WO2022107710A1 - 生体センサ - Google Patents

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WO2022107710A1
WO2022107710A1 PCT/JP2021/041854 JP2021041854W WO2022107710A1 WO 2022107710 A1 WO2022107710 A1 WO 2022107710A1 JP 2021041854 W JP2021041854 W JP 2021041854W WO 2022107710 A1 WO2022107710 A1 WO 2022107710A1
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base material
skin
adhesive layer
electrode
biosensor
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PCT/JP2021/041854
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雅之 南方
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日東電工株式会社
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    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6823—Trunk, e.g., chest, back, abdomen, hip

Definitions

  • the present invention relates to a biosensor.
  • biosensors that measure biometric information such as electrocardiogram waveforms, pulse waves, electroencephalograms, and myoelectricity are used.
  • the biosensor is equipped with a bioelectrode that contacts the living body and acquires the biometric information of the subject.
  • the biosensor is attached to the skin of the subject and the bioelectrode is attached to the skin of the subject. Make contact.
  • Biological information is measured by acquiring electrical signals related to biological information with bioelectrodes.
  • a garment for measuring biometric information provided with a biocontact type electrode using a stretchable conductor sheet containing at least conductive fine particles and a flexible resin binder as a conductive member inside the garment.
  • the biocontact type electrode attached to this biometric information measurement garment has an area of the electrode surface of 1 square centimeter or more, and the static friction coefficient between the surface of the biocontact type electrode and dry skin is 0.4 or more and 2.0 or less.
  • the biological contact type electrode does not have adhesiveness, and the biological contact type electrode is sandwiched between the skin of the subject and the base material of the biological information measurement garment when worn. As a result, the position of the biocontact type electrode is fixed. Therefore, there is a problem that the position of the biological contact type electrode is easily displaced due to the movement of clothes and the movement of the skin of the subject during exercise such as walking or movement, and noise is likely to be generated in the electrocardiogram during exercise.
  • One aspect of the present invention is to provide a biosensor capable of stably acquiring an electrocardiogram waveform even during exercise.
  • One aspect of the biological sensor according to the present invention is a biological sensor attached to a living body to acquire a biological signal, which is a housing, a base material provided on the living body side of the housing, and the base material. It comprises an electrode provided on the surface on the living body side, the breaking elongation rate of the base material is 30% to 500%, and the static friction coefficient of the electrode is 3.0 to 7.0.
  • One aspect of the biosensor according to the present invention can stably acquire an electrocardiogram waveform even during exercise.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view taken along the line I-I of FIG. It is a top view which shows the structure of a sensor part. It is an exploded perspective view of a part of the sensor part of FIG. It is explanatory drawing which shows the state which attached the biosensor to the skin of a living body (subject). It is explanatory drawing which shows an example of the electrocardiogram waveform without noise. It is a figure explaining the SN ratio of the electrocardiogram waveform.
  • the biosensor according to this embodiment will be described.
  • the living body means a human body and animals such as cows, horses, pigs, chickens, dogs, and cats.
  • the biosensor according to the present embodiment can be suitably used for a living body, especially for a human body.
  • the biosensor according to the present embodiment is a stick-on biosensor that is attached to the skin, which is a part of a living body, to measure biological information.
  • a case where the living body is a human will be described as an example.
  • FIG. 1 is a perspective view showing the configuration of a biological sensor according to the present embodiment
  • FIG. 2 is an exploded perspective view of FIG. 1
  • FIG. 3 is a sectional view taken along the line I-I of FIG.
  • the biosensor 1 is a plate-shaped (sheet-shaped) member formed in a substantially elliptical shape in a plan view.
  • the biosensor 1 has a housing (cover member) 10, a foam sheet 20, an electrode 30, a supporting adhesive sheet 40, and a sensor unit 50, and is supported from the housing 10 side. It is formed by laminating the housing 10, the foamed sheet 20, the electrode 30, and the supporting adhesive sheet 40 in this order toward the adhesive sheet 40 side.
  • the biological sensor 1 attaches the foam sheet 20, the electrode 30, and the supporting adhesive sheet 40 to the skin 2 which is a living body, and acquires a biological signal from the skin 2 via the electrode 30.
  • the biosensor 1 may have a release paper 60 on the side where the foam sheet 20, the electrode 30, and the supporting adhesive sheet 40 are attached to the living body when not in use, and the release paper 60 may be peeled off when in use. It can be used by sticking it on the surface of the skin 2.
  • the housing 10, the foamed sheet 20, and the supporting adhesive sheet 40 have substantially the same outer shape in a plan view.
  • the sensor unit 50 is installed on the support adhesive sheet 40 and is housed in the storage space S formed by the housing 10 and the foam sheet 20.
  • a three-dimensional Cartesian coordinate system in three-axis directions (X-axis direction, Y-axis direction, Z-axis direction) is used, the short-axis direction of the biosensor is the X-axis direction, and the long-axis direction is the Y-axis direction.
  • the height direction (thickness direction) is the Z-axis direction.
  • the direction opposite to the side (attachment side) on which the biological sensor is attached to the living body (subject) is the + Z axis direction, and the side (attachment side) to which the biological sensor is attached to the living body (subject) is the ⁇ Z axis direction.
  • the + Z-axis direction side is referred to as an upper side or an upper side
  • the ⁇ Z axis direction side is referred to as a lower side or a lower side, but does not represent a universal hierarchical relationship.
  • the inventor of the present application considers the breaking elongation rate of the foamed base material 211 included in the foamed sheet 20 and the static friction coefficient ⁇ of the electrode 30 to be the biosensor 1.
  • the inventor of the present application states that when the breaking elongation rate of the foamed base material 211 is 30% to 500% and the static friction coefficient ⁇ of the electrode 30 is 3.0 to 7.0, the biosensor 1 is the skin 2. It was discovered that it is possible to suppress the occurrence of misalignment on the sticking surface of.
  • the biological sensor 1 can suppress noise generated in the electrocardiogram even when the subject is exercising such as walking or moving, and can stably acquire the waveform of the electrocardiogram (electrocardiogram waveform).
  • the inventor of the present application enhances the durability of the biosensor 1 and imparts it to the biosensor 1 skin 2 by setting the breaking elongation rate of the foamed base material 211 and the static friction coefficient ⁇ of the electrode 30 within the above ranges. We found that the burden could be reduced.
  • the housing 10 is located on the outermost side (+ Z-axis direction) of the biosensor 1 and is adhered to the upper surface of the foam sheet 20.
  • the housing 10 has a projecting portion 11 projecting substantially on the dome in the height direction (+ Z axis direction) of FIG. 1 at the central portion in the longitudinal direction (Y-axis direction), and the inside of the projecting portion 11 ( On the sticking side), a recess 11a formed in a concave shape is formed on the living body side. Further, the lower surface (the surface on the sticking side) of the housing 10 is formed flat.
  • a storage space S for accommodating the sensor portion 50 is formed by the recess 11a on the inner surface of the protruding portion 11 and the hole portion 211a of the foamed base material 211.
  • the material for forming the housing 10 for example, a flexible material such as silicone rubber, fluororubber, urethane rubber, etc. can be used. Further, the housing 10 can be formed by laminating the above-mentioned flexible material on the surface of the support using a base resin such as polyethylene terephthalate (PET) as the support.
  • PET polyethylene terephthalate
  • the thickness of the upper surface and the side wall of the protruding portion 11 of the housing 10 is thicker than the thickness of the flat portions 12a and 12b provided on both ends in the longitudinal direction (Y-axis direction) of the housing 10.
  • the flexibility of the protruding portion 11 can be made lower than the flexibility of the flat portions 12a and 12b, and the sensor portion 50 can be protected from the external force applied to the biological sensor 1.
  • the thickness of the upper surface and the side wall of the protruding portion 11 is preferably 1.5 mm to 3 mm, and the thickness of the flat portions 12a and 12b is preferably 0.5 mm to 1 mm.
  • the thin flat portions 12a and 12b have higher flexibility than the protruding portions 11, when the biosensor 1 is attached to the skin 2, the surface of the skin 2 due to body movements such as stretching, bending, and twisting It can be easily deformed by following the deformation. As a result, when the surface of the skin 2 is deformed, the stress applied to the flat portions 12a and 12b can be relaxed, and the biosensor 1 can be made difficult to peel off from the skin 2.
  • the outer peripheral portions of the flat portions 12a and 12b have a shape in which the thickness gradually decreases toward the ends. As a result, the flexibility of the outer peripheral portions of the flat portions 12a and 12b can be further increased, and the biosensor 1 is attached to the skin 2 as compared with the case where the thickness of the outer peripheral portions of the flat portions 12a and 12b is not reduced. It is possible to improve the wearing feeling when the skin is worn.
  • the hardness (strength) of the housing 10 is preferably 40 to 70, more preferably 50 to 60.
  • the hardness (hardness) refers to Shore A hardness.
  • the foam sheet 20 is provided so as to be adhered to the lower surface of the housing 10.
  • the foam sheet 20 has a through hole 20a at a position facing the protrusion 11 of the housing 10.
  • the sensor body 52 of the sensor unit 50 is housed in the storage space S formed by the recess 11a on the inner surface of the housing 10 and the through hole 20a without being blocked by the foam sheet 20 by the through hole 20a.
  • the foam sheet 20 has a foam sticking layer 21 and a housing adhesive layer 22 provided on the surface on the housing 10 side (+ Z axis direction).
  • the foamed pasting layer 21 includes a foamed base material (also referred to as a foam) 211 and an adhesive layer 212 for a base material provided on the surface of the foamed base material 211 on the living body side (-Z axis direction). And have.
  • the foamed base material 211 has a porous structure and can be formed by using a porous body having flexibility, waterproofness and moisture permeability.
  • a porous body for example, a foam material such as open cells, closed cells, and semi-closed cells can be used. As a result, water vapor due to sweat or the like generated from the skin 2 to which the biosensor 1 is attached can be released to the outside of the biosensor 1 via the foamed base material 211.
  • the elongation at break of the foamed base material 211 is 30% to 500%, preferably 40% to 400%, and more preferably 50% to 300%. If the breaking elongation rate of the foamed base material 211 is less than 30%, the biosensor cannot follow the movement of the skin 2, the noise generated in the electrocardiogram waveform becomes large, and the subject tends to be uncomfortable. When the breaking elongation rate of the foamed base material 211 exceeds 500%, the volume of the voids formed inside the foamed base material 211 is large and the foamed base material 211 becomes too soft, so that the shape of the foamed base material 211 is unstable. become.
  • the foamed base material 211 Durability tends to decrease.
  • the breaking elongation rate of the foamed base material 211 is 30% to 500%, the biosensor 1 tends to extend in contact with the skin 2 and can maintain the state of contact with the skin 2, so that noise generated in the electrocardiogram waveform is generated. Can be reduced and the discomfort given to the subject can be reduced.
  • the foamed base material 211 since the liquid can be suppressed from entering the voids in the foamed base material 211 and the gap between the foamed base material 211 and the adhesive layer 212 for the base material or the adhesive layer 22 for the housing, the foamed base material 211 has durability. Can be maintained.
  • the breaking elongation ratio of the foamed base material 211 is the length of the foamed base material 211 in the major axis direction or the minor axis direction at the time of breaking, before the foamed base material 211 is pulled.
  • Fracture elongation of the foamed base material 211 length in the major axis direction or minor axis direction at the time of fracture of the foamed substrate 211 / length in the major axis direction or minor axis direction before pulling the foamed substrate 211 ... ( 1)
  • the breaking elongation of the foamed base material 211 can be measured using a tensile tester (AGS-J, manufactured by Shimadzu Corporation).
  • the tensile test conditions at this time can be appropriately set.
  • the width of the foamed base material 211 (the maximum width in the minor axis direction of the foamed base material 211) is 10 mm, and a pair of jigs for gripping both ends of the foamed base material 211. The initial distance between them is 50 mm, and the tensile strength is 300 mm / min.
  • the breaking elongation of the foamed base material 211 may be any of the breaking elongation of the foamed base material 211 in the major axis direction and the minor axis direction, but from the viewpoint of ease of measurement, the breaking elongation ratio of the foamed base material 211 is in the major axis direction.
  • the elongation at break is preferable.
  • a rectangular sheet having a predetermined size for example, short side 10 mm ⁇ long side 70 mm ⁇ thickness 0.5 mm
  • a predetermined size for example, short side 10 mm ⁇ long side 70 mm ⁇ thickness 0.5 mm
  • Both ends on the short side of the rectangular sheet refer to a region within a predetermined range (for example, 15 mm or less) from the surface on the short side, although it depends on the size of the rectangular sheet.
  • the breaking elongation rate of the foamed base material 211 may be the average value of the measured values of each of the plurality of (for example, three) foamed base materials 211.
  • the outer shape of the foamed base material 211 is elliptical, and when the foamed base material 211 is attached to the skin 2, the foamed base material 211 is most easily expanded and contracted in the long axis direction. , It is preferable that the elongation at break in the long axis direction of the foamed base material 211. Even when the outer shape of the foamed base material 211 is rectangular, the breaking elongation rate of the foaming base material 211 is preferably the breaking elongation rate in the long side direction of the foamed base material 211.
  • the breaking elongation rate of the foaming base material 211 may be the breaking elongation ratio in one side direction of the foamed base material 211.
  • the breaking elongation of the foamed base material 211 may be the breaking elongation of the diameter of the foamed base material 211.
  • thermoplastic resin such as a polyurethane resin, a polystyrene resin, a polyolefin resin, a silicone resin, an acrylic resin, a vinyl chloride resin, or a polyester resin can be used.
  • a thermoplastic resin such as a polyurethane resin, a polystyrene resin, a polyolefin resin, a silicone resin, an acrylic resin, a vinyl chloride resin, or a polyester resin.
  • the thickness of the foamed base material 211 can be appropriately set, and can be, for example, 0.5 mm to 1.5 mm.
  • the foamed base material 211 has a hole 211a at a position facing the protrusion 11 of the housing 10.
  • the foamed pasting layer 21 uses a foamed base material 211, but is not limited to this, and a base material having no porous structure may be used.
  • the base material may have a breaking elongation rate of 30% to 500%, and may have flexibility, waterproofness, and moisture permeability. If the base material has a breaking elongation rate of 30% to 500% and has flexibility, waterproofness, and moisture permeability, it can easily extend in contact with the skin 2 and can maintain the state of contact with the skin 2. , The intrusion of the liquid into the gap between the foamed base material 211 and the base material adhesive layer 212 or the housing adhesive layer 22 can be suppressed, and the durability can be maintained. As a result, the water vapor generated from the skin 2 to which the biosensor 1 is attached can be released to the outside of the biosensor 1 via the base material.
  • thermoplastic resin such as a polyurethane resin, a polystyrene resin, a polyolefin resin, a silicone resin, an acrylic resin, a vinyl chloride resin, or a polyester resin
  • a thermoplastic resin such as a polyurethane resin, a polystyrene resin, a polyolefin resin, a silicone resin, an acrylic resin, a vinyl chloride resin, or a polyester resin
  • the adhesive layer 212 for a base material is provided by being attached to the lower surface of the foamed base material 211, and adheres the foamed base material 211 and the base material 41, and also adheres the foamed base material 211 and the electrode 30. Has the function of adhering to.
  • the adhesive layer 212 for the base material preferably has moisture permeability. Water vapor or the like generated from the skin 2 to which the biosensor 1 is attached can be released to the foamed base material 211 via the adhesive layer 212 for the base material. Further, since the foamed base material 211 has a bubble structure as described above, water vapor can be discharged to the outside of the biological sensor 1 via the adhesive layer 22 for the housing. As a result, it is possible to prevent sweat or water vapor from accumulating at the interface between the skin 2 to which the biosensor 1 is attached and the adhesive layer 42 for sticking. As a result, the adhesive force of the base material adhesive layer 212 is weakened by the moisture accumulated at the interface between the skin 2 and the base material adhesive layer 212, and the biosensor 1 can be prevented from peeling off from the skin 2.
  • the moisture permeability of the adhesive layer 212 for the base material is preferably 1 (g / m 2 ⁇ day) or more, and more preferably 10 (g / m 2 ⁇ day) or more.
  • the moisture permeability of the adhesive layer 212 for the base material is 10,000 (g / m 2 ⁇ day) or less.
  • the material for forming the pressure-sensitive adhesive layer 212 for the base material is preferably a material having pressure-sensitive adhesiveness, and the same material as the pressure-sensitive adhesive layer 42 for sticking can be used, and an acrylic pressure-sensitive adhesive is used. Is preferable.
  • the adhesive layer 212 for the base material a double-sided adhesive tape formed of the above material can be used.
  • the waterproof property of the biosensor 1 can be improved and the bonding strength with the housing 10 can be improved.
  • the adhesive layer 212 for a base material has a wavy pattern (web pattern) formed on the surface thereof, in which a pressure-sensitive adhesive-forming portion in which an adhesive is present and an adhered portion without an adhesive are alternately formed. You may.
  • a double-sided adhesive tape having a web pattern formed on its surface can be used as the adhesive layer 212 for the base material.
  • the adhesive layer 212 for a base material since both the portion where the adhesive is present and the portion where the adhesive is not present are present on the surface of the adhesive layer 212 for the base material, the adhesive is scattered on the surface of the adhesive layer 212 for the base material. be able to.
  • the moisture permeability of the adhesive layer 212 for a base material tends to increase as the adhesive is thinner. Therefore, the adhesive layer 212 for a base material has a web pattern formed on its surface, and the adhesive has a partially thin portion, so that the adhesive strength is maintained as compared with the case where the web pattern is not formed. However, the moisture permeability can be improved.
  • the width between the pressure-sensitive adhesive forming portion and the adhered portion can be appropriately designed, and the width of the pressure-sensitive adhesive forming portion is preferably, for example, 500 ⁇ m to 1000 ⁇ m, and the width of the adhered portion is 1500 ⁇ m to 5000 ⁇ m. Is preferable.
  • the widths of the pressure-sensitive adhesive forming portion and the portion to be adhered are within the above-mentioned preferable ranges, the pressure-sensitive adhesive layer 212 for a base material can exhibit excellent moisture permeability while maintaining the adhesive strength.
  • the thickness of the adhesive layer 212 for the base material can be appropriately set arbitrarily, and is preferably 10 ⁇ m to 300 ⁇ m, more preferably 50 ⁇ m to 200 ⁇ m, and even more preferably 70 ⁇ m to 110 ⁇ m.
  • the biosensor 1 can be made thinner.
  • the adhesive layer 22 for a housing is provided in a state of being attached to the upper surface of the foamed base material 211.
  • the adhesive layer 22 for the housing is attached to the upper surface of the foamed base material 211 at a position corresponding to the flat surface on the attachment side (-Y-axis direction) of the housing 10, and the foamed base material 211 and the housing are attached. It has a function of adhering to 10.
  • a silicon-based adhesive such as silicon tape can be used as a material for forming the adhesive layer 22 for the housing.
  • the thickness of the adhesive layer 22 for the housing can be appropriately set, and can be, for example, 10 ⁇ m to 300 ⁇ m.
  • the electrode 30 is connected to the lower surface of the adhesive layer 212 for the base material on the sticking side (-Z axis direction), and a part of the sensor body 52 side of the electrode 30 is connected to the wirings 53a and 53b. , It is attached in a state of being sandwiched between the adhesive layer 212 for a base material and the adhesive layer 43 for a sensor. The portion of the electrode 30 that is not sandwiched between the adhesive layer 212 for the base material and the adhesive layer 43 for the sensor comes into contact with the living body. When the biological sensor 1 is attached to the skin 2, the electrode 30 comes into contact with the skin 2, so that a biological signal can be detected.
  • the biological signal is, for example, an electric signal representing an electrocardiogram waveform, an electroencephalogram, a pulse, or the like.
  • the electrode 30 may be embedded in the base material 41 in a state of being exposed so as to be in contact with the skin 2.
  • the electrode 30 contains a conductive polymer and a binder resin, and the conductive polymer is contained in a state of being dispersed in the binder resin.
  • the electrode 30 can be formed by using an electrode sheet formed in the form of a cured product, metal, alloy or the like of a conductive composition containing a conductive polymer and a binder resin.
  • the conductive polymer examples include polythiophene-based conductive polymer, polyaniline-based conductive polymer, polypyrrole-based conductive polymer, polyacetylene-based conductive polymer, polyphenylene-based conductive polymer and derivatives thereof, and these. Complexes and the like can be used. These may be used alone or in combination of two or more.
  • polythiophene-based conductive polymer examples include polythiophene, poly (3-methylthiophene), poly (3-ethylthiophene), poly (3-propylthiophene), poly (3-butylthiophene), and poly (3-hexylthiophene).
  • polyaniline-based conductive polymer examples include polyaniline, polystyrene sulfonic acid (also referred to as PSS), polyvinyl sulfonic acid, polyallyl sulfonic acid, polyacrylic sulfonic acid, polymethacrylic sulfonic acid, and poly (2-acrylamide-2-methylpropanesulfonic acid).
  • Polymers with sulfonic acid groups such as acid), polyisoprenesulfonic acid, polysulfoethylmethacrylate, poly (4-sulfobutylmethacrylate), polymethacryloxybenzenesulfonic acid, polyvinylcarboxylic acid, polystyrenecarboxylic acid, polyallylcarboxylic acid.
  • sulfonic acid groups such as acid
  • polyisoprenesulfonic acid such as acid
  • polysulfoethylmethacrylate poly (4-sulfobutylmethacrylate)
  • polymethacryloxybenzenesulfonic acid polyvinylcarboxylic acid
  • polystyrenecarboxylic acid polyallylcarboxylic acid.
  • Examples thereof include polymers having a carboxylic acid group such as acid, polyacrylic carboxylic acid, polymethacrylic carboxylic acid, poly (2-acrylamide-2-methylpropane carboxylic acid), poly
  • These may be used as a homopolymer obtained by polymerizing one kind alone, or may be used as a copolymer of two or more kinds.
  • a polymer having a sulfonic acid group is preferable, and polystyrene sulfonic acid is more preferable, because the conductivity can be made higher.
  • Polypyrrole-based conductive polymers include polypyrrole, poly (N-methylpyrrole), poly (3-methylpyrrole), poly (3-ethylpyrrole), poly (3-n-propylpyrrole), and poly (3-butyl).
  • Pyrrole poly (3-octylpyrrole), poly (3-decylpyrrole), poly (3-dodecylpyrrole), poly (3,4-dimethylpyrrole), poly (3,4-dibutylpyrrole), poly (3) -Carboxypyrrole), Poly (3-Methyl-4-carboxypyrrole), Poly (3-Methyl-4-carboxyethylpyrrole), Poly (3-Methyl-4-carboxybutylpyrrole), Poly (3-Hydroxypyrrole) , Poly (3-methoxypyrrole), poly (3-ethoxypyrrole), poly (3-butoxypyrrole), poly (3-hexyloxypyrrole), poly (3-methyl-4-hexyloxypyrrole) and the like. ..
  • polyacetylene-based conductive polymer examples include polyacetylene monoester having an ester at the para position of phenylacetylene and polyacetylene having a polar group such as polyphenylacetylene monoamide having an amide at the para position of phenylacetylene.
  • polyphenylene-based conductive polymer examples include polyphenylene vinylene and the like.
  • complexes examples include a complex obtained by doping polythiophene with polyaniline as a dopant.
  • a complex of polythiophene and polyaniline PEDOT / PSS or the like obtained by doping PEDOT with PSS can be used.
  • the conductive polymer a composite obtained by doping polythiophene with polyaniline as a dopant is preferable.
  • PEDOT / PSS obtained by doping PEDOT with PSS is more preferable because it has a lower contact impedance with a living body and has high conductivity.
  • the electrode 30 has a plurality of through holes 31 on the contact surface with the skin 2. As a result, the electrode 30 can be exposed to the sticking side from the through hole 31 in a state of being stuck to the base material adhesive layer 212, so that the electrode 30 and the skin 2 are in close contact with each other. You can improve your sex.
  • the coefficient of static friction ⁇ of the electrode 30 is 3.0 to 7.0, preferably 3.5 to 6.5, and more preferably 4.0 to 6.0.
  • the static friction coefficient ⁇ of the electrode 30 is less than 3.0, the tack of the electrode 30 becomes small, so that the electrode 30 is easily displaced from the skin 2. Therefore, the noise generated in the electrocardiogram waveform measured by the biosensor 1 tends to increase.
  • the static friction coefficient ⁇ of the electrode 30 exceeds 7.0, the electrode 30 sticks to the skin 2 too strongly. Therefore, when the biosensor 1 is attached to the skin 2 for a long time (for example, 24 hours), the skin 2 The burden on the skin 2 such as rough skin tends to increase.
  • the electrode 30 can have an appropriate tack, so that the adhesiveness to the skin 2 can be maintained. Therefore, the electrode 30 can be made difficult to be displaced from the skin 2. Further, since the electrode 30 can be appropriately attached to the skin 2 with an adhesive force, the burden on the skin 2 can be reduced.
  • the coefficient of static friction ⁇ is the ratio of the maximum frictional force acting on the contact surface and the magnitude of the drag force perpendicular to the contact surface when the two objects are in contact with each other and are stationary.
  • the static friction coefficient ⁇ of the electrode 30 can be measured by using a static friction coefficient measuring machine (Tribogear TYPE: 10 manufactured by Shinto Kagaku Co., Ltd.).
  • the coefficient of static friction ⁇ of the electrode 30 with respect to the simulated skin can be measured as follows.
  • a bio-skin plate manufactured by Viewlac Co., Ltd., product number P001-001, length 195 mm x width
  • 120 mm ⁇ thickness 5 mm may be used.
  • the supporting pressure-sensitive adhesive sheet 40 has a base material 41, a sticking pressure-sensitive adhesive layer 42, and a sensor pressure-sensitive adhesive layer 43.
  • the base material 41 has the outer shapes on both sides of the adhesive layer 42 for sticking in the width direction (X-axis direction) on both sides of the housing 10 and the foam sheet 20 in the width direction (X-axis direction). It is almost the same as the outer shape.
  • the length of the base material 41 (Y-axis direction) is shorter than the length of the housing 10 and the foam sheet 20 (Y-axis direction). Both ends of the support adhesive sheet 40 in the longitudinal direction are positions where the wirings 53a and 53b of the sensor unit 50 are sandwiched between the support adhesive sheet 40 and the foam sheet 20, and are located at positions where they overlap with a part of the electrode 30. ..
  • the sensor adhesive layer 43 is provided on the upper surface of the base material 41, and the base material adhesive layer 212 is provided on the sticking surface of the foamed sheet 20.
  • the adhesive layer 43 for the sensor of the supporting adhesive sheet 40 and the adhesive layer 212 for the base material of the foamed sheet 20 protruding from both ends in the longitudinal direction of the supporting adhesive sheet 40 form a surface to be attached to the skin 2. ..
  • the waterproofness and moisture permeability differ depending on the position of the sticking surface, and the adhesiveness also differs.
  • the adhesiveness on the sticking surface corresponding to the foam sheet 20 is the skin. It will greatly affect the sticking performance to 2.
  • the base material 41 can be formed by using a flexible resin having appropriate elasticity, flexibility and toughness.
  • Examples of the material forming the base material 41 include polyester resins such as polyethylene terephthalate (PET), polybutylene terephthalate, polytrimethylene terephthalate, polyethylene naphthalate, and polybutylene naphthalate; polyacrylic.
  • Acrylic resins such as acid, polymethacrylic acid, methyl polyacrylate, polymethyl methacrylate (PMMA), ethyl polymethacrylate, butyl polyacrylate; polyolefin resins such as polyethylene and polypropylene; polystyrene, imide-modified polystyrene, acrylonitrile Polystyrene resin such as butadiene / styrene (ABS) resin, imide-modified ABS resin, styrene / acrylonitrile copolymer (SAN) resin, acrylonitrile / ethylene-propylene-diene / styrene (AES) resin; polyimide resin; polyurethane resin ; Silicone resin; A thermoplastic resin such as a polyvinyl chloride resin such as a polyvinyl chloride or a vinyl chloride-vinyl acetate copolymer resin can be used.
  • ABS butadiene / styrene
  • thermoplastic resins are waterproof (low moisture permeability). Therefore, the base material 41 is formed by using these thermoplastic resins, so that the sweat or water vapor generated from the skin 2 causes the base material 41 in a state where the biological sensor 1 is attached to the skin 2 of the living body. It is possible to prevent the sensor unit 50 from invading the flexible substrate 51 side through the sensor unit 50.
  • the base material 41 is formed in a flat plate shape.
  • the thickness of the base material 41 can be arbitrarily selected, for example, preferably 1 ⁇ m to 300 ⁇ m, more preferably 5 ⁇ m to 100 ⁇ m, and further preferably 10 ⁇ m to 50 ⁇ m.
  • the sticking adhesive layer 42 is provided on the lower surface of the base material 41 on the sticking side ( ⁇ Z axis direction), and is a layer that comes into contact with a living body.
  • the adhesive layer 42 for sticking preferably has pressure-sensitive adhesiveness. Since the adhesive layer 42 for attachment has pressure-sensitive adhesiveness, it can be easily attached to the skin 2 by pressing the biological sensor 1 against the skin 2 of the living body.
  • the material of the adhesive layer 42 for sticking is not particularly limited as long as it is a material having pressure-sensitive adhesiveness, and examples thereof include materials having biocompatibility.
  • Examples of the material for forming the adhesive layer 42 for sticking include an acrylic pressure-sensitive adhesive and a silicone-based pressure-sensitive adhesive. Acrylic pressure-sensitive adhesives are preferable.
  • the acrylic pressure-sensitive adhesive preferably contains an acrylic polymer as a main component.
  • the acrylic polymer can function as 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 containing a monomer copolymerizable 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 acrylic pressure-sensitive adhesive preferably further contains a carboxylic acid ester.
  • the carboxylic acid ester functions as 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 adhesive layer 42 for sticking.
  • a carboxylic acid ester compatible with the acrylic polymer can be used.
  • the carboxylic acid ester trifatty acid glyceryl and the like can be used.
  • 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 (polyfunctional isocyanate compounds), epoxy compounds, melamine compounds, peroxide compounds, urea compounds, metal alkoxide compounds, metal chelate compounds, metal salt compounds, carbodiimide compounds, oxazoline compounds, aziridine compounds, and amines. Examples include compounds. Among these, a polyisocyanate compound is preferable. These cross-linking agents may be used alone or in combination.
  • the adhesive layer 42 for sticking preferably has excellent biocompatibility.
  • the keratin peeling area ratio is preferably 0% to 50%, more preferably 1% to 15%.
  • the load on the skin 2 can be suppressed even if the adhesive layer 42 for sticking is attached to the skin 2.
  • the adhesive layer 42 for sticking preferably has moisture permeability. Water vapor or the like generated from the skin 2 to which the biosensor 1 is attached can be released to the foam sheet 20 side via the adhesive layer 42 for attachment. Further, since the foamed sheet 20 has a bubble structure as described later, water vapor can be discharged to the outside of the biological sensor 1 via the adhesive layer 42 for sticking. As a result, it is possible to prevent sweat or water vapor from accumulating at the interface between the skin 2 to which the biosensor 1 is attached and the adhesive layer 42 for sticking. As a result, the adhesive force of the adhesive layer 42 for attachment is weakened by the moisture accumulated at the interface between the skin 2 and the adhesive layer 42 for attachment, and it is possible to prevent the biological sensor 1 from peeling off from the skin.
  • the moisture permeability of the adhesive layer 42 for sticking 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.
  • the moisture permeability of the adhesive layer 42 for sticking is 10,000 (g / m 2 ⁇ day) or less. If the moisture permeability of the adhesive layer 42 for application is 300 (g / m 2 ⁇ day) or more, even if the adhesive layer 42 for application is attached to the skin 2, sweat or the like generated from the skin 2 is appropriately used as a base material. Since it can be permeated from 41 to the outside, the burden on the skin 2 can be reduced.
  • the thickness of the adhesive layer 42 for sticking can be arbitrarily selected, and is preferably 10 ⁇ m to 300 ⁇ m. When the thickness of the adhesive layer 42 for sticking is 10 ⁇ m to 300 ⁇ m, the biosensor 1 can be made thinner.
  • the sensor adhesive layer 43 is provided on the upper surface of the base material 41 on the housing 10 side (+ Z axis direction), and is a layer to which the sensor portion 50 is adhered. Since the same material as the adhesive layer 42 for sticking can be used for the adhesive layer 43 for the sensor, the details will be omitted.
  • the sensor adhesive layer 43 does not necessarily have to be provided, and an adhesive may be provided on a part or all of the base material 41 instead of the sensor adhesive layer 43.
  • FIG. 4 is a plan view showing the configuration of the sensor unit 50
  • FIG. 5 is an exploded perspective view of a part of the sensor unit 50.
  • the broken line in FIG. 4 indicates the outer diameter of the housing 10.
  • the sensor unit 50 includes a flexible substrate 51 on which various components for acquiring biometric information are mounted, a sensor main body 52, and wiring 53a connected to the sensor main body 52 in the longitudinal direction thereof. And 53b, a battery 54, a positive electrode pattern 55, a negative electrode pattern 56, and a conductive adhesive tape 57.
  • a positive electrode pattern 55, a conductive adhesive tape 57, a battery 54, a conductive adhesive tape 57 and a negative electrode pattern 56 are arranged in this order from the pad portion 522a side. It is laminated over the pad portion 522b side.
  • the positive electrode terminal of the battery 54 is in the ⁇ Z axis direction and the negative electrode terminal is in the + Z axis direction, but the opposite may be true, and the positive electrode terminal may be in the + Z axis direction and the negative electrode terminal may be in the ⁇ Z axis direction. good.
  • the flexible substrate 51 is a resin substrate, and the sensor main body 52 and the wirings 53a and 53b are integrally formed on the flexible substrate 51.
  • One ends of the wirings 53a and 53b are connected to the electrodes 30, respectively, as shown in FIG. As shown in FIG. 4, the other end of the wiring 53a is connected to a switch or the like mounted on the component mounting portion 521 along the outer circumference of the sensor main body 52. The other end of the wiring 53b is also connected to a switch or the like mounted on the component mounting portion 521, similarly to the wiring 53a.
  • the wirings 53a and 53b may be formed on either the front surface side or the back surface side wiring layer of the flexible substrate 51.
  • the sensor main body 52 has a component mounting unit 521 which is a control unit and a battery mounting unit 522.
  • the component mounting unit 521 is a flexible substrate 51 such as a CPU and an integrated circuit that processes biological signals acquired from a living body to generate biological signal data, a switch that activates a biological sensor 1, a flash memory that stores biological signals, and a light emitting element. Has various parts to be mounted on. Circuit examples using various parts will be omitted.
  • the component mounting unit 521 operates by the electric power supplied from the battery 54 mounted on the battery mounting unit 522.
  • the component mounting unit 521 transmits to an external device such as an operation confirmation device for confirming the initial operation and a reading device for reading biometric information from the biosensor 1 by wire or wirelessly.
  • the battery mounting unit 522 supplies electric power to an integrated circuit or the like mounted on the component mounting unit 521. As shown in FIG. 2, the battery 54 is mounted on the battery mounting portion 522.
  • the battery mounting portion 522 is arranged between the wiring 53a and the component mounting portion 521, and has pad portions 522a and 522b and a constricted portion 522c.
  • the pad portion 522a is provided between the wiring 53a and the component mounting portion 521, is located on the positive electrode terminal side of the battery 54, and has a positive electrode pattern 55 to which the positive electrode terminal is connected. There is.
  • the pad portion 522b is provided in the direction orthogonal to the pad portion 522a in the longitudinal direction (upper direction in FIG. 3) at a predetermined distance from the pad portion 522a.
  • the pad portion 522b is located on the negative electrode terminal (second terminal) side of the battery 54 and has a negative electrode pattern 56 to which the negative electrode terminal is connected.
  • the constricted portion 522c is arranged between the pad portions 522a and 522b, and connects the pad portions 522a and 522b to each other.
  • the battery 54 is arranged between the positive electrode pattern 55 and the negative electrode pattern 56.
  • the battery 54 has a positive electrode terminal and a negative electrode terminal, and a known battery can be used.
  • a coin-type battery such as CR2025 can be used.
  • the positive electrode pattern 55 is located on the positive electrode terminal side of the battery 54 and is connected to the positive electrode terminal.
  • the positive electrode pattern 55 has a rectangular shape with chamfered corners.
  • the negative electrode pattern 56 is located on the negative electrode terminal side of the battery 54 and is connected to the negative electrode terminal.
  • the negative electrode pattern 56 has a shape substantially corresponding to the size of the circular shape of the negative electrode terminal of the battery 54.
  • the diameter of the negative electrode pattern 56 is, for example, equal to the diameter of the battery 54 and has a size substantially equal to the diagonal length of the positive electrode pattern 55.
  • the conductive adhesive tape 57 is an adhesive having conductivity, and is arranged between the battery 54 and the positive electrode pattern 55 and between the battery 54 and the negative electrode pattern 56, respectively.
  • the conductive adhesive tape may also be generally referred to as a conductive adhesive sheet, a conductive adhesive film, or the like.
  • the conductive adhesive tape 57A and the conductive adhesive tape 57B are attached to the entire positive electrode pattern 55 and the negative electrode pattern 56, respectively. Then, the positive electrode terminal and the negative electrode terminal of the battery 54 are attached to the positive electrode pattern 55 and the negative electrode pattern 56 via the conductive adhesive tape 57A and the conductive adhesive tape 57B, respectively, so that the battery 54 is attached to the battery mounting portion 522. It will be installed.
  • the sensor body 52 shown in FIG. 4 has a state in which the constricted portion 522c is bent and the battery 54 is mounted on the battery mounting portion 522 with the battery 54 sandwiched between the positive electrode pattern 55 and the negative electrode pattern 56. Shows.
  • the biosensor 1 is attached with a release paper 60 on the attachment surface side (-Z axis direction) until the biosensor 1 is attached to the skin 2 in order to protect the base material 41 and the electrode 30. It is preferable to attach it. By peeling the release paper 60 from the base material 41 and the electrode 30 at the time of use, the adhesive strength of the base material 41 can be maintained.
  • FIG. 6 is an explanatory diagram showing a state in which the biosensor 1 of FIG. 1 is attached to the chest of the living body P.
  • the biosensor 1 is attached to the skin of the subject P with the longitudinal direction (Y-axis direction) aligned with the sternum of the subject P, with one electrode 30 on the upper side and the other electrode 30 on the lower side. ..
  • the biological sensor 1 is attached from the subject P to the skin of the subject P by the electrode 30 in a state where the electrode 30 is pressure-bonded to the skin of the subject P by being attached to the skin of the subject P by the adhesive layer 42 for attachment in FIG.
  • Acquire biological signals such as electrocardiogram signals.
  • the biological sensor 1 stores the acquired biological signal data in a non-volatile memory such as a flash memory mounted on the component mounting unit 521.
  • the method for manufacturing the biosensor 1 is not particularly limited, and the biosensor 1 can be manufactured by any method as appropriate. An example of the manufacturing method of the biological sensor 1 will be described.
  • the housing 10, the foamed sheet 20, and the supporting adhesive sheet 40 are not particularly limited as long as they can be manufactured, and can be manufactured by any manufacturing method as appropriate.
  • the electrode 30 is not particularly limited as long as it can be manufactured by a method capable of manufacturing the electrode 30, like the housing 10, the foamed sheet 20, and the supporting adhesive sheet 40, and can be manufactured by any manufacturing method as appropriate.
  • the electrode 30 can be manufactured using a conductive composition.
  • the conductive composition will be described.
  • the conductive composition contains a conductive polymer and a binder resin, and the conductive polymer is contained in a state of being dispersed in the binder resin.
  • the content of the conductive polymer is preferably 0.20 parts by mass to 20 parts by mass, and more preferably 2.5 parts by mass to 15 parts by mass with respect to 100 parts by mass of the conductive composition. , 3.0 parts by mass to 12 parts by mass, more preferably.
  • the conductive composition can have excellent conductivity, toughness and flexibility as long as the content is within the above-mentioned preferable range with respect to the conductive composition.
  • the conductive polymer may be a solid material formed into pellets.
  • a part of the solid material of the conductive polymer may be dissolved in the solvent within a range that does not cause a large change in the content of each component with respect to the conductive composition.
  • the conductive polymer may be used as an aqueous solution dissolved in a solvent.
  • a solvent an organic solvent and an aqueous solvent can be used.
  • 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; alcohols such as methanol, ethanol, propanol and isopropanol. Among these, it is preferable to use an aqueous solvent.
  • 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 may contain a polymer having hydrophilicity (hydrophilic polymer), which is not completely soluble in water.
  • 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, polypyrrole, a copolymer of acrylic acid and sodium acrylate and the like 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, the diacetone acrylamide-modified polyvinyl alcohol-based resin (DA-modified PVA-based resin) described in JP-A-2016-166436 can be used.
  • polypyrrole examples include polyaniline and polyacetylene.
  • the content of the binder resin is preferably 5 parts by mass to 140 parts by mass, more preferably 10 parts by mass to 100 parts by mass, and 20 parts by mass to 70 parts by mass with respect to 100 parts by mass of the conductive composition. It is more preferably by mass. As long as the content is within the above-mentioned preferable range with respect to the conductive composition, the cured product obtained by using the conductive composition can have excellent conductivity, toughness and flexibility. ..
  • the binder resin may be used as an aqueous solution dissolved in a solvent.
  • a solvent the same solvent as in the case of the above-mentioned conductive polymer can be used.
  • the conductive composition preferably further contains at least one of a cross-linking agent and a plasticizer.
  • the cross-linking agent and the plasticizer have a function of imparting toughness and flexibility to the cured product obtained by using the conductive composition.
  • 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 that the balance of both the strength and the elongation is excellent.
  • Flexibility is a property that can suppress the occurrence of damage such as breakage in the bent portion after bending the cured product containing the conductive composition.
  • the cross-linking agent has a function of cross-linking 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.
  • the cross-linking agent examples include a zirconium compound such as a zirconium salt; a titanium compound such as a titanium salt; a boron compound such as boric acid; an isocyanate compound such as blocked isocyanate; Examples thereof include an alkoxyl group-containing compound and a methylol group-containing compound. These may be used alone or in combination of two or more. Above all, when the binder resin is porvinyl alcohol, it easily reacts with porvinyl alcohol to form a crosslinked structure, and it is easy to maintain the performance of the cured product obtained by using the conductive composition. Sodium acid acid is preferred.
  • the cross-linking agent is an optional component, it does not necessarily have to be contained in the conductive composition, and the content of the cross-linking agent may be 0 parts by mass.
  • the content of the cross-linking agent is preferably 0.01 part by mass to 1.5 parts by mass, and 0.2 parts by mass to 1.2 parts by mass with respect to 100 parts by mass of the conductive composition. It is more preferably parts by mass, and more preferably 0.4 parts by mass to 1.0 part by mass. If the content is within the above-mentioned preferable range, the cured product obtained by using the conductive composition can have excellent toughness and flexibility.
  • the cross-linking agent may be used as an aqueous solution dissolved in a solvent.
  • a solvent the same solvent as in the case of the above-mentioned conductive polymer can be used.
  • the plasticizer has a function of improving the conductivity of the cured product obtained by using the conductive composition and improving the tensile elongation and flexibility.
  • the plasticizer include glycerin, ethylene glycol, propylene glycol, sorbitol, and polyol compounds such as N-methylpyrrolidone (NMP), dimethylformaldehyde (DMF), N-N'-dimethylacetamide (DMAc), and dimethyl sulfoxide.
  • NMP N-methylpyrrolidone
  • DMF dimethylformaldehyde
  • DMAc N-N'-dimethylacetamide
  • dimethyl sulfoxide examples thereof include aprotonic 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, more preferably 1.0 part by mass to 90 parts by mass, with respect to 100 parts by mass of the conductive composition. It is more preferably parts by mass to 70 parts by mass. If the content is within the above-mentioned preferable range, the cured product obtained by using the conductive composition can have excellent toughness and flexibility.
  • the cured product obtained by using the conductive composition can improve toughness and flexibility.
  • the cured product obtained by using the conductive composition can improve toughness, that is, both tensile strength and tensile elongation. , Flexibility can be improved.
  • the conductive composition contains a plasticizer but does not contain a cross-linking agent
  • the tensile elongation of the cured product obtained by using the conductive composition can be improved. Therefore, the conductive composition is used as a whole.
  • the obtained cured product can improve toughness. In addition, the flexibility of the cured product obtained by using the conductive composition can be improved.
  • the conductive composition preferably contains both a cross-linking agent and a plasticizer.
  • the cured product obtained by using the conductive composition can have even better toughness.
  • the conductive composition may be filled with a surfactant, a softener, a stabilizer, a leveling agent, an antioxidant, an antioxidant, a leavening agent, a thickener, a colorant, and a filling agent, if necessary.
  • a surfactant include silicone-based surfactants.
  • the conductive composition is prepared by mixing each of the above-mentioned components in the above-mentioned ratio.
  • the conductive composition can contain a solvent in an appropriate 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.
  • 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; alcohols such as methanol, ethanol, propanol and isopropanol. Among these, it is preferable to use an aqueous solvent.
  • the cured product obtained by using the conductive composition preferably has a pH of 1 to 10, more preferably 1 to 8, and even more preferably 1 to 6.
  • the pH of the cured product can be measured by any method as appropriate. For example, a method in which a litmus test paper is brought into contact with the cured product may be used, or a solution in which the conductive composition is dissolved in a solvent is brought into contact with the litmus test paper. A method or the like can be used.
  • a conductive composition containing the conductive polymer and the binder resin is produced.
  • the conductive composition may further contain at least one of a cross-linking agent and a plasticizer in the above proportions.
  • the conductive polymer, the binder resin and the cross-linking agent may be used as an aqueous solution dissolved in a solvent.
  • the conductive composition contains, if necessary, a solvent containing a conductive polymer, a binder resin and a cross-linking agent in an appropriate ratio, and an aqueous solution of the conductive composition (aqueous solution of the conductive composition). ) May be used.
  • a solvent the same solvent as the above solvent can be used.
  • the conductive composition After applying the conductive composition to the surface of the release base material, the conductive composition is heated to promote the cross-linking reaction of the binder resin contained in the conductive composition and to cure the binder resin. As a result, a cured product of the conductive composition is obtained.
  • the obtained cured product is cured by forming one or more through holes on the surface of the cured product by punching (pressing) the surface of the cured product using a press machine or the like, if necessary.
  • the outer shape of the object is molded into a predetermined shape.
  • a bioelectrode that is, an electrode 30, which is a molded body having one or more through holes on the surface and having an outer shape having a predetermined shape, can be obtained.
  • the molding may be performed by a laser processing machine instead of the press machine.
  • the obtained cured product may have only one or more through holes formed on its surface, or may have only its outer shape formed into a predetermined shape.
  • the cured product when the cured product can be used as a bioelectrode as it is, the cured product may be used as a bioelectrode without molding or the like.
  • Each component of the conductive polymer, the binder resin, the cross-linking agent and the plasticizer contained in the electrode 30 has a content equivalent to the amount added at the time of producing the conductive composition.
  • a separator As the peeling base material, a separator, a core material, or the like can be used.
  • a resin film such as a polyethylene terephthalate (PET) film, a polyethylene (PE) film, a polypropylene (PP) film, a polyamide (PA) film, a polyimide (PI) film, or a fluororesin film can be used.
  • a resin film such as PET film or PI film; a ceramic sheet; a metal film such as aluminum foil; a resin substrate reinforced with glass fiber or plastic non-woven fiber; a silicone substrate or a glass substrate should be used. Can be done.
  • a method of applying the conductive composition on the peeling substrate a method by roll coating, screen coating, gravure coating, spin coating, reverse coating, bar coating, blade coating, air knife coating, dipping, dispensing, etc., a small amount
  • a method of hanging the conductive composition of the above on a substrate and stretching it with a doctor blade or the like can be used.
  • the conductive composition is uniformly coated on the peeling substrate.
  • dryers such as a drying oven, a vacuum oven, an air circulation type oven, a hot air dryer, a far infrared dryer, a microwave vacuum dryer, and a high frequency dryer can be used. ..
  • the heating conditions may be any conditions as long as the cross-linking agent contained in the conductive composition can react.
  • the heating temperature of the conductive composition is a temperature at which the binder resin contained in the conductive composition can be cured.
  • the heating temperature is preferably 100 ° C to 200 ° C.
  • the conductive composition contains a cross-linking agent, if the heating temperature is in the range of 100 ° C. to 200 ° C., the reaction of the cross-linking agent is likely to proceed and the curing of the binder resin can be promoted.
  • the heating time of the conductive composition is preferably 0.5 minutes to 300 minutes, more preferably 5 minutes to 120 minutes. If the heating time is within the range of 0.5 minutes to 300 minutes, the binder resin can be sufficiently cured.
  • the foam sheet 20, the electrode 30, the support adhesive sheet 40 and the sensor unit 50 constituting the biosensor 1 shown in FIG. 1 the sensor unit 50 is placed on the support adhesive sheet 40.
  • the housing 10, the foamed sheet 20, the electrode 30, and the supporting adhesive sheet 40 are laminated in this order from the housing 10 side toward the supporting adhesive sheet 40 side.
  • the release paper 60 may be attached to the sticking surface side of the foam sheet 20 and the supporting adhesive sheet 40 to the living body.
  • the biosensor 1 shown in FIG. 1 can be obtained.
  • the biosensor 1 includes a housing 10, a foamed base material 211, and an electrode 30. Since the foamed base material 211 has a breaking elongation rate of 30% to 500%, the foamed pasting layer 21 has appropriate flexibility as a whole and can be flexibly deformed with respect to the contact surface with the skin 2. Therefore, when the biological sensor 1 is attached to the skin 2 and used, even if the skin 2 moves due to the body movement of the living body or the like, the foamed sheet 20 easily deforms following the movement of the skin 2 and comes into contact with the skin 2. Since it is easy to maintain the state, it is possible to suppress an increase in noise generated in the electrocardiogram.
  • the electrode 30 has a static friction coefficient ⁇ of 3.0 to 7.0, the adhesiveness to the skin 2 can be maintained. Therefore, the electrode 30 is less likely to be displaced from the surface to be attached to the skin 2, and can be suppressed from peeling from the skin 2, so that an increase in noise generated in the electrocardiogram can be suppressed. Therefore, the biological sensor 1 can stably acquire the electrocardiogram waveform even when the subject is exercising and moving.
  • the electrode 30 is provided on a part of the surface of the foamed base material 211 on the sticking side via the adhesive layer 212 for the base material, and the foamed base material 211 is substantially in the center thereof.
  • the portion has a hole portion 211a. Therefore, the foamed base material 211 is easily deformed by following the movement of the skin 2, the biosensor 1 is flexible, and the electrode 30 can stably detect the electric signal while maintaining the contact with the skin 2. is important.
  • the elongation at break of the foamed base material 211 can be set to 30% to 500%, and the foamed pasting layer 21 can be easily expanded and contracted.
  • the biosensor 1 can maintain a state in which the sticking surface of the adhesive layer 212 for the base material to be attached to the foamed base material 211 is stably attached to the skin 2. Then, the biological sensor 1 can suppress the displacement of the attachment position of the electrode 30 by setting the static friction coefficient ⁇ of the electrode 30 to 3.0 to 7.0. Therefore, when the biological sensor 1 is used, even if the subject moves due to exercise or the like, the magnitude of noise generated in the electrocardiogram can be suppressed, so that biological information can be measured stably and with high accuracy from the skin 2.
  • the foamed base material 211 has a breaking elongation rate of 30% to 500%, the volume of the voids generated inside the foamed base material 211 can be suppressed, so that moisture from the outside infiltrates. Can be suppressed. Therefore, the biosensor 1 can improve the durability.
  • the biosensor 1 can be safely used even if it is attached to the subject for a long time.
  • the biosensor 1 can be provided with a housing adhesive layer 22 on the surface on the housing 10 side, which is the upper surface of the foamed sticking layer 21 containing the foamed base material 211.
  • the foamed sticking layer 21 maintains the adhesion to the housing 10, and a gap or the like is generated between the foamed sticking layer 21 and the housing 10. Since it can be suppressed, it is possible to suppress the invasion of moisture into the foamed sticking layer 21. Therefore, since the biosensor 1 can suppress the deterioration of the foamed pasting layer 21, the durability can be maintained.
  • the biological sensor 1 includes an adhesive layer 212 for a base material, a base material 41, and a sensor body 52, the housing 10 has a recess 11a formed in a concave shape on the skin 2 side, and the foamed base material 211 corresponds to the recess 11a.
  • the hole portion 211a is provided at the position where the hole portion 211a is formed, and the accommodation space S can be formed by the recess 11a and the hole portion 211a.
  • the biological sensor 1 is provided with an adhesive layer 42 for attachment, and the adhesive layer 212 for a base material and the adhesive layer 42 for attachment can form a surface to be attached to a living body.
  • the biological sensor 1 can secure a sufficient area to be attached to the skin 2, so that the adhesive layer 42 for attachment is peeled off from the skin 2. It is possible to prevent the electrode 30 from being attached to the skin 2 in a stable manner. Therefore, even if the biological sensor 1 is attached to the skin 2 of the subject for a long time, the biological information can be reliably detected from the skin 2 during use.
  • the biosensor 1 can be provided with a through hole 31 in the electrode 30.
  • the adhesive layer 212 for the base material from the through hole 31 can be exposed to the sticking side. Therefore, even if the electrode 30 is attached to the base material adhesive layer 212, the biosensor 1 can prevent the base material adhesive layer 212 from peeling off from the skin 2, and is stable to the skin 2. And can be maintained in a stuck state.
  • the biosensor 1 can use the foamed base material 211 as a base material. Since the foamed base material 211 has a porous structure, the biosensor 1 can easily follow the movement of the skin 2, suppress the increase in noise generated in the electrocardiogram waveform, and reduce discomfort to the subject. .. Further, since the water vapor generated from the skin 2 due to sweat or the like can be reliably released from the outside of the biosensor 1 via the foamed base material 211, the biosensor 1 can more reliably maintain the durability of the foamed base material 211. can do.
  • the biosensor 1 can be effectively used as a sticking type biosensor used by sticking to the skin 2 or the like of a living body.
  • the biological sensor 1 can make it difficult for the sticking surface to be displaced from the skin 2 during use, has higher durability, and can reduce the burden on the skin 2. Therefore, for example, the biological sensor 1 can be used for living organisms. It can be suitably used for a wearable device for health care, which is attached to the skin or the like and has a high effect of suppressing noise generated in an electrocardiogram and requires safety for the skin.
  • the concentration of the modified PVA in the aqueous solution containing the modified PVA is about 10%
  • the content of the modified PVA in the aqueous solution A of the conductive composition is 1.00 parts by mass.
  • the balance is the solvent in the aqueous solution A of the conductive composition.
  • the contents of the conductive polymer, the binder resin and the plasticizer with respect to 100.0 parts by mass of the conductive composition were 11.2 parts by mass, 29.6 parts by mass and 59.2 parts by mass, respectively.
  • the prepared aqueous solution A of the conductive composition was applied onto a polyethylene terephthalate (PET) film using an applicator. Then, the PET film coated with the conductive composition aqueous solution A is conveyed to a drying oven (SPHH-201, manufactured by ESPEC), and the conductive composition aqueous solution A is heated and dried at 135 ° C. for 3 minutes to be conductive. A cured product of the sex composition was prepared. The cured product was punched (pressed) into a desired shape to form a sheet, and an electrode A, which is an electrode sheet (bioelectrode), was produced.
  • SPHH-201 drying oven
  • the contents of the conductive polymer, the binder resin and the plasticizer contained in the electrode A are the same as those of the conductive composition, and are 11.2 parts by mass, 29.6 parts by mass and 59.2 parts by mass, respectively. there were.
  • the pseudo-skin used for the evaluation is a bio-skin plate (manufactured by Viewlac Co., Ltd., product number P001-001, length 195 mm) that reproduces the affinity-hydrophobicity close to human skin and wrinkles on the surface by processing the surface of the urethane elastomer film. ⁇ width 120 mm ⁇ thickness 5 mm) was used. Then, the bioskin plate is fixed to the ascending plate in the horizontal state, the electrode sheet sample is attached to the flat indenter of 75 mm in length ⁇ 35 mm in width, and it is allowed to stand for 30 seconds under the condition of the load of 1.47N, and then the ascending velocity average.
  • Table 1 shows the content of each component contained in the aqueous solution A of the conductive composition and the drying temperature
  • Table 2 shows the content of each component contained in the electrode A and the coefficient of electrostatic friction.
  • Table 1 shows the content of each component contained in each of the conductive composition aqueous solutions B to f and the drying temperature
  • Table 2 shows the content of each component contained in each of the electrodes B to f and the electrostatic friction coefficient. ..
  • Table 3 shows the breaking elongation rate of the foam A in the major axis direction. (Tensile test conditions) -Width of foam A (maximum width of the short axis of foam A): 10 mm -Distance between jigs for installing foam A: 50 mm ⁇ Tensile strength: 300 mm / min
  • Table 3 shows the material and foaming ratio of each polyolefin foam sheet used for producing each of the foams B to f, and the elongation at break in the major axis direction of each of the foams B to f.
  • a housing was manufactured by forming a coat layer having a shore hardness of A40 made of silicone rubber on a support formed by using PET as a base resin and molding it into a predetermined shape.
  • Adhesive layer for base material (tape for long-term sticking) on the lower surface of foamed base material 1 (polyolefin foamed sheet (“Folec (registered trademark)”, manufactured by Inoac Corporation, thickness: 0.5 mm) formed in a rectangular shape). 1 (manufactured by Nitto Denko Corporation, thickness: 70 ⁇ m)) was formed to form a foamed adhesive layer.
  • the long-term adhesive tape 1 had an adhesive-free adhesive-forming portion having a width of about 500 ⁇ m on its surface.
  • an adhesive layer for housing is applied to the upper surface of the adhesive layer.
  • Silicone tape 1 (“ST503 (HC) 60”, manufactured by Nitto Denko Corporation, thickness: 60 ⁇ m) was formed to prepare a foamed sheet.
  • Adhesive as an adhesive layer for sticking and an adhesive layer for sensors on both sides of the base material 1 (PET (“PET-50-SCA1 (white)”, manufactured by Mitsui & Co., Ltd.), thickness: 38 ⁇ m) formed in a rectangular shape.
  • a supporting adhesive sheet which is a skin tape to which 1 (“Permilol”, manufactured by Nitto Denko Corporation), moisture permeability: 21 (g / m 2 ⁇ day)) was attached, was produced.
  • a sensor unit equipped with a battery and a control unit was installed in the center of the upper surface of the support adhesive sheet. After that, a pair of electrodes were attached to the sticking surface side of the adhesive layer for the base material while being sandwiched between the adhesive layer for the base material of the foam sheet and the adhesive sheet for support, and the electrodes and the wiring of the sensor portion were connected. .. After that, the housing was laminated on the foam sheet so that the sensor unit was arranged in the accommodation space formed by the foam sheet and the housing, and the biosensor was manufactured.
  • the obtained biosensor was attached to the skin of the subject for 24 hours, and the electrocardiogram was measured to obtain an electrocardiogram waveform.
  • the electrocardiogram waveform is composed of P wave, QRS wave and T wave as shown in FIG. 7 in the absence of noise.
  • the magnitude of the amplitude of the RS wave consisting of the R wave and the S wave among the QRS waves is defined as the signal (S)
  • the waveform between the adjacent R waves is defined as the signal (S).
  • the magnitude of the amplitude of the noise which is the amplitude
  • the SN ratio which is the ratio of the signal (S) to the noise (N)
  • the SN ratio a value obtained by extracting and averaging any three waveforms was used.
  • the obtained SN ratio was evaluated based on the following evaluation criteria, and the noise of the biosensor was evaluated.
  • the SN ratio is 8 or more, it is evaluated that there is almost no noise during walking (indicated as A in Table 4), and when the SN ratio is 5 or more and less than 8, it is evaluated that there is slight noise during walking. (In Table 4, it is expressed as B), and when the SN ratio is higher than 1 and less than 5, it is evaluated that R wave can be detected although there is a large noise during walking (indicated as C in Table 4), and the SN ratio. When is 1 or less, it was evaluated that there was a large noise during walking and the R wave could not be detected (indicated as D in Table 4).
  • Example 1 ⁇ Examples 2 to 6 and Comparative Examples 1 to 6>
  • Example 1 the same procedure as in Example 1 was carried out except that the types of electrodes and foams used were changed.
  • Table 3 shows the types of electrodes and foams used in each Example and Comparative Example, and the results of the characteristics of the biosensor.
  • the biosensors of Examples 1 to 6 have a foamed substrate having a breaking elongation rate of 30% to 500% and a static friction coefficient ⁇ of 3.0 to 7.
  • the biometric electrode according to the present embodiment is attached to the skin of the subject for a long time (for example, 24 hours), the electrocardiogram can be stably measured without burdening the subject continuously for a long time. It can be said that it can be used effectively.

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Abstract

本発明に係る生体センサは、生体に貼付して生体信号を取得する生体センサであって、筐体と、前記筐体の前記生体側に設けられた基材と、前記基材の前記生体側の面に設けられる電極と、を備え、前記基材の破断伸び率が、３０％～５００％であり、前記電極の静止摩擦係数が、３．０～７．０である。

Description

生体センサ
　本発明は、生体センサに関する。
　病院、診療所等の医療機関、介護施設、自宅等において、例えば、心電図波形、脈波、脳波、筋電等の生体情報を測定する生体センサが用いられる。生体センサは、生体と接触して被験者の生体情報を取得する生体電極を備えており、生体情報を測定する際には、生体センサを被験者の皮膚に貼り付けて、生体電極を被験者の皮膚に接触させる。生体情報に関する電気信号を生体電極で取得することで、生体情報が測定される。
　このような生体センサとして、例えば、導電性微粒子と柔軟性樹脂バインダーを少なくとも構成成分とする伸縮性導体シートを導電部材として用いた生体接触型電極を衣服内側の一部に備える生体情報計測用衣服が開示されている（例えば、特許文献１参照）。この生体情報計測用衣服に取り付けられる生体接触型電極は、電極表面の面積を１平方センチメートル以上とし、かつ生体接触型電極の表面と乾燥した皮膚との静摩擦係数を０．４以上、２．０以下とする。
国際公開第２０１９／０４４６４９号
　しかしながら、特許文献１の生体情報計測用衣服では、生体接触型電極が粘着性を有するものではなく、着用時に生体接触型電極を被験者の皮膚と生体情報計測用衣服の基材との間に挟み込むことで、生体接触型電極の位置を固定している。そのため、歩行時や動作時等の運動時に衣服の動き及び被験者の皮膚の動きによって生体接触型電極の位置がズレ易く、運動時に心電図にノイズが発生し易いという問題があった。
　本発明の一態様は、運動時でも心電図波形を安定して取得することができる生体センサを提供することを目的とする。
　本発明に係る生体センサの一態様は、生体に貼付して生体信号を取得する生体センサであって、筐体と、前記筐体の前記生体側に設けられた基材と、前記基材の前記生体側の面に設けられる電極と、を備え、前記基材の破断伸び率が、３０％～５００％であり、前記電極の静止摩擦係数が、３．０～７．０である。
　本発明に係る生体センサの一態様は、運動時でも心電図波形を安定して取得することができる。
本発明の実施形態に係る生体センサの構成を示す斜視図である。 図１の分解斜視図である。 図１のI－I断面図である。 センサ部の構成を示す平面図である。 図３のセンサ部の一部の分解斜視図である。 生体センサを生体（被検体）の皮膚に貼り付けた状態を示す説明図である。 ノイズのない心電図波形の一例を示す説明図である。 心電図波形のＳＮ比を説明する図である。
　以下、本発明の実施形態について、詳細に説明する。なお、説明の理解を容易にするため、各図面において同一の構成要素に対しては同一の符号を付して、重複する説明は省略する。また、図面における各部材の縮尺は実際とは異なる場合がある。本明細書において数値範囲を示す「～」は、別段の断わりがない限り、その前後に記載された数値を下限値及び上限値として含むことを意味する。
＜生体センサ＞
　本実施形態に係る生体センサについて説明する。生体とは、人体（人）、及び牛、馬、豚、鶏、犬、猫等の動物等をいう。本実施形態に係る生体センサは、生体用、中でも人体用として好適に用いることができる。本実施形態に係る生体センサは、生体の一部である皮膚に貼付して生体情報の測定を行う貼付型生体センサである。本実施形態では、一例として、生体が人である場合について説明する。
　図１は、本実施形態に係る生体センサの構成を示す斜視図であり、図２は、図１の分解斜視図であり、図３は、図１のI－I断面図である。図１に示すように、生体センサ１は、平面視において略楕円状に形成された板状（シート状）部材である。図２及び図３に示すように、生体センサ１は、筐体（カバー部材）１０、発泡シート２０、電極３０、支持用粘着シート４０及びセンサ部５０を有し、筐体１０側から支持用粘着シート４０側に向かって、筐体１０、発泡シート２０、電極３０及び支持用粘着シート４０の順に積層することで形成される。生体センサ１は、発泡シート２０、電極３０及び支持用粘着シート４０を生体である皮膚２に貼付して、電極３０を介して皮膚２から生体信号を取得する。なお、生体センサ１は、未使用時には、発泡シート２０、電極３０及び支持用粘着シート４０の生体との貼付面側に剥離紙６０を有してもよく、使用時に剥離紙６０を剥がして、皮膚２の表面に貼り付けて使用できる。
　筐体１０、発泡シート２０及び支持用粘着シート４０は、平面視において略同一の外形形状を有している。センサ部５０は、支持用粘着シート４０の上に設置され、筐体１０及び発泡シート２０により形成される収納空間Ｓ内に収容されている。
　本明細書では、３軸方向（Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、Ｚ軸方向）の３次元直交座標系を用い、生体センサの短軸方向をＸ軸方向、長軸方向をＹ軸方向とし、高さ方向（厚さ方向）をＺ軸方向とする。生体センサが生体（被験者）に貼り付けられる側（貼付側）の反対方向を＋Ｚ軸方向とし、生体（被験者）に貼り付けられる側（貼付側）を－Ｚ軸方向とする。以下の説明において、説明の便宜上、＋Ｚ軸方向側を上側又は上、－Ｚ軸方向側を下側又は下と称すが、普遍的な上下関係を表すものではない。
　本願発明者は、発泡シート２０と電極３０とを備える生体センサを検討するに当たり、発泡シート２０が備える発泡基材２１１の破断伸び率と、電極３０の静止摩擦係数μとが、生体センサ１の心電図に発生するノイズの抑制に関連すること、さらに生体センサ１の耐久性の向上と、肌の被れ等の皮膚２への負担の抑制とに関連することに着目した。そして、本願発明者は、発泡基材２１１の破断伸び率が３０％～５００％であり、かつ電極３０の静止摩擦係数μが３．０～７．０である時には、生体センサ１は皮膚２の貼付面で位置ズレが生じることを抑制できることを発見した。そのため、生体センサ１は、被験者が歩行や動作等の運動を行っている場合でも心電図に発生するノイズを抑えることができ、心電図の波形（心電図波形）を安定して取得できることを見出した。また同時に、本願発明者は、発泡基材２１１の破断伸び率及び電極３０の静止摩擦係数μをそれぞれ上記範囲内にすることで、生体センサ１耐久性を高めると共に、生体センサ１皮膚２に与える負担を低減できることを見出した。
［筐体］
　図１～図３に示すように、筐体１０は、生体センサ１の最も外側（＋Ｚ軸方向）に位置しており、発泡シート２０の上面に接着されている。筐体１０は、長手方向（Ｙ軸方向）の中央部分に、図１の高さ方向（＋Ｚ軸方向）に向けて略ドーム上に突出した突出部１１を有し、突出部１１の内側（貼付側）には生体側に凹状に形成された窪み１１ａが形成されている。また、筐体１０の下面（貼付側の面）は、平坦に形成されている。突出部１１の内側（貼付側）には、突出部１１の内面の窪み１１ａと、発泡基材２１１の孔部２１１ａとにより、センサ部５０を収納する収納空間Ｓが形成される。
　筐体１０を形成する材料としては、例えば、シリコーンゴム、フッ素ゴム、ウレタンゴム等の柔軟性を有する材料を用いて形成できる。また、筐体１０は、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）等のベース樹脂を支持体として支持体の表面に上記の柔軟性を有する材料を積層することにより形成できる。筐体１０を上記の柔軟性を有する材料等を用いて形成することで、筐体１０の収納空間Ｓに配置されるセンサ部５０を保護すると共に、生体センサ１に上面側から加えられる衝撃を吸収してセンサ部５０に加わる衝撃を和らげることができる。
　筐体１０の突出部１１の上面及び側壁の厚さは、筐体１０の長手方向（Ｙ軸方向）の両端側に設けられる平坦部１２ａ及び１２ｂの厚さに比べて厚い。これにより、突出部１１の柔軟性を平坦部１２ａ及び１２ｂの柔軟性に比べて低くすることができ、生体センサ１に加わる外力からセンサ部５０を保護できる。
　突出部１１の上面及び側壁の厚さは、１．５ｍｍ～３ｍｍであり、平坦部１２ａ及び１２ｂの厚さは、０．５ｍｍ～１ｍｍであることが好ましい。
　厚みが薄い平坦部１２ａ及び１２ｂは、突出部１１に比べて柔軟性が高いため、生体センサ１を皮膚２に貼り付けた場合に、伸張、屈曲及び捻れ等の体動による皮膚２の表面の変形に追従して変形し易くすることができる。これにより、皮膚２の表面が変形した場合に平坦部１２ａ及び１２ｂに掛かる応力を緩和することができ、生体センサ１が皮膚２から剥がれ難くすることができる。
　平坦部１２ａ及び１２ｂの外周部は、端に向けて厚さが徐々に小さくなる形状を有する。これにより、平坦部１２ａ及び１２ｂの外周部の柔軟性をさらに高くすることができ、平坦部１２ａ及び１２ｂの外周部の厚さを薄くしない場合に比べて、生体センサ１が皮膚２に貼り付けられた場合の装着感を向上させることができる。
　筐体１０は、その硬度（強度）が４０～７０であることが好ましく、５０～６０であることがより好ましい。筐体１０の硬度が上記の好ましい範囲内であれば、体動により皮膚２が伸長した際に、筐体１０の影響を受けることなく、発泡シート２０が皮膚２の動きに合わせて変形できる。なお、硬度（硬さ）は、ショアＡ硬度をいう。
［発泡シート］
　図３に示すように、発泡シート２０は、筐体１０の下面に接着して設けられている。発泡シート２０は、筐体１０の突出部１１に対向する位置に貫通孔２０ａを有する。貫通孔２０ａにより、センサ部５０のセンサ本体５２は、発泡シート２０に遮られることなく、筐体１０の内面の窪み１１ａと貫通孔２０ａとにより形成される収納空間Ｓに収納される。
　発泡シート２０は、発泡貼付層２１と、筐体１０側（＋Ｚ軸方向）の面に設けられる筐体用粘着層２２とを有している。
（発泡貼付層）
　図３に示すように、発泡貼付層２１は、発泡基材（発泡体ともいう）２１１と、発泡基材２１１の生体側（－Ｚ軸方向）の面に設けられた基材用粘着層２１２とを有している。
（（発泡基材））
　発泡基材２１１は、多孔質構造を有しており、可撓性、防水性及び透湿性を有する多孔質体を用いて形成できる。多孔質体として、例えば、連続気泡、独立気泡、半独立気泡等の発泡素材を用いることができる。これにより、生体センサ１が貼り付けられた皮膚２から発生する汗等による水蒸気を、発泡基材２１１を介して生体センサ１の外部に放出することができる。
　発泡基材２１１の破断伸び率は、３０％～５００％であり、４０％～４００％が好ましく、５０％～３００％がより好ましい。発泡基材２１１の破断伸び率が３０％未満であると、生体センサが皮膚２の動きに追従できず、心電図波形に発生するノイズが大きくなると共に、被験者に不快感を与え易い。発泡基材２１１の破断伸び率が５００％を超えると、発泡基材２１１の内部に形成される空隙の体積が大きく、発泡基材２１１が柔らかくなり過ぎるため、発泡基材２１１の形状が不安定になる。また、発泡基材２１１内の空隙、及び発泡基材２１１と基材用粘着層２１２又は筐体用粘着層２２との隙間に水、汗等の液体が浸入し易くなるため、発泡基材２１１の耐久性が低下し易い。発泡基材２１１の破断伸び率が３０％～５００％であれば、生体センサ１は皮膚２に接触した状態で延び易くなり、皮膚２に接触した状態を維持できるため、心電図波形に発生するノイズを小さくできると共に、被験者に与える不快感を軽減できる。また、発泡基材２１１内の空隙、及び発泡基材２１１と基材用粘着層２１２又は筐体用粘着層２２との隙間への液体の侵入を抑制できるため、発泡基材２１１は耐久性を維持できる。
　なお、発泡基材２１１の破断伸び率とは、下記式（１）の通り、発泡基材２１１の破断時における長軸方向又は短軸方向の長さの、発泡基材２１１の引っ張り前の長軸方向又は短軸方向の長さに対する比をいう。
発泡基材２１１の破断伸び率＝発泡基材２１１の破断時における長軸方向又は短軸方向の長さ／発泡基材２１１の引っ張り前の長軸方向又は短軸方向の長さ　・・・（１）
　発泡基材２１１の破断伸び率は、引張試験機（ＡＧＳ－J、株式会社島津製作所製）を用いて測定できる。このときの引張試験条件は、適宜設定可能であり、例えば、発泡基材２１１の幅（発泡基材２１１の短軸方向の最大幅）１０ｍｍ、発泡基材２１１の両端部を掴む一対の治具同士の最初の距離を５０ｍｍとし、引張強度３００ｍｍ／分として行うことができる。発泡基材２１１の破断伸び率は、発泡基材２１１の長軸方向及び短軸方向のいずれの破断伸び率でもよいが、測定のし易さの点から、発泡基材２１１の長軸方向の破断伸び率が好ましい。発泡基材２１１の破断伸び率の測定には、発泡基材２１１を所定の大きさ（例えば、短辺１０ｍｍ×長辺７０ｍｍ×厚さ０．５ｍｍ）を有する矩形状のシートを用いてよい。矩形状のシートを引っ張る際には、矩形状のシートの短辺側の両端部を引張試験治具で掴んで固定し、一対の治具の一方又は両方を引張強度が３００ｍｍ／分となるように移動させて、矩形状のシートを引っ張るようにしてよい。矩形状のシートの短辺側の両端部は、矩形状のシートの大きさ等によるが、短辺側の面から所定の範囲（例えば１５ｍｍ以下）の領域をいう。
　発泡基材２１１の破断伸び率は、複数（例えば、３つ）の発泡基材２１１のそれぞれの測定値の平均値としてもよい。
　本実施形態では、発泡基材２１１の外形が楕円形状であり、皮膚２に貼り付ける際には、発泡基材２１１の長軸方向が最も伸縮し易いため、発泡基材２１１の破断伸び率は、発泡基材２１１の長軸方向における破断伸び率であることが好ましい。なお、発泡基材２１１の外形が矩形である場合も、発泡基材２１１の破断伸び率は、発泡基材２１１の長辺方向における破断伸び率であることが好ましい。発泡基材２１１の外形が正方形である場合、発泡基材２１１の破断伸び率は、発泡基材２１１の一方の辺方向における破断伸び率でよい。発泡基材２１１の外形が円形である場合、発泡基材２１１の破断伸び率は、発泡基材２１１の直径の破断伸び率でよい。
　発泡基材２１１を形成する材料としては、例えば、ポリウレタン系樹脂、ポリスチレン系樹脂、ポリオレフィン系樹脂、シリコーン系樹脂、アクリル系樹脂、塩化ビニル系樹脂、ポリエステル系樹脂等の熱可塑性樹脂を用いることができる。
　発泡基材２１１の厚さは、適宜設定可能であり、例えば、０．５ｍｍ～１．５ｍｍにできる。
　発泡基材２１１は、筐体１０の突出部１１に対向する位置に孔部２１１ａを有する。発泡基材２１１の孔部２１１ａ以外の表面に基材用粘着層２１２及び筐体用粘着層２２が形成されることで、貫通孔２０ａを形成できる。
　なお、発泡貼付層２１は、発泡基材２１１を用いているが、これに限定されず、多孔質構造を有しない基材を用いてもよい。基材は、破断伸び率が３０％～５００％であり、可撓性、防水性及び透湿性を有していればよい。基材は、破断伸び率が３０％～５００％であり、可撓性、防水性及び透湿性を有すれば、皮膚２に接触した状態で延び易く、皮膚２に接触した状態を維持できると共に、発泡基材２１１と基材用粘着層２１２又は筐体用粘着層２２との隙間への液体の侵入を抑制でき、耐久性を維持できる。これにより、生体センサ１が貼り付けられた皮膚２から発生する汗等による水蒸気は、基材を介して生体センサ１の外部に放出できる。
　基材の材料としては、発泡基材２１１と同様、例えば、ポリウレタン系樹脂、ポリスチレン系樹脂、ポリオレフィン系樹脂、シリコーン系樹脂、アクリル系樹脂、塩化ビニル系樹脂、ポリエステル系樹脂等の熱可塑性樹脂を用いることができる。
（（基材用粘着層））
　図３に示すように、基材用粘着層２１２は、発泡基材２１１の下面に貼り付けられて設けられており、発泡基材２１１と基材４１を接着すると共に発泡基材２１１と電極３０とを接着する機能を有する。
　基材用粘着層２１２は、透湿性を有することが好ましい。生体センサ１が貼り付けられた皮膚２から発生する水蒸気等を基材用粘着層２１２を介して発泡基材２１１に逃がすことができる。さらに、発泡基材２１１は、上述の通り、気泡構造を有するため、筐体用粘着層２２を介して水蒸気を生体センサ１の外部に放出できる。これにより、生体センサ１を装着した皮膚２と貼付用粘着層４２との界面に、汗又は水蒸気が溜まることを抑止できる。この結果、皮膚２と基材用粘着層２１２との界面に溜まった水分により基材用粘着層２１２の粘着力が弱まり、生体センサ１が皮膚２から剥がれることを抑止できる。
　基材用粘着層２１２の透湿度は、１（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以上であることが好ましく、１０（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以上であることがより好ましい。また、基材用粘着層２１２の透湿度は、１００００（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以下である。基材用粘着層２１２の透湿度が１０（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以上であれば、貼付用粘着層４２を皮膚２に貼着した際、支持用粘着シート４０から伝わってくる汗等を外部に向けて透過させることができるので、皮膚２の負荷を抑制できる。
　基材用粘着層２１２を形成する材料としては、感圧接着性を有する材料であることが好ましく、貼付用粘着層４２と同様の材料を用いることができ、アクリル系感圧接着剤を用いることが好ましい。
　基材用粘着層２１２は、上記材料で形成した両面粘着性テープを用いることができる。基材用粘着層２１２の上に筐体１０を積層して生体センサ１を形成する際、生体センサ１の防水性を向上させると共に、筐体１０との接合強度を向上させることができる。
　基材用粘着層２１２は、その表面に、粘着剤が存在する粘着剤形成部分と、粘着剤のない被粘着部分とが交互に形成された、波形状の模様（ウェブ模様）が形成されていてもよい。基材用粘着層２１２としては、例えば、その表面にウェブ模様が形成された両面粘着性テープを用いることができる。基材用粘着層２１２は、その表面にウェブ模様を有することで、表面の凸部とその周辺に粘着剤が付き、表面の凹部とその周辺には粘着剤が付かないようにすることができる。そのため、基材用粘着層２１２の表面に粘着剤が存在する部分と粘着剤が存在しない部分との両方が存在することになるため、基材用粘着層２１２の表面に粘着剤を点在させることができる。基材用粘着層２１２の透湿性は、粘着剤が薄い程高くなり易い。そのため、基材用粘着層２１２は、その表面にウェブ模様が形成して、粘着剤が部分的に薄い部分を有することで、ウェブ模様が形成されていない場合に比べて、粘着力を維持しながら、透湿性を向上させることができる。
　粘着剤形成部分及び被粘着部分との幅は、適宜設計可能であり、粘着剤形成部分の幅は、例えば、５００μｍ～１０００μｍであることが好ましく、被粘着部分の幅は１５００μｍ～５０００μｍであることが好ましい。粘着剤形成部分及び被粘着部分の幅が、それぞれ、上記の好ましい範囲内であれば、基材用粘着層２１２は、粘着力を維持しつつ優れた透湿性を発揮できる。
　基材用粘着層２１２の厚さは、適宜任意に設定可能であり、１０μｍ～３００μｍであることが好ましく、５０μｍ～２００μｍであることがより好ましく、７０μｍ～１１０μｍであることがさらに好ましい。基材用粘着層２１２の厚さが１０μｍ～３００μｍであれば、生体センサ１の薄型化が図れる。
（筐体用粘着層）
　図３に示すように、筐体用粘着層２２は、発泡基材２１１の上面に貼り付けられた状態で設けられている。筐体用粘着層２２は、発泡基材２１１の上面のうち、筐体１０の貼付側（－Ｙ軸方向）の平坦面に対応する位置に貼り付けられており、発泡基材２１１と筐体１０とを接着する機能を有する。
　筐体用粘着層２２を形成する材料としては、シリコン系粘着剤シリコンテープ等を用いることができる。
　筐体用粘着層２２の厚さは、適宜設定可能であり、例えば、１０μｍ～３００μｍにできる。
（電極）
　図３に示すように、電極３０は、基材用粘着層２１２の貼付側（－Ｚ軸方向）である下面に、電極３０のセンサ本体５２側の一部が配線５３ａ及び５３ｂに接続されつつ、基材用粘着層２１２とセンサ用粘着層４３とに挟み込まされた状態で貼り付けられている。電極３０は、基材用粘着層２１２とセンサ用粘着層４３とに挟み込まされていない部分が生体と接触する。生体センサ１が皮膚２に貼付される際に、電極３０が皮膚２に接触することで、生体信号を検出できる。生体信号は、例えば、心電図波形、脳波、脈拍等を表す電気信号である。なお、電極３０は、基材４１に皮膚２と接触可能に露出した状態で埋没させてもよい。
　電極３０は、導電性高分子及びバインダー樹脂を含み、導電性高分子はバインダー樹脂中に分散した状態で含まれている。
　電極３０は、導電性高分子とバインダー樹脂を含む導電性組成物の硬化物、金属、合金等をシート状に形成された電極シートを用いて形成することができる。
　導電性高分子としては、例えば、ポリチオフェン系導電性高分子、ポリアニリン系導電性高分子、ポリピロール系導電性高分子、ポリアセチレン系導電性高分子、ポリフェニレン系導電性高分子及びこれらの誘導体、並びにこれらの複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。
　ポリチオフェン系導電性高分子としては、ポリチオフェン、ポリ（３－メチルチオフェン）、ポリ（３－エチルチオフェン）、ポリ（３－プロピルチオフェン）、ポリ（３－ブチルチオフェン）、ポリ（３－ヘキシルチオフェン）、ポリ（３－ヘプチルチオフェン）、ポリ（３－オクチルチオフェン）、ポリ（３－デシルチオフェン）、ポリ（３－ドデシルチオフェン）、ポリ（３－オクタデシルチオフェン）、ポリ（３－ブロモチオフェン）、ポリ（３－クロロチオフェン）、ポリ（３－ヨードチオフェン）、ポリ（３－シアノチオフェン）、ポリ（３－フェニルチオフェン）、ポリ（３，４－ジメチルチオフェン）、ポリ（３，４－ジブチルチオフェン）、ポリ（３－ヒドロキシチオフェン）、ポリ（３－メトキシチオフェン）、ポリ（３－エトキシチオフェン）、ポリ（３－ブトキシチオフェン）、ポリ（３－ヘキシルオキシチオフェン）、ポリ（３－ヘプチルオキシチオフェン）、ポリ（３－オクチルオキシチオフェン）、ポリ（３－デシルオキシチオフェン）、ポリ（３－ドデシルオキシチオフェン）、ポリ（３－オクタデシルオキシチオフェン）、ポリ（３，４－ジヒドロキシチオフェン）、ポリ（３，４－ジメトキシチオフェン）、ポリ（３，４－ジエトキシチオフェン）、ポリ（３，４－ジプロポキシチオフェン）、ポリ（３，４－ジブトキシチオフェン）、ポリ（３，４－ジヘキシルオキシチオフェン）、ポリ（３，４－ジヘプチルオキシチオフェン）、ポリ（３，４－ジオクチルオキシチオフェン）、ポリ（３，４－ジデシルオキシチオフェン）、ポリ（３，４－ジドデシルオキシチオフェン）、ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）（ＰＥＤＯＴともいう）、ポリ（３，４－プロピレンジオキシチオフェン）、ポリ（３，４－ブテンジオキシチオフェン）、ポリ（３－メチル－４－メトキシチオフェン）、ポリ（３－メチル－４－エトキシチオフェン）、ポリ（３－カルボキシチオフェン）、ポリ（３－メチル－４－カルボキシチオフェン）、ポリ（３－メチル－４－カルボキシエチルチオフェン）、ポリ（３－メチル－４－カルボキシブチルチオフェン）等が挙げられる。
　ポリアニリン系導電性高分子としては、ポリアニリン、ポリスチレンスルホン酸（ＰＳＳともいう）、ポリビニルスルホン酸、ポリアリルスルホン酸、ポリアクリルスルホン酸、ポリメタクリルスルホン酸、ポリ（２－アクリルアミド－２－メチルプロパンスルホン酸）、ポリイソプレンスルホン酸、ポリスルホエチルメタクリレート、ポリ（４－スルホブチルメタクリレート）、ポリメタクリルオキシベンゼンスルホン酸等のスルホン酸基を有する高分子や、ポリビニルカルボン酸、ポリスチレンカルボン酸、ポリアリルカルボン酸、ポリアクリルカルボン酸、ポリメタクリルカルボン酸、ポリ（２－アクリルアミド－２－メチルプロパンカルボン酸）、ポリイソプレンカルボン酸、ポリアクリル酸等のカルボン酸基を有する高分子が挙げられる。これらは、１種を単独で重合した単独重合体で用いてもよいし、２種以上の共重合体で用いてもよい。これらポリアニオンの中でも、導電性をより高くできることから、スルホン酸基を有する高分子が好ましく、ポリスチレンスルホン酸がより好ましい。
　ポリピロール系導電性高分子としては、ポリピロール、ポリ（Ｎ－メチルピロール）、ポリ（３－メチルピロール）、ポリ（３－エチルピロール）、ポリ（３－ｎ－プロピルピロール）、ポリ（３－ブチルピロール）、ポリ（３－オクチルピロール）、ポリ（３－デシルピロール）、ポリ（３－ドデシルピロール）、ポリ（３，４－ジメチルピロール）、ポリ（３，４－ジブチルピロール）、ポリ（３－カルボキシピロール）、ポリ（３－メチル－４－カルボキシピロール）、ポリ（３－メチル－４－カルボキシエチルピロール）、ポリ（３－メチル－４－カルボキシブチルピロール）、ポリ（３－ヒドロキシピロール）、ポリ（３－メトキシピロール）、ポリ（３－エトキシピロール）、ポリ（３－ブトキシピロール）、ポリ（３－ヘキシルオキシピロール）、ポリ（３－メチル－４－ヘキシルオキシピロール）等が挙げられる。
　ポリアセチレン系導電性高分子としては、フェニルアセチレンのパラ位にエステルを有するポリフェニルアセチレンモノエステルやフェニルアセチレンのパラ位にアミドを有するポリフェニルアセチレンモノアミド等の極性基を有するポリアセチレン等が挙げられる。
　ポリフェニレン系導電性高分子としては、ポリフェニレンビニレン等が挙げられる。
　これらの複合体として、ポリチオフェンにドーパントとしてポリアニリンをドープした複合体等が挙げられる。ポリチオフェンとポリアニリンとの複合体として、ＰＥＤＯＴにＰＳＳをドープしたＰＥＤＯＴ／ＰＳＳ等を用いることができる。
　導電性高分子として、上記の中でも、ポリチオフェンにドーパントとしてポリアニリンをドープした複合体が好ましい。ポリチオフェンとポリアニリンとの複合体の中でも、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、ＰＥＤＯＴにＰＳＳをドープしたＰＥＤＯＴ／ＰＳＳがより好ましい。
　また、電極３０は、皮膚２との接触面に複数の貫通孔３１を有するのが好ましい。これにより、電極３０は、基材用粘着層２１２に貼り付けられた状態で、貫通孔３１から基材用粘着層２１２を貼付側に露出させることができるため、電極３０と皮膚２との密着性を高められる。
　電極３０の静止摩擦係数μは、３．０～７．０であり、好ましくは３．５～６．５であり、より好ましくは４．０～６．０である。電極３０の静止摩擦係数μが３．０未満である場合、電極３０のタックは小さくなるため、電極３０は皮膚２からズレ易くなる。そのため、生体センサ１で測定される心電図波形に発生するノイズが大きくなり易い。電極３０の静止摩擦係数μが７．０を超えると、電極３０の皮膚２ヘの張り付きが強過ぎるため、生体センサ１を皮膚２に長時間（例えば、２４時間）貼り付けた時、皮膚２に肌荒れ等の皮膚２に加わる負担が大きくなり易い。電極３０の静止摩擦係数μが、上記の好ましい範囲内であれば、電極３０は適度なタックを有することができるため、皮膚２ヘの粘着性を維持できる。そのため、電極３０は、皮膚２からズレ難くすることができる。また、電極３０は、皮膚２に対して適度は貼着力で張り付くことができるため、皮膚２に加わる負担を軽減できる。
　なお、静止摩擦係数μとは、２つの物体が接触しながら静止しているとき、接触面に働く最大摩擦力と接触面に垂直な抗力の大きさの比である。
　本実施形態において、電極３０の静止摩擦係数μは、静摩擦係数測定機（新東科学社製、トライボギア　ＴＹＰＥ：１０）を用いて測定できる。電極３０の擬似皮膚に対する静止摩擦係数μは、以下のように測定できる。擬似皮膚には、ウレタンエラストマー膜の表面を加工して乾燥した人の皮膚に近い親疎水性と表面のしわを再現したバイオスキンプレート（株式会社ビューラック社製、品番　Ｐ００１－００１、縦１９５ｍｍ×横１２０ｍｍ×厚み５ｍｍ）等を用いてよい。そして、水平状態にある上昇板にバイオスキンプレートを固定し、所定の大きさ（例えば、縦７５ｍｍ×横３５ｍｍ）を有する平面圧子に電極３０を取り付けて、荷重１．４７Ｎの条件下で３０秒静置した後、上昇速度平均１０度／６秒で傾斜し、平面圧子が滑り始めた時の摩擦角θｄを読み取る。この読み取った摩擦角θｄを下記式（I）に当てはめることで、静止摩擦係数μが求められる。
静止摩擦係数μ＝ｔａｎ（θｄ×π／１８０）　・・・（I）
［支持用粘着シート］
　図３に示すように、支持用粘着シート４０は、基材４１と、貼付用粘着層４２と、センサ用粘着層４３とを有している。
（第２基材）
　図３に示すように、基材４１は、貼付用粘着層４２の幅方向（Ｘ軸方向）の両側の外形形状は、筐体１０及び発泡シート２０の幅方向（Ｘ軸方向）の両側の外形形状と略同一である。基材４１の長さ（Ｙ軸方向）は、筐体１０及び発泡シート２０の長さ（Ｙ軸方向）よりも短く形成されている。支持用粘着シート４０の長手方向の両端は、センサ部５０の配線５３ａ及び５３ｂを支持用粘着シート４０と発泡シート２０との間に挟み込む位置であって、電極３０の一部と重なる位置にある。そして、基材４１の上面にセンサ用粘着層４３が設けられ、発泡シート２０の貼付面には基材用粘着層２１２が設けられる。支持用粘着シート４０のセンサ用粘着層４３と、支持用粘着シート４０の長手方向の両端からはみ出した発泡シート２０の基材用粘着層２１２とにより、皮膚２への貼付面が形成されている。これにより、貼付面の位置に応じて、防水性及び透湿性が相違し、粘着性が相違することになるが、生体センサ１の全体では、発泡シート２０に対応する貼付面における粘着性が皮膚２への貼付性能に大きく影響を与えることになる。
　基材４１は、適度な伸縮性、可撓性及び靱性を有する可撓性樹脂を用いて形成することができる。基材４１を形成する材料としては、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリブチレンテレフタレート、ポリトリメチレンテレフタレ－ト、ポリエチレンナフタレ－ト、ポリブチレンナフタレ－ト等のポリエステル系樹脂；ポリアクリル酸、ポリメタクリル酸、ポリアクリル酸メチル、ポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）、ポリメタクリル酸エチル、ポリアクリル酸ブチル等のアクリル系樹脂；ポリエチレン、ポリプロピレン等のポリオレフィン系樹脂；ポリスチレン、イミド変性ポリスチレン、アクリロニトリル・ブタジエン・スチレン（ＡＢＳ）樹脂、イミド変性ＡＢＳ樹脂、スチレン・アクリロニトリル共重合（ＳＡＮ）樹脂、アクリロニトリル・エチレン－プロピレン－ジエン・スチレン（ＡＥＳ）樹脂等のポリスチレン系樹脂；ポリイミド系樹脂；ポリウレタン系樹脂；シリコーン系樹脂；ポリ塩化ビニル、塩化ビニル－酢酸ビニル共重合樹脂等のポリ塩化ビニル系樹脂等の熱可塑性樹脂を用いることができる。これらの中でも、ポリオレフィン系樹脂及びＰＥＴが好適に用いられる。これらの熱可塑性樹脂は、防水性を有する（水分透過性が低く）。そのため、基材４１は、これらの熱可塑性樹脂を用いて形成されることで、生体センサ１が生体の皮膚２に貼り付けられた状態で、皮膚２から発生する汗又は水蒸気が基材４１を通って、センサ部５０のフレキシブル基板５１側に侵入することを抑止することができる。
　基材４１は、その上面にセンサ部５０が設置されるため、平板状に形成されていることが好ましい。
　基材４１の厚さは、適宜任意に選択可能であり、例えば、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。
（貼付用粘着層）
　図３に示すように、貼付用粘着層４２は、基材４１の貼付側（－Ｚ軸方向）の下面に設けられており、生体と接触する層である。
　貼付用粘着層４２は、感圧接着性を有することが好ましい。貼付用粘着層４２は、感圧接着性を有することで、生体センサ１を生体の皮膚２に押し付けることで皮膚２に容易に貼り付けることができる。
　貼付用粘着層４２の材料としては、感圧接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。貼付用粘着層４２を形成する材料としては、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ことが好ましい。アクリルポリマーは、感圧接着成分として機能することができる。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。
　アクリル系感圧接着剤は、カルボン酸エステルをさらに含有することが好ましい。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、貼付用粘着層４２の感圧接着力を調整する感圧接着力調整剤として機能する。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を用いることができる。カルボン酸エステルとしては、トリ脂肪酸グリセリル等を用いることができる。
　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（多官能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、アミン化合物等が挙げられる。これらの中でも、ポリイソシアネート化合物が好ましい。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。
　貼付用粘着層４２は、優れた生体適合性を有することが好ましい。例えば、貼付用粘着層４２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、貼付用粘着層４２を皮膚２に貼着しても、皮膚２の負荷を抑制することができる。
　貼付用粘着層４２は、透湿性を有することが好ましい。生体センサ１が貼り付けられた皮膚２から発生する水蒸気等を貼付用粘着層４２を介して発泡シート２０側に逃がすことができる。さらに、発泡シート２０は、後述する通り、気泡構造を有するため、貼付用粘着層４２を介して水蒸気を生体センサ１の外部に放出することができる。これにより、生体センサ１を装着した皮膚２と貼付用粘着層４２との界面に、汗又は水蒸気が溜まることを抑止することができる。この結果、皮膚２と貼付用粘着層４２との界面に溜まった水分により貼付用粘着層４２の粘着力が弱まり、生体センサ１が皮膚から剥がれることを抑制できる。
　貼付用粘着層４２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。また、貼付用粘着層４２の透湿度は、１００００（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以下である。貼付用粘着層４２の透湿度が３００（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以上であれば、貼付用粘着層４２を皮膚２に貼着しても、皮膚２から発生した汗等を適度に基材４１から外部に向けて透過させることができるので、皮膚２の負担を低減することができる。
　貼付用粘着層４２の厚さは、適宜任意に選択可能であり、１０μｍ～３００μｍであることが好ましい。貼付用粘着層４２の厚さが１０μｍ～３００μｍであれば、生体センサ１の薄型化が図れる。
（センサ用粘着層）
　図４に示すように、センサ用粘着層４３は、基材４１の筐体１０側（＋Ｚ軸方向）の上面に設けられており、センサ部５０が接着される層である。センサ用粘着層４３は、貼付用粘着層４２と同様の材料を用いることができるため、詳細は省略する。なお、センサ用粘着層４３は、必ずしも設ける必要はなく、センサ用粘着層４３に代えて接着剤を基材４１の一部又は全部に設けてもよい。
（センサ部）
　図４は、センサ部５０の構成を示す平面図であり、図５は、センサ部５０の一部の分解斜視図である。なお、図４中の破線は、筐体１０の外径を示す。図４及び図５に示すように、センサ部５０は、生体情報を取得する各種部品が搭載されたフレキシブル基板５１と、センサ本体５２と、その長手方向にセンサ本体５２とそれぞれ接続される配線５３ａ及び５３ｂと、バッテリ５４と、正電極パターン５５と、負電極パターン５６と、導電性粘着テープ５７とを有する。センサ部５０のパッド部５２２ａとパッド部５２２ｂとの間には、正電極パターン５５、導電性粘着テープ５７、バッテリ５４、導電性粘着テープ５７及び負電極パターン５６が、この順にパッド部５２２ａ側からパッド部５２２ｂ側にかけて積層されている。なお、本実施形態では、バッテリ５４の正極端子を－Ｚ軸方向とし、負極端子を＋Ｚ軸方向としているが、逆でもよく、正極端子を＋Ｚ軸方向とし、負極端子を－Ｚ軸方向としてもよい。
　フレキシブル基板５１は、樹脂基板であり、フレキシブル基板５１には、センサ本体５２と、配線５３ａ及び５３ｂとが一体形成されている。
　配線５３ａ及び５３ｂの一端は、図３に示すように、それぞれ、電極３０に連結されている。図４に示すように、配線５３ａの他端は、センサ本体５２の外周に沿って部品搭載部５２１に搭載されるスイッチ等に接続されている。配線５３ｂの他端も、配線５３ａと同様に、部品搭載部５２１に搭載されるスイッチ等に接続されている。なお、配線５３ａ及び５３ｂは、フレキシブル基板５１の表面側及び裏面側の配線層のどちらに形成してもよい。
　図４に示すように、センサ本体５２は、制御部である部品搭載部５２１と、バッテリ装着部５２２とを有している。
　部品搭載部５２１は、生体から取得した生体信号を処理して生体信号データを生成するＣＰＵ及び集積回路、生体センサ１を起動するスイッチ、生体信号を記憶するフラッシュメモリ、発光素子等、フレキシブル基板５１に搭載される各種部品を有する。なお、各種部品による回路例は省略する。部品搭載部５２１は、バッテリ装着部５２２に装着されるバッテリ５４から供給される電力により動作する。
　部品搭載部５２１は、初期動作を確認する動作確認機器、生体センサ１からの生体情報の読み取る読み取り機器等の外部装置に有線又は無線で送信する。
　バッテリ装着部５２２は、部品搭載部５２１に搭載される集積回路等に電力を供給するものである。バッテリ装着部５２２には、図２に示すように、バッテリ５４が装着される。
　図５に示すように、バッテリ装着部５２２は、配線５３ａと部品搭載部５２１との間に配置され、パッド部５２２ａ及び５２２ｂと、くびれ部５２２ｃとを有している。
　図５に示すように、パッド部５２２ａは、配線５３ａと部品搭載部５２１との間に設けられ、バッテリ５４の正極端子側に位置し、正極端子が接続される正電極パターン５５を有している。
　図５に示すように、パッド部５２２ｂは、パッド部５２２ａに対して長手方向の直交方向（図３の上側方向）に、パッド部５２２ａから所定間隔離れて設けられる。パッド部５２２ｂは、バッテリ５４の負極端子（第２端子）側に位置し、負極端子が接続される負電極パターン５６を有している。
　図５に示すように、くびれ部５２２ｃは、パッド部５２２ａ及び５２２ｂの間に配置され、パッド部５２２ａ及び５２２ｂを互いに連結する。
　図５に示すように、バッテリ５４は、正電極パターン５５と負電極パターン５６との間に配置されている。バッテリ５４は、正極端子及び負極端子を有し、公知の電池を用いることができる。バッテリ５４としては、例えば、ＣＲ２０２５等のコイン型電池を使用することができる。
　図５に示すように、正電極パターン５５は、バッテリ５４の正極端子側に位置し、正極端子に接続されている。正電極パターン５５は、角部が面取りされた矩形状を有している。
　図５に示すように、負電極パターン５６は、バッテリ５４の負極端子側に位置し、負極端子に接続されている。負電極パターン５６は、バッテリ５４の負極端子の円形形状の大きさに略対応する形状を有している。負電極パターン５６の直径は、例えば、バッテリ５４の直径と等しく、正電極パターン５５の対角線の長さと略等しい大きさを有している。
　導電性粘着テープ５７は、導電性を有する粘着剤であり、バッテリ５４と正電極パターン５５との間と、バッテリ５４と負電極パターン５６との間に、それぞれ配置されている。なお、導電性粘着テープは、一般に、導電性粘着シート、導電性粘着フィルム等ともいう場合がある。
　生体センサ１にバッテリ５４を装着する場合、正電極パターン５５及び負電極パターン５６の全体に、導電性粘着テープ５７Ａ及び導電性粘着テープ５７Ｂがそれぞれ取り付けられる。そして、バッテリ５４の正極端子及び負極端子を、導電性粘着テープ５７Ａ及び導電性粘着テープ５７Ｂを介して正電極パターン５５及び負電極パターン５６にそれぞれ貼り付けることで、バッテリ５４がバッテリ装着部５２２に装着される。なお、図４に示したセンサ本体５２は、くびれ部５２２ｃを撓めて、バッテリ５４を、正電極パターン５５と負電極パターン５６との間に挟んだ状態でバッテリ装着部５２２に装着した状態を示している。
　図３に示すように、生体センサ１は、貼付面側（－Ｚ軸方向）に、基材４１及び電極３０を保護するため、生体センサ１を皮膚２に貼り付けるまで、剥離紙６０を貼り付けておくことが好ましい。使用時に、剥離紙６０を基材４１及び電極３０から剥がすことで、基材４１の粘着力を維持することができる。
　図６は、図１の生体センサ１を生体Ｐの胸部に貼り付けた状態を示す説明図である。例えば、生体センサ１は、長手方向（Ｙ軸方向）を被検者Ｐの胸骨に揃え、一方の電極３０を上側、他方の電極３０を下側にして被検者Ｐの皮膚に貼り付けられる。生体センサ１は、図２の貼付用粘着層４２による被検者Ｐの皮膚への貼り付けにより、被検者Ｐの皮膚に電極３０が圧着された状態で、被検者Ｐから電極３０により心電図信号等の生体信号を取得する。生体センサ１は、取得した生体信号データを部品搭載部５２１に搭載されるフラッシュメモリ等の不揮発メモリに記憶する。
　生体センサ１の製造方法は、特に限定されず、適宜任意の方法を用いて製造できる。生体センサ１の製造方法の一例について説明する。
　図１に示す筐体１０、発泡シート２０、電極３０、支持用粘着シート４０及びセンサ部５０を準備する。筐体１０、発泡シート２０及び支持用粘着シート４０は、それぞれ、これらを製造できる方法であれば特に限定されず、適宜任意の製造方法を用いて製造できる。
　電極３０も、筐体１０、発泡シート２０及び支持用粘着シート４０と同様、電極３０を製造できる方法であれば特に限定されず、適宜任意の製造方法を用いて製造できる。例えば、電極３０は、導電性組成物を用いて製造できる。
　導電性組成物について説明する。導電性組成物は、導電性高分子及びバインダー樹脂を含み、導電性高分子はバインダー樹脂中に分散した状態で含まれている。
　導電性高分子は、上記と同様であるため、詳細は省略する。
　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く、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。前記含有量が、導電性組成物に対して、上記の好ましい範囲内であれば、導電性組成物は、優れた導電性、強靱性及び柔軟性を有することができる。
　導電性高分子は、ペレット状に成形した固形物でもよい。なお、この場合、導電性高分子の固形物のうちの一部は、導電性組成物に対する各成分の含有量に大きな変動を生じない範囲で溶媒に溶解してもよい。
　導電性高分子は、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、有機溶媒及び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、イソプロパノール等のアルコールが挙げられる。これらの中でも、水系溶媒を用いることが好ましい。
　バインダー樹脂は、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）を含むことができる。
　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、ポリピロール、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。
　ポリピロールとしては、ポリアニリン、ポリアセチレン等が挙げられる。
　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く、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。前記含有量が、導電性組成物に対して、上記の好ましい範囲内であれば、導電性組成物を用いて得られる硬化物は、優れた導電性、強靱性及び柔軟性を有することができる。
　バインダー樹脂は、溶媒に溶解した水溶液として用いてもよい。溶媒は、上記の導電性高分子の場合と同様の溶媒を用いることができる。
　導電性組成物は、さらに架橋剤及び可塑剤の少なくとも一方を含むことが好ましい。架橋剤及び可塑剤は、導電性組成物を用いて得られる硬化物に強靱性及び柔軟性を付与する機能を有する。
　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、導電性組成物を含む硬化物を屈曲した後、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機能を有する。架橋剤がバインダー樹脂に含まれることで、導電性組成物を用いて得られる硬化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；ホウ酸等のホウ素化合物；ブロックイソシアネート等のイソシアネート化合物；グリオキシル酸ナトリウム、ホルムアルデヒド、アセトアルデヒド、グリオキサール、グルタル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、バインダー樹脂がポルビニルアルコールであるとき、ポルビニルアルコールと反応して架橋構造を形成し易く、導電性組成物を用いて得られる硬化物の性能の保持のし易さの点から、グリオキシル酸ナトリウムが好ましい。
　架橋剤は任意成分であるため、導電性組成物に必ずしも含まれる必要はなく、架橋剤の含有量は０質量部でよい。架橋剤を含む場合、架橋剤の含有量は、導電性組成物１００質量部に対して、０．０１質量部～１．５質量部であることが好ましく、０．２質量部～１．２質量部であることがより好ましく、０．４質量部～１．０質量部であることがより好ましい。含有量が、上記の好ましい範囲内であれば、導電性組成物を用いて得られる硬化物は、優れた強靱性及び柔軟性を有することができる。
　架橋剤は、溶媒に溶解した水溶液として用いてもよい。溶媒は、上記の導電性高分子の場合と同様の溶媒を用いることができる。
　可塑剤は、導電性組成物を用いて得られる硬化物の導電性を向上させると共に、引張伸度及び柔軟性を向上させる機能を有する。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質量部であることが好ましく、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。含有量が、上記の好ましい範囲内であれば、導電性組成物を用いて得られる硬化物は、優れた強靱性及び柔軟性を有することができる。
　導電性組成物は、架橋剤及び可塑剤の少なくとも一方を含むことで、導電性組成物を用いて得られる硬化物は、強靱性及び柔軟性を向上させることができる。
　導電性組成物は、架橋剤を含むが可塑剤を含まない場合、導電性組成物を用いて得られる硬化物は、強靱性、すなわち引張強度及び引張伸度の両方を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。
　導電性組成物は、可塑剤を含むが架橋剤を含まない場合、導電性組成物を用いて得られる硬化物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を用いて得られる硬化物は強靱性を向上させることができる。また、導電性組成物を用いて得られる硬化物の柔軟性を向上させることができる。
　導電性組成物は、架橋剤及び可塑剤の両方を含むことが好ましい。導電性組成物が架橋剤及び可塑剤の両方を含むことで、導電性組成物を用いて得られる硬化物はより一層優れた強靱性を有することができる。
　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、充填剤等の公知の各種添加剤を適宜任意の割合で含んでもよい。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、イソプロパノール等のアルコールが挙げられる。これらの中でも、水系溶媒を用いることが好ましい。
　導電性組成物を用いて得られる硬化物は、ｐＨが１～１０であることが好ましく、１～８であることがより好ましく、１～６であることがさらに好ましい。なお、硬化物のｐＨの測定は、適宜任意の方法を用いることができ、例えば、リトマス試験紙を硬化物に接触させる方法でもよいし、導電性組成物を溶媒に溶解させた溶液をリトマス試験紙と接触させる方法等を用いることができる。
　導電性組成物を用いて電極３０を製造する方法の一例について説明する。
　導電性高分子及びバインダー樹脂を上記割合で混合することにより、導電性高分子及びバインダー樹脂を含む導電性組成物を作製する。導電性組成物は、さらに架橋剤及び可塑剤の少なくとも一方を、それぞれ上記割合で含んでもよい。導電性組成物を作製する際、導電性高分子、バインダー樹脂及び架橋剤は、溶媒に溶解した水溶液として用いてもよい。
　導電性組成物は、必要に応じて、導電性高分子、バインダー樹脂及び架橋剤を含む溶媒の他に、さらに溶媒を適宜任意の割合で含み、導電性組成物の水溶液（導電性組成物水溶液）を用いてもよい。溶媒としては、上記の溶媒と同様の溶媒を用いることができる。
　導電性組成物を剥離基材の表面に塗布した後、導電性組成物を加熱することによって、導電性組成物に含まれるバインダー樹脂の架橋反応を進行させ、バインダー樹脂を硬化させる。これにより、導電性組成物の硬化物が得られる。得られた硬化物は、必要に応じて、硬化物の表面をプレス機等を用いて打ち抜き（プレス）等を行うことで、硬化物の表面に１つ以上の貫通孔を形成すると共に、硬化物の外形を所定の形状に成形する。これにより、表面に１つ以上の貫通孔を有すると共に所定形状の外形を有する成形体である生体電極、即ち電極３０が得られる。なお、プレス機に代えてレーザー加工機により成形してもよい。また、得られた硬化物は、その表面に１つ以上の貫通孔のみを形成してもよいし、外形のみを所定の形状に成形してもよい。さらに、硬化物をそのまま生体電極として用いることができる場合には、硬化物は、成形等を行わずに生体電極として用いてもよい。
　なお、電極３０に含まれる、導電性高分子、バインダー樹脂、架橋剤及び可塑剤の各成分は、導電性組成物の作製時の添加量と同等の含有量を有する。
　剥離基材としては、セパレータ、又はコア材等を用いることができる。セパレータとしては、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）フィルム、ポリエチレン（ＰＥ）フィルム、ポリプロピレン（ＰＰ）フィルム、ポリアミド（ＰＡ）フィルム、ポリイミド（ＰＩ）フィルム、又はフッ素樹脂フィルム等の樹脂フィルムを用いることができる。コア材としては、ＰＥＴフィルムやＰＩフィルム等の樹脂フィルム；セラミックスシート；アルミウム箔等の金属フィルム；ガラス繊維やプラスチック製不織繊維等で強化された樹脂基板；シリコーン基板又はガラス基板等を用いることができる。
　導電性組成物の剥離基材上への塗布方法としては、ロールコート、スクリーンコート、グラビアコート、スピンコート、リバースコート、バーコート、ブレードコート、エアーナイフコート、ディッピング、ディスペンシング等による方法、少量の導電性組成物を基材上に垂らしてドクターブレードで伸ばす方法等を用いることができる。これらの塗布方法により、導電性組成物は剥離基材上に均一に塗布される。
　導電性組成物の加熱方法としては、乾燥オーブン、真空オーブン、空気循環型オーブン、熱風乾燥機、遠赤外線乾燥機、マイクロ波減圧乾燥機、高周波乾燥機等の公知の乾燥機を用いることができる。
　加熱条件としては、導電性組成物に含まれる架橋剤が反応できる条件であればよい。
　導電性組成物の加熱温度は、導電性組成物に含まれるバインダー樹脂の硬化を進行させることができる温度とする。加熱温度としては、１００℃～２００℃が好ましい。導電性組成物に架橋剤が含まれる場合、加熱温度が１００℃～２００℃の範囲内であれば、架橋剤の反応が進行し易くなり、バインダー樹脂の硬化を促進できる。
　導電性組成物の加熱時間は、０．５分～３００分であることが好ましく、５分～１２０分であることがより好ましい。加熱時間が０．５分～３００分の範囲内であれば、バインダー樹脂の硬化を十分行うことができる。
　そして、図１に示す生体センサ１を構成する、筐体１０、発泡シート２０、電極３０、支持用粘着シート４０及びセンサ部５０を準備した後、センサ部５０を支持用粘着シート４０の上に設置する。その後、筐体１０側から支持用粘着シート４０側に向かって、筐体１０、発泡シート２０、電極３０及び支持用粘着シート４０の順に積層する。発泡シート２０及び支持用粘着シート４０の生体との貼付面側に剥離紙６０を貼り付けてよい。
　これにより、図１に示す生体センサ１が得られる。
　このように、生体センサ１は、筐体１０、発泡基材２１１及び電極３０を備える。発泡基材２１１は、３０％～５００％の破断伸び率を有することで、発泡貼付層２１は全体が適度な柔軟性を有し、皮膚２との接触面に対して柔軟に変形できる。そのため、生体センサ１を皮膚２に貼り付けて使用する際、生体の体動等により皮膚２が動いても、発泡シート２０は皮膚２の動きに追従して変形し易く、皮膚２との接触状態を維持し易いため、心電図に発生するノイズの増大を抑えることができる。また、電極３０は、３．０～７．０の静止摩擦係数μを有することで、皮膚２に対して粘着性を維持できる。そのため、電極３０は、皮膚２との貼付面からズレ難くなり、皮膚２から剥離するのを抑制できるため、心電図に発生するノイズの増大を抑えることができる。よって、生体センサ１は、被験者が運動して動いている場合でも、心電図波形を安定して取得することができる。
　特に、上記のような構成を有する生体センサ１では、電極３０が発泡基材２１１の貼付側の面の一部に基材用粘着層２１２を介して設けられ、発泡基材２１１がその略中央部に孔部２１１ａを有している。そのため、発泡基材２１１が皮膚２の動きに対して追従して変形し易く、生体センサ１が柔軟でありつつ、皮膚２との接触を維持して電極３０が電気信号を安定して検出できることが重要である。生体センサ１では、発泡基材２１１の破断伸び率を３０％～５００％として、発泡貼付層２１を伸縮させ易くすることができる。そのため、生体センサ１は、皮膚２が動いても、発泡基材２１１に貼り付けられる基材用粘着層２１２の貼付面が皮膚２に安定して張り付いた状態を維持できる。そして、生体センサ１は、電極３０の静止摩擦係数μを３．０～７．０として、電極３０の貼付位置がズレることを抑えることができる。よって、生体センサ１は、その使用時に、被験者が運動等で動いても、心電図に発生するノイズの大きさを抑えることができるので、皮膚２から生体情報を安定して高精度に測定できる。
　また、生体センサ１は、発泡基材２１１が３０％～５００％の破断伸び率を有することで、発泡基材２１１の内部に生じる空隙の体積を抑えることができるため、外部からの水分の浸入を抑制できる。そのため、生体センサ１は、耐久性を向上させることができる。
　さらに、生体センサ１は、電極３０が３．０～７．０の静止摩擦係数μを有することで、電極３０が肌に与える負担を抑え、肌荒れ、肌の被れ等の肌への影響を抑制することができる。そのため、生体センサ１は、被験者に長時間取り付けても安全に使用できる。
　生体センサ１は、発泡基材２１１を含む発泡貼付層２１の上面である筐体１０側の面に筐体用粘着層２２を備えることができる。これにより、被験者が運動して皮膚２が伸長しても、発泡貼付層２１は、筐体１０との接着を維持し、発泡貼付層２１と筐体１０との間に隙間等が生じることを抑制できるため、発泡貼付層２１の内部に水分が侵入することを抑制できる。よって、生体センサ１は、発泡貼付層２１の劣化を抑制できるため、耐久性を維持することができる。
　生体センサ１は、基材用粘着層２１２、基材４１及びセンサ本体５２を備え、筐体１０は皮膚２側に凹状に形成された窪み１１ａを有すると共に、発泡基材２１１は窪み１１ａに対応する位置に孔部２１１ａを有し、窪み１１ａと孔部２１１ａとにより収容空間Ｓを形成できる。これにより、生体センサ１は、センサ本体５２を内部に備えても、基材用粘着層２１２が皮膚２から剥離することを抑制し、皮膚２に貼付いた状態を維持することができる。
　生体センサ１は、貼付用粘着層４２を備え、基材用粘着層２１２と貼付用粘着層４２とにより生体への貼付面を形成することができる。これにより、生体センサ１は、電極３０が貼付用粘着層４２に貼り付けられていても、皮膚２に貼り付けられる面積を十分確保することができるため、貼付用粘着層４２が皮膚２から剥離するのを抑制することができ、電極３０を皮膚２に安定して貼付いた状態を維持することができる。よって、生体センサ１は、被験者の皮膚２に長時間取り付けても、使用中、皮膚２から生体情報を確実に検出できる。
　生体センサ１は、電極３０に貫通孔３１を設けることができる。貫通孔３１から基材用粘着層２１２を貼付側に露出させることで、電極３０と皮膚２との密着性を高めることができる。そのため、生体センサ１は、電極３０が基材用粘着層２１２に貼り付けられていても、基材用粘着層２１２が皮膚２から剥離することを抑制することができ、皮膚２に対して安定して貼付いた状態を維持することができる。
　生体センサ１は、発泡基材２１１を基材として用いることができる。発泡基材２１１は、多孔構造を有するため、生体センサ１が皮膚２の動きに追従し易くなり、心電図波形に発生するノイズの増大を抑えることできると共に、被験者に不快感を与えることを軽減できる。また、皮膚２から発生する汗等による水蒸気を、発泡基材２１１を介して生体センサ１の外部により確実に放出できるため、生体センサ１は発泡基材２１１の耐久性をより確実に維持し易くすることができる。
　このように、生体センサ１は、生体の皮膚２等に貼り付け使用される貼付型の生体センサとして有効に用いることができる。生体センサ１は、上記の通り、使用中、皮膚２との貼付面の位置ズレを生じ難くすることができる上、さらに耐久性が高く、皮膚２への負担を低減できることから、例えば、生体の皮膚等に貼付され、心電図に発生するノイズの抑制効果が高く、皮膚に対する安全性が要求されるヘルスケア用ウェアラブルデバイスに好適に用いることができる。
　以下、実施例及び比較例を示して実施形態を更に具体的に説明するが、実施形態はこれらの実施例及び比較例により限定されるものではない。
＜電極Ａの作製及び評価＞
［導電性組成物の作製］
　導電性高分子としてＰＥＤＯＴ／ＰＳＳのペレット（「Ｏｒｇａｃｏｎ　ＤＲＹ」、日本アグフアマテリアルズ社製）０．３８質量部と、バインダー樹脂として変性ポリビニルアルコール（変性ＰＶＡ）を含む水溶液（変性ポリビニルアルコール濃度：１０％、「ゴーセネックスＺ－４１０」、日本合成化学社製）１０．００質量部と、可塑剤としてグリセリン（和光純薬社製）２．００質量部と、溶媒として２－プロパンペール１．６０質量部及び水６．５０質量部を超音波浴に添加した。そして、これらの成分を含む水溶液を超音波浴で３０分間混合し、均一な導電性組成物水溶液Ａを調整した。
　変性ＰＶＡを含む水溶液中の変性ＰＶＡの濃度は約１０％であるため、導電性組成物水溶液Ａ中の変性ＰＶＡの含有量は１．００質量部となる。なお、残部は、導電性組成物水溶液Ａ中の溶媒である。
　導電性組成物１００．０質量部に対する、導電性高分子、バインダー樹脂及び可塑剤の含有量は、それぞれ、１１．２質量部、２９．６質量部及び５９．２質量部であった。
［電極シートの作製］
　調整した導電性組成物水溶液Ａをポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）フィルム上にアプリケータを用いて塗工した。その後、導電性組成物水溶液Ａが塗布されたＰＥＴフィルムを乾燥オーブン（ＳＰＨＨ－２０１、ＥＳＰＥＣ社製）に搬送して、導電性組成物水溶液Ａを１３５℃、３分間加熱乾燥することで、導電性組成物の硬化物を作製した。硬化物を所望の形状に打ち抜き成形（プレス）してシート状に成形し、電極シート（生体電極）である電極Ａを作製した。
　電極Ａに含まれる、導電性高分子、バインダー樹脂及び可塑剤の含有量は、導電性組成物と同様であり、それぞれ、１１．２質量部、２９．６質量部及び５９．２質量部であった。
［電極Ａの評価］
　得られた電極Ａの静止摩擦係数μを測定した。
（静止摩擦係数μの測定）
　電極Ａを３５ｍｍ×７０ｍｍ×２０μｍの大きさに切断し、電極シートサンプルを準備した。次に、静摩擦係数測定機（新東科学社製、トライボギア　ＴＹＰＥ：１０）を用いて電極Ａの擬似皮膚に対する静止摩擦係数μを以下のように測定した。評価に用いた擬似皮膚には、ウレタンエラストマー膜の表面を加工して人の皮膚に近い親疎水性と表面のしわを再現したバイオスキンプレート（株式会社ビューラック社製、品番　Ｐ００１－００１、縦１９５ｍｍ×横１２０ｍｍ×厚み５ｍｍ）を用いた。そして、水平状態にある上昇板にバイオスキンプレートを固定し、縦７５ｍｍ×横３５ｍｍの平面圧子に電極シートサンプルを取り付けて、荷重１．４７Ｎの条件下で３０秒静置した後、上昇速度平均１０度／６秒で傾斜し、平面圧子が滑り始めた時の摩擦角θｄを読み取り、静止摩擦係数μを下記式（I）に基づいて算出した。
静止摩擦係数μ＝ｔａｎ（θｄ×π／１８０）　・・・（I）
　導電性組成物水溶液Ａに含まれる各成分の含有量と、乾燥温度を表１に示し、電極Ａに含まれる各成分の含有量と静電摩擦係数を表２に示す。
［電極Ｂ～電極ｆの作製及び評価］
　上記の＜電極Ａの作製及び評価＞において、導電性組成物水溶液Ｂ～ｆを用いて乾燥温度を表１に示す値に変更して電極Ｂ～電極ｆを作製したこと以外は、＜電極Ａの作製及び評価＞と同様にして行った。
　各導電性組成物水溶液Ｂ～ｆに含まれる各成分の含有量と、乾燥温度を表１に示し、各電極Ｂ～ｆに含まれる各成分の含有量と静電摩擦係数を表２に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000002
＜発泡体Ａの作製及び評価＞
［発泡体Ａの作製］
　矩形状に形成されたポリオレフィン発泡シート（「Ｆｏｌｅｃ（登録商標）」、株式会社イノアックコーポレーション社製、厚さ：０．５ｍｍ）を３倍に発泡させ、シート状の発泡基材である発泡体Ａを得た。ポリオレフィン発泡シートの材質及び発泡倍率を表３に示す。
［発泡体Ａの長軸方向の破断伸び率の測定］
　発泡体Ａの長軸方向の破断伸び率を引張試験機（ＡＧＳ－J、株式会社島津製作所製）を用いて測定した。発泡体Ａのサンプルは、サイズが短辺１０ｍｍ×長辺７０ｍｍ×厚さ０．５ｍｍの矩形状のシートを用い、発泡体Ａのサンプルの短辺側の両端部を引張試験治具で掴んで固定した。引張試験条件は、下記の通りとした。発泡体Ａは３つ準備して、それぞれの測定値の平均値を、発泡体Ａの長軸方向の破断伸び率とした。発泡体Ａの長軸方向の破断伸び率を表３に示す。
（引張試験条件）
・発泡体Ａの幅（発泡体Ａの短軸の最大幅）：１０ｍｍ
・発泡体Ａを設置する治具同士の距離：５０ｍｍ
・引張強度：３００ｍｍ／分
＜発泡体Ｂ～ｆの作製及び評価＞
　上記の＜発泡体Ａの作製及び評価＞において、ポリオレフィン発泡シートの発泡倍率を表３に示す値に変更して発泡体Ｂ～ｆの作製して、各発泡体の長軸方向の破断伸び率を測定したこと以外は、＜発泡体Ａの作製及び評価＞と同様にして行った。なお、各発泡体のサンプルの厚さは、適宜任意の大きさとした。
　各発泡体Ｂ～ｆの製造に用いた各ポリオレフィン発泡シートの材質及び発泡倍率と、各発泡体Ｂ～ｆの長軸方向の破断伸び率を表３に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000003
＜実施例１＞
［生体センサの作製］
（筐体の作製）
　ベース樹脂としてＰＥＴを用いて形成した支持体にシリコーンゴムで形成されたショア硬度Ａ４０のコート層を形成して、所定の形状に成形することで、筐体を作製した。
（発泡シートの作製）
　矩形状に形成された発泡基材１（ポリオレフィン発泡シート（「Ｆｏｌｅｃ（登録商標）」、株式会社イノアックコーポレーション社製、厚さ：０．５ｍｍ）の下面に基材用粘着層（長期貼付用テープ１（日東電工社製、厚さ：７０μｍ））を形成し、発泡貼付層を形成した。なお、長期貼付用テープ１は、その表面に、粘着剤のない粘着剤形成部分の幅が約５００μｍ、粘着剤のない被粘着部分の幅が約１５００μｍとなるように形成された、波状の模様（ウェブ模様）が形成された両面粘着テープである。その後、貼付層の上面に筐体用粘着層（シリコーン用テープ１（「ＳＴ５０３（ＨＣ）６０」、日東電工社製、厚さ：６０μｍ）を形成して、発泡シートを作製した。
（支持用粘着シートの作製）
　矩形状に形成された基材１（ＰＥＴ（「ＰＥＴ－５０－ＳＣＡ１(白)」、三井物産プラスチック社製）、厚さ：３８μｍ）の両面に貼付用粘着層及びセンサ用粘着層として粘着剤１（「パーミロール」、日東電工社製）、透湿度：２１（ｇ／ｍ２・ｄａｙ））を張り付けた肌用テープである支持用粘着シートを作製した。
（生体センサの作製）
　支持用粘着シートの上面の中央部分にバッテリ及び制御部を備えたセンサ部を設置した。その後、発泡シートの基材用粘着層と支持用粘着シートとの間に挟み込んだ状態で基材用粘着層の貼付面側に一対の電極を貼り付け、電極とセンサ部の配線とを接続した。その後、センサ部が発泡シート及び筐体で形成される収容空間内に配置されるように、発泡シートの上に筐体を積層して、生体センサを作製した。
［生体センサの特性評価］
　得られた生体センサの特性として、生体センサのノイズ、肌への影響及び耐久性を評価した。
（ノイズの評価）
　得られた生体センサを被験者の肌に２４時間貼付して心電図を測定し、心電図波形を得た。心電図波形は、ノイズがない場合、図７に示すように、Ｐ波、ＱＲＳ波及びＴ波で構成される。図８に示すように、得られた心電図波形から、ＱＲＳ波のうちＲ波とＳ波とからなるＲＳ波の振幅の大きさをシグナル（Ｓ）とし、隣接するＲ波同士の間の波形の振幅であるノイズの振幅の大きさをノイズ（Ｎ）として求めた。そして、シグナル（Ｓ）のノイズ（Ｎ）に対する比であるＳＮ比を求めた。ＳＮ比は、任意の３つの波形を抽出して平均化した値を用いた。
　得られたＳＮ比を下記評価基準に基づいて評価し、生体センサのノイズを評価した。なお、ＳＮ比が８以上である場合、歩行時にノイズが殆ど無いと評価し（表４では、Ａと表記）、ＳＮ比が５以上８未満である場合、歩行時に軽微なノイズがあると評価し（表４では、Ｂと表記）、ＳＮ比が１よりも高く５未満である場合、歩行時に大きなノイズあるがＲ波を検知できると評価し（表４では、Ｃと表記）、ＳＮ比が１以下である場合、歩行時に大きなノイズあり、Ｒ波を検知できないと評価した（表４では、Ｄと表記）。
評価基準
Ａ：ＳＮ比が８以上である
Ｂ：ＳＮ比が５以上８未満である
Ｃ：ＳＮ比が１よりも高く５未満である
Ｄ：ＳＮ比が１以下である
（肌への影響の評価）
　上記の（ノイズの測定）において、生体センサを被験者の肌に２４時間貼り付けた後、生体センサを肌から剥離し、生体センサが貼り付けられていた箇所の皮膚の状態を目視で観察し、肌への影響を下記評価基準に基づいて評価した。肌の貼付部に赤みは見られず、問題無かった場合は、優良（表４では、Ａと表記）と判断し、肌の貼付部に少し赤みがあったが問題なかった場合は、良好（表４では、Ｂと表記）と判断し、肌の貼付部に赤みが強く見られた場合と、肌の貼付部に、再度、生体センサを貼り付けられない程の肌荒れが見られた場合は、不良（表４では、Ｃ又はＤと表記）と判断した。
評価基準
Ａ：肌の貼付部に赤みは見られず、問題無い
Ｂ：肌の貼付部に少し赤みがあったが問題無い
Ｃ：肌の貼付部に赤みが強く見られる
Ｄ：肌の貼付部に、再度、生体センサを貼り付けられない程の肌荒れが見られる
（耐久性の評価）
　上記の（ノイズの測定）において、生体センサを被験者の肌に２４時間貼付した。また、生体センサを被験者の肌に貼付している間、「防水規格：ＪＩＳ　Ｃ　０９２０-１９９３　（ＩＰＸ４）」に基づいて水に接触させた。生体センサを被験者の肌に２４時間貼付した後、生体センサを肌から剥離して、生体センサの状態を観察し、下記評価基準に基づいて、耐久性を評価した。生体センサに水の吸収や破れが見られず、問題なかった場合は、優良（表４では、Ａと表記）と判断し、使用範囲内で問題なく、やや水の吸収や破れが見られるが測定への影響は限定的であった場合は、良好（表４では、Ｂと表記）と判断し、水の吸収や破れにより途中で剥がれ等が生じたが２４時間測定できた場合は、良（表４では、Ｃと表記）と判断し、水の吸収や破れにより途中で剥がれ等が生じて２４時間測定できなかった場合は、不良（表４では、Ｄと表記）と判断した。
評価基準
Ａ：水の吸収や破れが見られず、問題ない
Ｂ：使用範囲内で問題なく、やや水の吸収や破れが見られるが測定への影響は限定的である
Ｃ：水の吸収や破れにより剥がれ等が生じたが２４時間測定できる
Ｄ：水の吸収や破れにより剥がれ等が生じて２４時間測定できない
＜実施例２～６及び比較例１～６＞
　実施例１において、用いた電極及び発泡体の種類を変更したこと以外は、実施例１と同様にして行った。
　各実施例及び比較例において、用いた電極及び発泡体の種類と、生体センサの特性の結果を表３に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000004
　表４より、実施例１～６では、生体センサのノイズ、肌への影響及び耐久性をいずれも使用上の条件を満たしていたことが確認された。これに対して、比較例１～６では、生体センサは、ノイズ、肌への影響及び耐久性の少なくとも１つ以上が使用上の条件を満たさず、実用上問題を有することが確認された。
　よって、実施例１～６の生体センサは、比較例１～６の生体センサと異なり、破断伸び率が３０％～５００％である発泡基材と、静止摩擦係数μが３．０～７．０である電極とを備えることで、被験者が運動を行っている場合でも、心電図に発生するノイズを抑制して心電図波形を安定して取得できると共に、耐久性を高めつつ肌への負担を低減できた。よって、本実施形態に係る導生体電極を被験者の肌に長時間（例えば、２４時間）貼り付けても、長時間継続して被験者に負担をかけることなく、心電図を安定して測定するのに有効に用いることができるといえる。
　以上の通り、実施形態を説明したが、上記実施形態は、例として提示したものであり、上記実施形態により本発明が限定されるものではない。上記実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の組み合わせ、省略、置き換え、変更などを行うことが可能である。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると共に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。
　本出願は、２０２０年１１月１９日に日本国特許庁に出願した特願２０２０－１９２６３８号、および２０２１年１０月２６日に日本国特許庁に出願した特願２０２１－１７４２６５号に基づく優先権を主張するものであり、特願２０２０－１９２６３８号及び特願２０２１－１７４２６５号の全内容を本出願に援用する。
　１　生体センサ
　２　皮膚
　１０　筐体
　２０　発泡シート
　２１　発泡貼付層
　２１１　発泡基材
　２１１ａ　孔部
　２１２　基材用粘着層
　２２　筐体用粘着層
　３０　電極
　３１　貫通孔
　４０　支持用粘着シート
　４１　基材
　４２　貼付用粘着層
　４３　センサ用粘着層
　５０　センサ部
　５１　フレキシブル基板（樹脂基板）
　５２　センサ本体
　５４　バッテリ

Claims (8)

  1. 　生体に貼付して生体信号を取得する生体センサであって、
    　筐体と、
    　前記筐体の前記生体側に設けられた基材と、
    　前記基材の前記生体側の面に設けられる電極と、
    を備え、
    　前記基材の破断伸び率が、３０％～５００％であり、
    　前記電極の静止摩擦係数が、３．０～７．０である生体センサ。
  2. 　前記基材を含む発泡貼付層の前記筐体側の面に筐体用粘着層が設けられる請求項１に記載の生体センサ。
  3. 　前記基材の前記生体側の面に設けられ、前記電極が貼り付けられる基材用粘着層と、
    　前記電極に接続され、生体情報を取得するセンサ本体と、
    　前記センサ本体が設置される基材と、
    を備え、
    　前記筐体は、前記生体側に凹状に形成された窪みを有し、
    　前記基材は、前記窪みに対応する位置に孔部を有し、
    　前記窪みと前記孔部とにより、前記センサ本体が収容される収容空間が形成される請求項１又は２に記載の生体センサ。
  4. 　前記基材の前記生体側に設けられた貼付用粘着層を備え、
    　前記基材用粘着層と前記貼付用粘着層とにより生体への貼付面が形成される請求項３に記載の生体センサ。
  5. 　前記電極は、前記基材用粘着層に貼り付けられた状態で、前記基材用粘着層が露出可能な貫通孔を有する請求項３又は４に記載の生体センサ。
  6. 　前記基材は、多孔構造を有する発泡基材である請求項１～５の何れか一項に記載の生体センサ。
  7. 　前記基材の破断伸び率は、前記基材を短辺１０ｍｍ×長辺７０ｍｍ×厚さ０．５ｍｍの大きさとしたシートの短辺側の両端部を引張試験治具で掴んで、引張強度３００ｍｍ／分で引っ張ることにより求められる請求項１～６の何れか一項に記載の生体センサ。
  8. 　前記電極の静止摩擦係数は、前記電極を取り付けた平面圧子を疑似皮膚の表面に荷重１．４７Ｎを加えて設置した後、前記疑似皮膚を傾斜させ、前記平面圧子が滑り始めた時の摩擦角θｄを下記式に当てはめることで求められる請求項１～７の何れか一項に記載の生体センサ。
    静止摩擦係数μ＝ｔａｎ（θｄ×π／１８０）　・・・（I）
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