリドン（ＮＭＰ）、ジメチルホルムアルデヒド（ＤＭＦ）、Ｎ－Ｎ'－ジメチルアセトアミド（ＤＭＡｃ）、ジメチルスルホキシド（ＤＭＳＯ）等の非プロトン性化合物等が挙げられる。これらは、一種単独で用いてもよいし、二種以上併用してもよい。これらの中でも、他の成分との相溶性の観点から、グリセリンが好ましい。
　可塑剤の含有量は、導電性組成物１００質量部に対して、０．２質量部～１５０質量部が好ましい。前記含有量が上記範囲内であれば、導電性組成物に優れた強靱性及び柔軟性を付与できる。可塑剤の含有量は、導電性高分子１００質量部に対して、１．０質量部～９０質量部であることがより好ましく、１０質量部～７０質量部であることがさらに好ましい。
　架橋剤及び可塑剤は、これらのうちの少なくとも一方が導電性組成物に含まれていればよい。架橋剤及び可塑剤の少なくとも一方が導電性組成物に含まれることで、導電性組成物の成形体は、強靱性及び柔軟性を向上させることができる。
　導電性組成物に架橋剤は含まれるが可塑剤は含まない場合、導電性組成物の成形体は、強靱性、すなわち、引張強度及び引張伸度の両方をより向上させることができると共に、柔軟性を向上させることができる。
　導電性組成物に可塑剤は含まれるが架橋剤は含まれない場合、導電性組成物の成形体の引張伸度を向上させることができるため、全体として導電性組成物の成形体は強靱性を向上させることができる。また、導電性組成物の成形体の柔軟性を向上させることができる。
　架橋剤及び可塑剤の両方が導電性組成物に含まれていることが好ましい。架橋剤及び可塑剤の両方が導電性組成物に含まれることで、導電性組成物の成形体にはより一層優れた強靱性が付与される。
　導電性組成物は、上記成分の他に、必要に応じて、界面活性剤、軟化剤、安定剤、レベリング剤、酸化防止剤、加水分解防止剤、膨張剤、増粘剤、着色剤、又は充てん剤等の公知の各種添加剤を適宜任意の割合で含むことができる。界面活性剤としては、シリコーン系界面活性剤等が挙げられる。
　導電性組成物は、上記した各成分を上記割合で混合することにより調製される。
　導電性組成物は、必要に応じて、溶媒を適宜任意の割合で含むことができる。これにより、導電性組成物の水溶液（導電性組成物水溶液）が調製される。
　溶媒としては、有機溶媒、又は水系溶媒を用いることができる。有機溶媒としては、例えば、アセトン、メチルエチルケトン（ＭＥＫ）等のケトン類；酢酸エチル等のエステル類；プロピレングリコールモノメチルエーテル等のエーテル類；Ｎ，Ｎ－ジメチルホルムアミド等のアミド類が挙げられる。水系溶媒としては、例えば、水；メタノール、エタノール、プロパノール、イソプロパノール用のアルコール等が挙げられる。これらの中でも、水系溶媒を用いることが好ましい。
　導電性高分子、バインダー樹脂、及び架橋剤の何れか一つ以上は、溶媒に溶解した水溶液として用いてもよい。この場合、溶媒としては、上記の水系溶媒が好ましい。
　電子装置１５０は、基材層１２０の上面１２２に設置されており、配線１３１と電気的に接続されている。電子装置１５０は、プローブ１４０として用いられる電極を介して取得する生体信号を処理する。電子装置１５０は、断面視において矩形状である。電子装置１５０の下面（－Ｚ方向）には、端子が設けられる。電子装置１５０の端子の材料としては、はんだ、導電性ペースト等が挙げられる。
　電子装置１５０は、図１に示すように、一例としてＡＳＩＣ(application specific integrated circuit、特定用途向け集積回路)１５０Ａ、ＭＰＵ(Micro Processing Unit)１５０Ｂ、メモリ１５０Ｃ、及び無線通信部１５０Ｄを含み、回路部１３０を介してプローブ１４０及び電池１６０に接続されている。
　ＡＳＩＣ１５０ＡはＡ/Ｄ(Analog to digital)変換器を含む。電子装置１５０は、電池１６０から供給される電力によって駆動され、プローブ１４０によって測定される生体信号を取得する。電子装置１５０は、生体信号にフィルタ処理やデジタル変換等の処理を行い、複数回にわたって取得された生体信号の加算平均値をＭＰＵ１５０Ｂが求めてメモリ１５０Ｃに格納する。電子装置１５０は、一例として２４時間以上にわたって連続的に生体信号を取得することができる。電子装置１５０は、長時間にわたって生体信号を測定する場合があるため、消費電力を低減するための工夫が施されている。
　無線通信部１５０Ｄは、評価試験においてメモリ１５０Ｃに格納された生体信号を評価試験の試験装置が無線通信で読み出す際に用いられるトランシーバであり、一例として２．４ＧＨｚで通信を行う。評価試験は、一例としてJIS 60601-2-47の規格の試験である。評価試験は、医療機器として生体信号を検出する生体センサの完成後に行われる動作確認を行う試験である。評価試験は、生体センサに入力される生体信号に対する、生体センサから取り出される生体信号の減衰率が５％未満であることを要求している。この評価試験は、すべての完成品に対して行うものである。
　電池１６０は、図２に示すように、基材層１２０の上面１２２に設けられている。電池１６０としては、鉛蓄電池又はリチウムイオン二次電池等を用いることができる。電池１６０は、ボタン電池型であってもよい。電池１６０は、バッテリの一例である。電池１６０は、その下面に設けられる端子を有する。電池１６０の２つの端子は、回路部１３０を介してプローブ１４０と電子装置１５０に接続される。電池１６０の容量は、一例として電子装置１５０が２４時間以上にわたって生体信号の測定を行えるように設定されている。
　カバー１７０は、基材層１２０、回路部１３０、基板１３５、プローブ１４０、固定テープ１４５、電子装置１５０、及び電池１６０の上を覆っている。カバー１７０は、基部１７０Ａと、基部１７０Ａの中央から＋Ｚ方向に突出した突出部１７０Ｂとを有する。基部１７０Ａは、カバー１７０の平面視で周囲に位置する部分であり、突出部１７０Ｂよりも低い部分である。突出部１７０Ｂの下側には凹部１７０Ｃが設けられている。カバー１７０は、基部１７０Ａの下面が基材層１２０の上面１２２に接着される。凹部１７０Ｃ内には、基板１３５、電子装置１５０、電池１６０が収納される。カバー１７０は、電子装置１５０及び電池１６０等を凹部１７０Ｃに収納した状態で、基材層１２０の上面１２２に接着されている。
　カバー１７０は、基材層１２０上の回路部１３０、電子装置１５０、及び電池１６０を保護するカバーとしての役割の他に、貼付型生体センサ１００に上面側から加えられる衝撃から内部の構成要素を保護する衝撃吸収層としての役割を有する。カバー１７０としては、例えば、シリコーンゴム、軟質樹脂、ウレタン等を用いることができる。
　図３は、貼付型生体センサ１００の回路構成を示す図である。各プローブ１４０は、配線１３１及び基板１３５の配線１３５Ｂを介して電子装置１５０及び電池１６０に接続されている。２つのプローブ１４０は、電子装置１５０及び電池１６０に対して並列に接続されている。
　次に、構造体１０１の曲げ剛性と、プローブ部１４３の粘着力とについて説明する。ここで、構造体１０１の曲げ剛性とは、感圧接着層１１０、基材層１２０、及びプローブ１４０を含むシート状の構造体１０１の曲げ剛性であり、単位幅（一例として１ｍｍ）当たりの曲げ剛性として示す。単位幅当たりの曲げ剛性の単位は［ＭＰａ・ｍｍ３／ｍｍ］である。
　また、プローブ部１４３の粘着力は、単位面積あたりの粘着力として表され、単位は例えば［Ｎ／ｃｍ２］となる。プローブ部１４３の粘着力は感圧接着層１１０Ａにより生じるが、プローブ１４０が粘着力を有する場合はプローブ部１４３の粘着力はプローブ１４０及び感圧接着層１１０Ａにより生じる。
　このため、プローブ部１４３の粘着力とは、感圧接着層１１０Ａによるプローブ部１４３の単位面積あたりの粘着力［Ｎ／ｃｍ２］、もしくは感圧接着層１１０Ａとプローブ１４０によるプローブ部１４３の単位面積あたりの粘着力［Ｎ／ｃｍ２］である。
　ここで、貼付型生体センサ１００を貼り付ける皮膚１０の表面には、生体の動作に伴って皺が生じる場合がある。
　生体が静止していて皮膚１０が平坦な状態で貼付型生体センサ１００を貼り付け、貼り付けた後に生体が動いて皮膚に皺が生じても、構造体１０１の剛性が十分に高く、プローブ部１４３の粘着力が十分に強い場合には、貼付型生体センサ１００が皮膚１０に強力に貼り付けられているため、貼り付けられている部分の皮膚１０に皺が発生することを抑制できる。
　皮膚１０に強力に貼り付けられている貼付型生体センサ１００が突っ張って、貼付型生体センサ１００が貼り付けられている部分の皮膚１０を押さえつけることによって、皺の発生を抑制できるからである。このような場合には、プローブ１４０が皮膚１０に密着しているため、生体信号を良好な状態で取得できる。
　しかしながら、構造体１０１の剛性が低く、プローブ部１４３の粘着力が弱いと、生体が動いて皮膚１０に皺が生じた際に、貼付型生体センサ１００が皮膚の皺に引っ張られて湾曲し、部分的に皮膚１０から剥がれるおそれがある。この場合に、プローブ１４０が皮膚１０から離れると生体信号を良好な状態で取得できなくなる。
　また、貼付型生体センサ１００が重いと、生体の動作に伴って皮膚１０から剥がれやすくなり、生体信号を良好な状態で取得できなくなるおそれがある。
　そこで、実施の形態では、良好な生体信号を取得できるようにするために、貼付型生体センサ１００に工夫を行った。
　図４Ａ～図４Ｃは、基材層１２０の材質、電極上部の厚さ［ｍｍ］、弾性率［ＭＰａ］、断面二次モーメント「ｍｍ３」、曲げ剛性［ＭＰａ・ｍｍ３／ｍｍ］、及び、粘着力［Ｎ／ｃｍ２］を様々な値に設定した場合における評価結果を示す図である。
　ここで、電極上部の厚さとは、構造体１０１におけるプローブ１４０よりも上にある感圧接着層１１０Ａと基材層１２０の厚さ（構造体１０１の厚さからプローブ１４０の厚さを差し引いた厚さ）である。弾性率は、構造体１０１の弾性率である。断面二次モーメントは、構造体１０１の単位幅当たりの断面二次モーメントであり、曲げモーメントに対する変形のしにくさを表す。曲げ剛性は、構造体１０１の単位幅当たりの曲げ剛性である。また、粘着力は、上述したようにプローブ部１４３の粘着力である。
　これらの材質や値を変えた貼付型生体センサ１００の３５個のサンプルを作製して評価を行った。評価結果を求める際の評価項目は、貼付型生体センサ１００を胸部に貼り付けた被験者の走行時における心電波形の基線変動及びノイズ、貼付型生体センサ１００を胸部に貼り付けた被験者の服の擦れによる心電波形の基線変動及びノイズ、信号評価、装着性、及び剥離時の痛みの７つの項目である。７つの項目のトータルの評価結果から、３５個のサンプルを、貼付型生体センサ１００として良好に使用できる第１グループ（サンプル１～１２）と、現実的な使用に不向きな第２グループ（サンプル２－１～２－２３）に分類した。
　評価項目のうち、走行時とは、貼付型生体センサ１００を胸部に貼り付けた被験者が走っているときのことをいう。また、服の擦れとは、貼付型生体センサ１００を胸部に貼り付けた被験者の服の胸元を掴み、上下に揺することで服を貼付型生体センサ１００に擦りつけることをいう。
　基線変動は、図５Ａ、及び図５Ｂに示すように、貼付型生体センサ１００から得られた心電波形の基線の変動を観察する。図５Ａのように、基線の変動が小さく安定して心電データが得られるものを、良好（〇）と評価する。図５Ｂのように、基線が一定の範囲内で変動しているものは、まあまあ良好（△）と評価する。図５Ｂの変動範囲を超えて基線が大きく変動するものは、不良（×）と評価する。
　信号評価は、基線変動の程度、心電波形が確認できるかどうか、ノイズに埋もれずに心電波形が確認できるかどうか、などの評価である。装着性は、貼付型生体センサ１００を装着した場合の主観的な評価である。剥離時の痛みは、貼付型生体センサ１００による測定が終了した後に皮膚から剥離するときの痛みの有無である。
　剥離時の痛みは、ＶＲＳ（Verbal Rating Scale：口頭式評価スケール）により評価した。ＶＲＳは、３段階の痛みの強さを表す言葉を数字の順に並べ、「痛みなし」、「少し痛い」、「痛い」のいずれかで評価する手法である。実施例では、「痛みなし」と「少し痛い」を良好（〇）と評価し、「痛い」を不良（×）と評価した。「痛い」場合を不良（×）とした理由は、プローブ電極の剥離時に皮膚が引っ張られることで痛みを感じるからである。
　基材層１２０の材質としては、シリコーンゴム、ＰＥＴ（Polyethyleneterephthalate）、アクリル樹脂、又はウレタンゴムを用いた。電極上部の厚さ［ｍｍ］、弾性率［ＭＰａ］、曲げ剛性［ＭＰａ・ｍｍ３／ｍｍ］、及び、粘着力［Ｎ／ｃｍ２］は、図４Ａ～図４Ｂに示すように様々な値に設定した。
　痛み評価を除く評価結果は、○（良好）、△（○ほどではないが良好）、×（不良）の３段階で示す。７項目の評価結果が○又は△であるサンプルは、貼付型生体センサ１００として合格である。第１グループのサンプル１～１２が合格と評価される。評価結果に×が１つでも含まれるサンプルは、貼付型生体センサ１００として不合格である。第２グループのサンプル２－１～２－２３が不合格である。
　図６は、図４Ａ～図４Ｃの評価結果をまとめたグラフである。横軸は曲げ剛性を表し、縦軸はプローブ部１４３の粘着力を表す。図６では、３５個のサンプルのうち、合格のサンプル１～１０を○で示し、不合格のサンプル２－１～２－９、及び２－１１～２－２０を×で示す。
　図５より、サンプル１～１０は、曲げ剛性が０．０１０以上、より好ましくは０．０３４以上であり、かつ、プローブ部１４３の粘着力が０．６よりも大きく、３，５以下であることが分かる。不合格と評価されたサンプル２－１～２－６は、曲げ剛性が０．０３４以上で、かつ、プローブ部１４３の粘着力が０．６よりも大きく、３．５以下の範囲に含まれるが、これらは装着性が悪く×評価とされている。装着性の評価が不良である理由は、曲げ剛性が強すぎて皮膚１０が引っ張られる感触が強かったためである。
　このため、曲げ剛性の上限値は、サンプル１～９のうちの最大値である１．８９８である。装着性の評価は主観的であるため、サンプル２－１～２－６については準合格として実施可能な条件に含ませてもよい。
　サンプル１～１０、２－１～２－９、及び２－１１～２－２０のみに着目するなら、生体が運動しても貼付型生体センサ１００で良好な生体情報を取得できるようにするには、構造体１０１の曲げ剛性を０．０３４以上にしたうえで、プローブ部１４３の粘着力を０．６より大きく、３．５以下の範囲、より好ましくは、１．０以上、２．５以下、さらに好ましくは１．３の近傍に設定すればよい。構造体１０１の曲げ剛性については、０．０３４以上で１．８９８以下であれば、装着性も良好になる。
　図７は、図４Ａ～図４Ｃの評価結果をまとめた別のグラフである。横軸は単位幅あたりの断面二次モーメント、縦軸はプローブ部１４３の粘着力を表す。図７では、３５個のサンプルのうち、第１グループのサンプル１～１２を四角で示し、第２グループのサンプル２－１～２－２３を黒丸で示している。マークの数が３５個よりも少ないのは、同じ測定値、または非常に近い測定値をもつサンプルが複数あるからである。
　図７のうち、粘着力が５．０［Ｎ／ｃｍ２］を超える３つのサンプルは、サンプル２－２１～２－２３である。これらのサンプルは、粘着力が強すぎて、貼付型生体センサ１００の剥離時に、痛みをともなう。ここから、粘着力は、５．０［Ｎ／ｃｍ２］以下であることが望ましい。
　一方、粘着力が０．６［Ｎ／ｃｍ２］のサンプルは、サンプル２－１１～２－２０である。これらのサンプルは、粘着力が低すぎてノイズが高く、正確な心電データをとることができない。ここから、粘着力は、０．６［Ｎ／ｃｍ２］よりも大きく、５．０［Ｎ／ｃｍ２］以下の範囲が望ましい。より好ましくは、上述したように、１．０［Ｎ／ｃｍ２］以上、３．５［Ｎ／ｃｍ２］以下、さらに好ましくは、１．３［Ｎ／ｃｍ２］以上、３．３［Ｎ／ｃｍ２］以下の範囲である。
　図７から、断面二次モーメントは、第２グループを除く範囲、すなわち、０．０００１［ｍｍ３］以上、０．７０００［ｍｍ３］以下の範囲が望ましく、より好ましくは、０．０００３［ｍｍ３］以上、０．２３００［ｍｍ３］以下の範囲である。
　以上、実施の形態の貼付型生体センサ１００は、構造体１０１の曲げ剛性と、プローブ部１４３の粘着力とを上述のような値に設定することにより、生体が運動しても良好な生体信号（生体情報）を取得することができる。
　したがって、良好な生体情報を取得できる貼付型生体センサ１００を提供することができる。
　以上、本発明の例示的な実施の形態の貼付型生体センサについて説明したが、本発明は、具体的に開示された実施の形態に限定されるものではなく、特許請求の範囲から逸脱することなく、種々の変形や変更が可能である。
　この出願は、２０１９年３月２６日に出願された日本国特許出願第２０１９－０５８３２８号、及び２０２０年３月４日に出願された日本国特許出願第２０２０－０３６７１２号に基づいて、その優先権を主張するものであり、これらの日本国特許出願の全内容を含む。
　１００　貼付型生体センサ
　１１０　感圧接着層
　１２０　基材層
　１３０　回路部
　１４０　プローブ
　１４５　固定テープ
　１５０　電子装置
　１６０　電池
　１７０　カバー

Claims (9)

  1. 　被検体に貼り付けられる貼付面を有する感圧接着層及び電極部と、
    　前記感圧接着層の貼付面の反対面に重ねて設けられる基材層と、
    　前記基材層の上に設けられ、前記電極部を介して取得する生体信号を処理する電子装置と
    　を含み、
    　前記感圧接着層、前記電極部、及び前記基材層を含む構造体の曲げ剛性は、０．０１０［ＭＰａ・ｍｍ３／ｍｍ］以上であり、
    　前記電極部が前記被検体に粘着する粘着力は、０．６［Ｎ／ｃｍ２］より大きく、５．０［Ｎ／ｃｍ２］以下である、貼付型生体センサ。
  2. 　被検体に貼り付けられる貼付面を有する感圧接着層及び電極部と、
    　前記感圧接着層の貼付面の反対面に重ねて設けられる基材層と、
    　前記基材層の上に設けられ、前記電極部を介して取得する生体信号を処理する電子装置と
    　を含み、
    　前記感圧接着層、前記電極部、及び前記基材層を含む構造体の曲げ剛性は、０．０３４［ＭＰａ・ｍｍ３／ｍｍ］以上であり、
    　前記電極部が前記被検体に粘着する粘着力は、１．３［Ｎ／ｃｍ２］以上である、貼付型生体センサ。
  3. 　前記基材層を含む構造体の曲げ剛性は、１．８９８［ＭＰａ・ｍｍ３／ｍｍ］以下である、請求項１又は２記載の貼付型生体センサ。
  4. 　前記構造体の単位幅あたりの断面二次モーメントは、０．０００１［ｍｍ３］以上、０．７０００［ｍｍ３］以下である、請求項１乃至３のいずれか一項に記載の貼付型生体センサ。
  5. 　前記電極部は前記感圧接着層の前記貼付面の少なくとも一部と一体化されている、請求項１乃至４のいずれか一項に記載の貼付型生体センサ。
  6. 　前記電極部は、所定のパターン形状の電極を有する、請求項１乃至５のいずれか一項に記載の貼付型生体センサ。
  7. 　前記電極部と前記電子装置とを接続する回路部と、
    　前記回路部が形成され、前記基材層の上に設けられる基板と
    　をさらに含む、請求項１乃至６のいずれか一項記載の貼付型生体センサ。
  8. 　前記基板には、前記電子装置が実装される、請求項７記載の貼付型生体センサ。
  9. 　前記回路部が形成され、前記基材層の上に設けられる第２基板をさらに含む、請求項７又は８記載の貼付型生体センサ。
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