CN110545718B

CN110545718B - 生物传感器

Info

Publication number: CN110545718B
Application number: CN201880027341.4A
Authority: CN
Inventors: 吉冈良真; 丰田英志; 竹村敬史; 森重恭
Original assignee: Nitto Denko Corp
Current assignee: Nitto Denko Corp
Priority date: 2017-04-28
Filing date: 2018-03-15
Publication date: 2022-06-07
Anticipated expiration: 2038-03-15
Also published as: CN110545718A; WO2018198569A1

Abstract

生物传感器具备用于贴附于生物体表面的压敏粘接层、被配置在压敏粘接层的上表面且具有伸缩性的基材层、被配置在压敏粘接层的下表面的探针、和以与探针连接的方式安装于前述基材层的电子器件，压敏粘接层与基材层的总厚度为1μm以上且小于100μm。

Description

生物传感器

技术领域

本发明涉及生物传感器。

背景技术

以往，被贴附于生物体表面来感应生物体的贴附型生物传感器是已知的。

作为这样的生物传感器，例如提出了一种生理学监测装置，其具备：具有刚性且收容印刷电路基板组装体的外壳；和从外壳延伸的柔软侧翼(wing)(例如，参见专利文献1。)。

专利文献1中记载的生理学监测装置中，侧翼为具备电极、夹持电极的上部基板层及底部基板层、和位于底部基板层下方的粘合层的挠性体。以该挠性体的整体厚度成为0.1mm至1.0mm之间的方式调节了上部基板层和底部基板层的厚度。

而且，专利文献1中，包含挠性体的生理学监测装置通过附着(粘合)于皮肤，从而能长期连续地以高精度测量生物信号。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特表2016-504159号公报

发明内容

发明所要解决的课题

然而，近年来，存在想要不仅能长期连续地测量生物信号、而且消除该监测装置的佩戴感的要求。

但是，对于专利文献1中记载的在刚性的布线基板(PCBA)上安装很多半导体芯片及电子器件而成的结构而言，成为装置外壳部的厚度厚、并且不与皮肤表面密合的结构，因此，由于连续佩戴时的身体活动，容易发生钩挂等，容易由此导致侧翼剥离，结果，可能导致运动伪影(motion artefact)增大。

本发明提供能减轻生物体的佩戴感的生物传感器。

用于解决课题的手段

本发明(1)包含生物传感器，其具备：用于贴附于生物体表面的压敏粘接层；被配置在前述压敏粘接层的上表面、并且具有伸缩性的基材层；被配置在前述压敏粘接层的下表面的探针；和以与前述探针连接的方式安装于前述基材层的电子器件，前述压敏粘接层与前述基材层的总厚度为1μm以上且小于100μm。

本发明(2)包含(1)所述的生物传感器，其中，前述压敏粘接层的厚度为10μm以上且95μm以下。

本发明(3)包含(1)或(2)所述的生物传感器，其中，前述电子器件的厚度为1μm以上且1000μm以下。

本发明(4)包含(1)～(3)中任一项所述的生物传感器，其中，前述电子器件的平面面积为0.001mm²以上且10mm²以下。

发明的效果

通过该生物传感器，压敏粘接层与基材层的总厚度薄，为1μm以上且小于100μm，因此，即使将生物传感器贴附于生物体表面，也能充分减轻生物体的佩戴感。

另外，通过该生物传感器，压敏粘接层与基材层的总厚度薄，因此，能降低平均每一个生物传感器的制造成本，因此，能以用后即弃的方式使用生物传感器。

附图说明

[图1]图1表示作为本发明的生物传感器的一个实施方式的贴附型生物传感器的俯视图。

[图2]图2A及图2B为图1所示的贴附型生物传感器的截面图，图2A表示沿A-A线的截面图，图2B表示沿B-B线的截面图。

[图3]图3A～图3D为图2A所示的贴附型生物传感器的制造工序图，图3A表示准备基材层及布线层的工序，图3B表示贴合压敏粘接层及基材层的工序，图3C表示形成开口部、准备探针构件的工序，图3D表示将探针构件嵌入开口部的工序及形成连接部的工序。

[图4]图4为从下方观察含有探针的片材而得到的立体图，表示切掉一部分第2剥离片材后的立体图。

[图5]图5为说明探针构件的制作工序的立体图，上侧图表示从下侧观察而得到的立体图，下侧图表示从上侧观察而得到的立体图。

[图6]图6A～图6C为探针构件的分解立体图，图6A表示探针构件，图6B表示连接部，图6C表示贴附型生物传感器的长边方向一端部的开口部。

[图7]图7A及图7B为一个实施方式的变形例的贴附型生物传感器的截面图，图7A表示探针的上部被埋入至压敏粘接层中的方式，图7B表示探针未被埋入至压敏粘接层中而从压敏粘接层突出的方式。

[图8]图8A～图8G为一个实施方式的变形例的贴附型生物传感器的截面图，图8A表示布线层的下部被埋入至基材层中的方式，图8B表示布线层未被埋入至基材层中而从基材层向上侧突出的方式，图8C表示布线层未从基材层露出、布线层被埋入至基材层中的方式，图8D表示布线层以从基材下表面露出的方式被埋入至基材层的方式，图8E表示布线层被埋入至压敏粘接层及基材层这两方中的方式，图8F表示布线层以从粘接上表面露出的方式被埋入至压敏粘接层的方式，图8G表示布线层以不从压敏粘接层露出的方式被埋入至压敏粘接层的方式。

[图9]图9表示一个实施方式的变形例的贴附型生物传感器(连接部俯视呈大致半环形状)的分解立体图。

[图10]图10表示一个实施方式的变形例的贴附型生物传感器(连接部具有俯视呈大致半环形状的上端部、和从其向下侧延伸的多条第1线条的方式)的分解立体图。

[图11]图11A～图11C表示一个实施方式的变形例的贴附型生物传感器的探针构件的立体图，图11A表示连接部具有狭缝的方式，图11B表示连接部具有第2线条的方式，图11C表示连接部具有网部的方式。

[图12]图12表示一个实施方式的变形例的贴附型生物传感器(探针为大致板形形状)的截面图。

[图13]图13表示一个实施方式的变形例的贴附型生物传感器(探针为实心的大致柱形形状)的截面图。

[图14]图14表示一个实施方式的变形例的贴附型生物传感器(连接部为大致棒(针)柱形状)的俯视图。

[图15]图15表示沿图14所示的贴附型生物传感器的A-A线的截面图。

[图16]图16表示一个实施方式的变形例的贴附型生物传感器(连接部为大致棒(针)形状，并且，探针为大致板形形状)的截面图。

[图17]图17A及图17B为图15所示的贴附型生物传感器的进一步的变形例，图17A表示导电性压敏粘接层被设置在探针下表面的方式，图17B表示压敏强粘接层被设置于探针的孔的方式。

[图18]图18表示一个实施方式的变形例的贴附型生物传感器(探针及连接部为一体的方式)的俯视图。

[图19]图19表示沿图18所示的贴附型生物传感器的A-A线的截面图。

[图20]图20表示探针大于连接部的变形例的截面图。

[图21]图21表示图20所示的探针及连接部的放大立体图。

[图22]图22A及图22B为一个实施方式的变形例的贴附型生物传感器的截面图，图22A表示设置有具备保护基材及第2压敏粘接层的保护层的方式，图22B表示设置有仅由保护基材形成的保护层的方式。

具体实施方式

<一个实施方式>

参照图1～图6C来说明作为本发明的生物传感器的一个实施方式的贴附型生物传感器30。

图1中，纸面左右方向为贴附型生物传感器30的长边方向(第1方向)。纸面右侧为长边方向一侧(第1方向一侧)，纸面左侧为长边方向另一侧(第1方向另一侧)。

图1中，纸面上下方向为贴附型生物传感器30的短边方向(与长边方向正交的方向、宽度方向、与第1方向正交的第2方向)。纸面上侧为短边方向一侧(宽度方向一侧、第2方向一侧)，纸面下侧为短边方向另一侧(宽度方向另一侧、第2方向另一侧)。

图1中，纸面纸厚方向为贴附型生物传感器30的上下方向(厚度方向、与第1方向及第2方向正交的第3方向)。纸面近前侧为上侧(厚度方向一侧、第3方向一侧)，纸面深部侧为下侧(厚度方向另一侧、第3方向另一侧)。

方向按照各附图中记载的方向箭头。

并非意在通过这些方向的定义来限制贴附型生物传感器30的制造时及使用时的方向。

如图1～图2B所示，贴附型生物传感器30具有沿长边方向延伸的大致平板形形状。贴附型生物传感器30具备：压敏粘接层2、被配置于作为压敏粘接层2的上表面的一例的粘接上表面的基材层3、被配置于基材层3的布线层4、被配置于作为压敏粘接层2的下表面的一例的粘接下表面9的探针5、将布线层4与探针5电连接的连接部6、和与布线层4电连接的电子器件31。

压敏粘接层2形成贴附型生物传感器30的下表面。压敏粘接层2是为了将贴附型生物传感器30的下表面贴附于生物体表面(由假想线表示的皮肤33等)而向贴附型生物传感器30的下表面赋予压敏粘接性的层。压敏粘接层2形成了贴附型生物传感器30的外形形状。压敏粘接层2具有沿长边方向延伸的平板形形状。具体而言，例如，压敏粘接层2具有沿长边方向延伸的带状，具有长边方向中央部向短边方向两外侧膨胀的形状。另外，压敏粘接层2中，长边方向中央部的短边方向两端边缘位于相对于长边方向中央部以外的短边方向两端边缘而言更靠短边方向两外侧的位置。

压敏粘接层2具有粘接上表面8和粘接下表面9。

粘接上表面8为平坦面。

粘接下表面9在粘接上表面8的下侧隔开间隔地相对配置。

另外，压敏粘接层2在其长边方向两端部分别具有2个粘接开口部11中的各开口部。2个粘接开口部11分别在俯视下具有大致环形形状。粘接开口部11贯通压敏粘接层2的厚度方向。在粘接开口部11中填充有连接部6。

另外，粘接开口部11的内侧的粘接下表面9具有与探针5(后述)对应的粘接槽10。粘接槽10向下侧开放。

作为压敏粘接层2的材料，例如，只要为具有压敏粘接性的材料即可，没有特别限制，例如，可举出具有生物相容性的材料。作为这样的材料，可举出丙烯酸系压敏粘接剂、有机硅系压敏粘接剂等。优选可举出丙烯酸系压敏粘接剂。作为丙烯酸系压敏粘接剂，可举出例如日本特开2003-342541号公报中记载的丙烯酸系聚合物等。

对压敏粘接层2进行角质剥离试验时，角质剥离面积率例如为50％以下，优选为30％以下，更优选为15％以下，另外，例如为0％以上。角质剥离面积率为上述的上限以下时，即使将压敏粘接层2贴合于生物体，也能抑制生物体的负荷。即，压敏粘接层2的材料可具有优异的生物相容性。角质剥离试验可按照日本特开2004-83425号公报中记载的方法进行测定。

压敏粘接层2的透湿度例如为300(g/m²/day)以上，优选为600(g/m²/day)以上，进一步优选为1000(g/m²/day)以上。压敏粘接层2的透湿度为上述的下限以上时，即使将压敏粘接层2贴合于生物体，也能抑制生物体的负荷。即，压敏粘接层2的材料可具有优异的生物相容性。

满足(1)角质剥离试验的角质剥离面积率为50％以下、(2)透湿度为300(g/m²/day)以上中的至少任一条件时(优选满足(1)及(2)这两个条件时)，压敏粘接层2的材料具有生物相容性。

关于压敏粘接层2的厚度T2，以粘接槽10以外的区域内的粘接上表面8和粘接下表面9之间的距离计，例如为10μm以上，优选为20μm以上，另外，例如为95μm以下，优选为70μm以下，更优选为50μm以下。

压敏粘接层2的厚度T2为上述的上限以下时，能将压敏粘接层2和基材层3的总厚度T1(后述)以低于其上限的方式进行设定，因此，能实现贴附型生物传感器30的薄型化，尤其是能实现贴附型生物传感器30中的电子器件31以外的区域的薄型化。

压敏粘接层2在俯视下的尺寸可根据要贴附贴附型生物传感器30的皮肤33(后述)来适当设定。压敏粘接层2的长边方向长度L1例如为30mm以上，优选为50mm以上，另外，例如为1000mm以下，优选为200mm以下。压敏粘接层2的短边方向长度L2例如为5mm以上，优选为10mm以上，另外，例如为300mm以下，优选为100mm以下。

压敏粘接层2的平面面积例如为150mm²以上，优选为500mm²以上，更优选为900mm²以上，另外，例如为300000mm²以下，优选为20000mm²以下，更优选为10000mm²以下。

基材层3与后述的电子器件31一起形成贴附型生物传感器30的上表面。基材层3与压敏粘接层2一起形成了贴附型生物传感器30的外形形状。基材层3的俯视形状与压敏粘接层2的俯视形状相同。基材层3被配置于压敏粘接层2的上表面整面(其中，不包括设置连接部6的区域)。基材层3是支承压敏粘接层2的支承层。基材层3具有沿长边方向延伸的平板形形状。基材层3具有基材下表面12和基材上表面13。

基材下表面12为平坦面。基材下表面12与压敏粘接层2的粘接上表面8接触(压敏粘接)。

基材上表面13在基材下表面12的上侧隔开间隔地相对配置。基材上表面13具有与布线层4对应的基材槽14。基材槽14在俯视下具有与布线层4相同的图案形状。基材槽14向上侧开放。

另外，基材层3具有与粘接开口部11对应的基材开口部15。基材开口部15沿厚度方向与粘接开口部11连通。基材开口部15具有与粘接开口部11相同的形状及相同的尺寸的俯视呈大致环形的形状。

基材层3的材料例如具有伸缩性。另外，基材层3的材料例如具有绝缘层。作为这样的材料，可举出例如树脂。作为树脂，可举出例如聚氨酯系树脂、有机硅系树脂、丙烯酸系树脂、聚苯乙烯系树脂、氯乙烯系树脂、聚酯系树脂等热塑性树脂。

作为基材层3的材料，从确保更优异的伸缩性的观点考虑，优选可举出聚氨酯系树脂。

基材层3的断裂伸长率例如为100％以上，优选为200％以上，更优选为300％以上，另外，例如为2000％以下。断裂伸长率为上述下限以上时，基材层3的材料可具有优异的伸缩性。需要说明的是，断裂伸长率可按照JIS K 7127(1999年)、以5mm/分钟的拉伸速度、用试验片(2型)进行测定。

另外，基材层3的20℃时的拉伸强度(夹头间为100mm，拉伸速度为300mm/min，断裂时的强度)例如为0.1N/20mm以上，优选为1N/20mm以上，另外，例如为20N/20mm以下。拉伸强度可基于JIS K 7127，1999年来测定。

此外，基材层3的20℃时的拉伸储能模量E’例如为2,000MPa以下，优选为1,000MPa以下，更优选为100MPa以下，进一步优选为50MPa以下，特别优选为20MPa以下，另外，例如为0.1MPa以上。基材层3的拉伸储能模量E’为上述的上限以下时，基材层3的材料可具有优异的伸缩性。基材层3的20℃时的拉伸储能模量E’可通过在频率为1Hz及升温速度为10℃/分钟的条件下对基材层3进行动态粘弹性测定而求出。

满足(3)断裂伸长率为100％以上、(4)拉伸强度为20N/20mm以下、(5)拉伸储能模量E’为2,000MPa以下中的至少任一条件(优选2个以上的条件，更优选全部的3个条件)时，基材层3的材料具有伸缩性。

关于基材层3的厚度T3，以基材槽14以外的区域内的基材下表面12和基材上表面13之间的距离计，例如为1μm以上，优选为5μm以上，另外，例如为95μm以下，优选为50μm以下，更优选为10μm以下。

而且，压敏粘接层2与基材层3的总厚度T1、即压敏粘接层2的厚度T2与基材层3的厚度T3的总和T1(T2+T3)为1μm以上，优选为10μm以上，另外，小于100μm，优选为70μm以下，更优选为50μm以下。压敏粘接层2与基材层3的总厚度T1为压敏粘接层2的粘接下表面9与基材层3的基材上表面13的距离，不包含后述的布线层4及探针5的厚度。

压敏粘接层2与基材层3的总厚度T1高于上述的上限时，不能减轻生物体的贴附型生物传感器30的佩戴感，另外，也不能降低贴附型生物传感器30的制造成本，因此，从成本的观点考虑，难以将贴附型生物传感器30形成为用后即弃的类型。反之，压敏粘接层2与基材层3的总厚度T1低于上述的上限时，能减轻生物体的贴附型生物传感器30的佩戴感，另外，制造成本下降，因此，能将贴附型生物传感器30形成为用后即弃的类型。

另一方面，压敏粘接层2与基材层3的总厚度T1高于上述的下限时，能提高贴附型生物传感器30的处理性。

布线层4被埋入至基材槽14。详细而言，布线层4以从基材层3的基材上表面13露出的方式被埋入至基材层3的上部。布线层4具有彼此隔开间隔地配置的上表面及下表面、和将它们的周端边缘连结的侧面。下表面的全部及侧面的全部与基材层3接触。上表面从基材上表面13(不包括基材槽14)露出。布线层4的上表面与基材上表面13及电子器件31一起形成贴附型生物传感器30的上表面。

布线层4具有将连接部6、与电子器件31(后述)及电池32(后述)连接的布线图案。具体而言，布线层4独立地具备第1布线图案41和第2布线图案42。

第1布线图案41被配置在基材层3中的长边方向一侧。第1布线图案41具备第1布线16A、和与其连接的第1端子17A及第2端子17B。

第1布线图案41在俯视下具有大致T字形状。详细而言，第1布线图案41从基材层3的长边方向一端部(位于基材层3的长边方向一端部的连接部6)向长边方向另一侧延伸，在基材层3的长边方向中央部分支，向短边方向两外侧延伸。

第1端子17A及第2端子17B各自分别被配置于基材层3的长边方向中央部中的短边方向两端部。第1端子17A及第2端子17B在俯视下分别具有大致矩形形状(焊盘(land)形状)。第1端子17A及第2端子17B各自分别在基材层3的长边方向中央部与沿短边方向两外侧延伸的第1布线16A的两端部连接。

第2布线图案42在第1布线图案41的长边方向另一侧隔开间隔地设置。第2布线图案42具备第2布线16B、和与其连接的第3端子17C及第4端子17D。

第2布线图案42在俯视下具有大致T字形状。详细而言，第2布线图案42从基材层3的长边方向另一端部(位于基材层3的长边方向另一端部的连接部6)向长边方向一侧延伸，在基材层3的长边方向中央部分支，向短边方向两外侧延伸。

第3端子17C及第4端子17D各自分别被配置于基材层3的长边方向中央部中的短边方向两端部。第3端子17C及第4端子17D在俯视下分别具有大致矩形形状(焊盘形状)。第3端子17C及第4端子17D各自分别在基材层3的长边方向中央部与沿短边方向两外侧延伸的第2布线16B的两端部连接。

作为布线层4的材料，可举出例如铜、镍、金、它们的合金等导体。作为布线层4的材料，优选可举出铜。

布线层4的厚度T4例如比基材层3的厚度T3薄。具体而言，布线层4的厚度T4例如为0.1μm以上，优选为1μm以上，另外，例如为100μm以下，优选为50μm以下。

探针5是在将压敏粘接层2贴附于皮肤33时与皮肤33接触并感应来自生物体的电信号、温度、振动、汗、代谢物等的电极。探针5以从压敏粘接层2的粘接下表面9露出的方式被埋入至压敏粘接层2。即，探针5在粘接开口部11的内侧被埋入至压敏粘接层2中的粘接槽10。需要说明的是，探针5被配置于形成粘接槽10的粘接下表面9。总之，探针5在粘接开口部11的内侧被埋入至压敏粘接层2的下端部。探针5具有网形状，优选在俯视下具有大致棋盘格形状(或大致筛网形状)。换言之，探针5在面方向(长边方向及短边方向)上具有彼此隔开间隔的孔。需要说明的是，在孔中填充有压敏粘接层2。

另外，探针5在与其延伸的方向正交的截面视图中具有大致矩形形状。探针5具有探针下表面20、在探针下表面20的上侧隔开间隔地相对配置的探针上表面21、和将探针下表面20及探针上表面21的周端边缘连结的侧面。

探针下表面20从压敏粘接层2的粘接下表面9(不包括粘接槽10)露出。探针下表面20与粘接下表面9共面。探针下表面20与粘接下表面9一起形成了贴附型生物传感器30的下表面。

探针上表面21及侧面被压敏粘接层2被覆。

如图5所示，探针5的侧面中位于最外侧的面为外侧面22。外侧面22在俯视下形成通过外侧面22的假想圆。

作为探针5的材料，可举出布线层4中例举的材料(具体而言为导体)。

探针5的外形尺寸以通过外侧面22的假想圆与将粘接开口部11分区的内周面在俯视下重合的方式设定。

探针5的厚度T5例如比压敏粘接层2的厚度T2薄。具体而言，探针5的厚度T5例如为0.1μm以上，优选为1μm以上，另外，例如为100μm以下，优选为50μm以下。

连接部6以与基材开口部15及粘接开口部11对应的方式设置，具有与它们相同的形状。连接部6沿厚度方向(上下方向)贯通(通过)基材层3及压敏粘接层2，被填充于基材开口部15及粘接开口部11中。连接部6具有沿着探针5的外侧面22的俯视呈环形的形状。具体而言，连接部6具有轴线沿厚度方向延伸的(沿着通过外侧面22的假想圆的)大致圆筒形状。

连接部6的内侧面与探针5的外侧面22接触。

连接部6与粘接开口部11的外侧的压敏粘接层2和粘接开口部11的内侧的压敏粘接层2压敏粘接。另外，连接部6与基材开口部15的外侧的基材层3和基材开口部15的内侧的基材层3接触。

连接部6的上表面与基材上表面13共面。连接部6的下表面与粘接下表面9共面。

如图1所示，2个连接部6中，位于长边方向一侧的连接部6在其上端部与位于长边方向一侧的布线16A的长边方向一端边缘连接。位于长边方向另一侧的连接部6在其上端部与位于长边方向另一侧的布线16B的长边方向另一端边缘连接。

即，连接部6与布线层4电连接。

由此，连接部6将布线层4与探针5电连接。

需要说明的是，连接部6及布线层4构成将探针5与电子器件31电连接的电路部36。即，电路部36具备被配置在基材层3的基材上表面13的布线层4、和从基材层3及压敏粘接层2通过的连接部6。优选电路部36仅由布线层4及连接部6形成。

作为连接部6的材料，可举出例如金属、导电性树脂(包含导电性高分子)等，优选可举出导电性树脂等。

连接部6的厚度(上下方向长度)与压敏粘接层2和基材层3的总厚度T1相同。连接部6的径向长度(从外径减去内径而得到的值的一半)为1μm以上，优选为100μm以上，另外，小于2000μm，优选为1000μm以下，更优选为500μm以下。

作为电子器件31，例如可举出：用于对由探针5获取的来自生物体的电信号进行处理并进行存储的模拟前端、微型电子计算机、存储器；以及用于将电信号转化为电波、将其无线发射至外部的接收机的通信IC、发射机等。

更具体而言，贴附型生物传感器30为贴附型心电图记录仪时，在模拟前端将由探针5获取的心脏的电位变化转化为数字数据，在存储器中记录心脏的电位变化。作为一例，以16位、1kHz的数据速率将心脏的电位变化记录于存储器中。为了减小存储器的尺寸，有时降低数据的分辨率、数据速率。对于记录的数据而言，在测量后，将贴附型生物传感器30取下，然后将数据从存储器导出，并进行分析。另外，通信IC具有将由探针5获取的信号无线输送至外部的功能。该功能在下述情况下工作：以全时通信方式连接的情况下；在将贴附型生物传感器30贴附于皮肤33时，能确认数据获取正常的情况下；以及，将数据获取正常进行的状态间歇地向外部输送，确认了贴附型生物传感器30正常工作的情况下；等等。

电子器件31可具有上述中的一部分或全部。电子器件31与基材上表面13接触。电子器件31在截面视图中具有大致矩形平板形形状。在电子器件31的下表面设置有2个端子35。电子器件31的2个端子各自分别与第1端子17A及第3端子17C电连接。另外，电子器件31例如比压敏粘接层2及基材层3硬。

电子器件31的厚度T6例如为1μm以上，优选为10μm以上，另外，例如为1000μm以下，优选为500μm以下。

电子器件31的厚度T6为上述的上限以下时，能减薄贴附型生物传感器30的总厚度T7。电子器件31的厚度T6为上述的下限以上时，能提高电子器件31的处理性及安装性。

另外，电子器件31的平面面积S、即将电子器件31沿面方向切断时的截面积S例如为0.001mm²以上，优选为0.01mm²以上，更优选为0.05mm²以上，另外，例如为10mm²以下，优选为2mm²以下，更优选为1mm²以下。电子器件31的平面面积S为上述的上限以下时，能更进一步减轻生物体的贴附型生物传感器30的佩戴感。

电子器件31的平面面积S为上述的下限以上时，能提高电子器件31的处理性及安装性。

贴附型生物传感器30的厚度T7为上述的压敏粘接层2和基材层3的总厚度T1、与电子器件31的厚度T6的总厚度(T2+T3+T6)，例如为2μm以上，优选为20μm以上，另外，例如为1000μm以下，优选为100μm以下。

接下来，对贴附型生物传感器30的制造方法进行说明。

如图3A所示，该方法中，首先，准备基材层3及布线层4。

例如，通过日本特开2017-22236号公报、日本特开2017-22237号公报中记载的方法，以布线层4被埋入至基材槽14的方式，准备基材层3及布线层4。

如图3B所示，接下来，将压敏粘接层2配置于基材下表面12。

为了将压敏粘接层2配置于基材下表面12，例如，首先，制备含有压敏粘接层2的材料的涂布液，接下来，将涂布液涂布于第1剥离片材19的上表面，然后，通过加热进行干燥。由此，将压敏粘接层2配置于第1剥离片材19的上表面。第1剥离片材19例如具有沿长边方向延伸的大致平板形形状。作为第1剥离片材19的材料，可举出例如聚对苯二甲酸乙二醇酯等树脂。

接下来，例如利用层压机等将压敏粘接层2和基材层3贴合。具体而言，使压敏粘接层2的粘接上表面8与基材层3的基材下表面12接触。

需要说明的是，在该时间点，基材层3及压敏粘接层2分别不具有各基材开口部15及粘接开口部11。

如图3C所示，接下来，在基材层3及压敏粘接层2中形成开口部23。

开口部23将基材层3及压敏粘接层2贯通。开口部23为由将基材开口部15分区的外周面、和将粘接开口部11分区的外周面进行了分区的俯视呈大致圆形形状的孔(贯通孔)。开口部23向上侧开口。另一方面，开口部23的下端被第1剥离片材19堵塞。

为了形成开口部23，对压敏粘接层2及基材层3进行例如冲裁、半蚀刻。

接下来，准备探针构件18，将其嵌入开口部23内。

为了准备探针构件18，首先，如图4所示，准备含有探针的片材26。

含有探针的片材26具备第2剥离片材29、在第2剥离片材29上形成的探针图案25、在第2剥离片材29上形成且将探针图案25埋入的压敏粘接层2、和被配置在压敏粘接层2的粘接上表面8的基材层3。

第2剥离片材29具有与上述的第1剥离片材19同样的构成。

探针图案25具有与探针5相同的图案形状，探针图案25的材料与探针5的材料相同。探针图案25具有比通过探针5的外侧面22的假想圆大的平面面积。

含有探针的片材26中的压敏粘接层2及基材层3分别具有与上述的压敏粘接层2及基材层3各自相同的构成。

含有探针的片材26例如可利用日本特开2017-22236号公报、日本特开2017-22237号公报中记载的方法准备。

虽未图示，但具体而言，在由不锈钢形成的剥离层的上表面上形成由铜形成的籽晶层，然后，在籽晶层的整个上表面层叠光致抗蚀剂。接下来，对光致抗蚀剂进行曝光及显影，将光致抗蚀剂形成为探针图案25的逆图案。接下来，通过电解电镀，在籽晶层的上表面形成探针图案25，然后将光致抗蚀剂除去。然后，以被覆探针图案25的方式涂布含有压敏粘接层2的材料的涂布液，使其固化，形成压敏粘接层2。接下来，例如，利用层压机等，将基材层3贴合于压敏粘接层2的上表面。而后，将剥离层从籽晶层的下表面剥离，接下来，将籽晶层除去。然后，根据需要，将第2剥离片材29贴合于压敏粘接层2的下表面。第2剥离片材29具有与上述的第1剥离片材19同样的构成。

由此，可准备含有探针的片材26。

接下来，如图5所示，在探针图案25、压敏粘接层2及基材层3中以俯视呈大致圆形的形状形成切断线27。切断线27例如可通过冲裁等形成。切断线27将探针图案25、压敏粘接层2及基材层3分割成切断线27内外，但未在第2剥离片材29上形成切断线27。另外，切断线27的尺寸与粘接开口部11及基材开口部15的内径相同。即，切断线27与通过外侧面22的假想圆一致。

通过切断线27的形成，可形成探针构件18。

探针构件18中，探针5的外侧面22与压敏粘接层2的外侧面共面。另外，探针构件18中，外侧面22从压敏粘接层2的外侧面向径向外侧露出。

接下来，如图5的箭头所示，将探针构件18从第2剥离片材29提起。具体而言，将探针构件18中的粘接下表面9及探针下表面20从第2剥离片材29剥离。

然后，如图3C的箭头所示，将探针构件18嵌入开口部23内。

此时，在探针构件18的压敏粘接层2、基材层3及探针5、与开口部23的周围的压敏粘接层2及基材层3之间隔有间隔。即，以形成基材开口部15及粘接开口部11的方式将探针构件18嵌入开口部23内。

然后，如图3D所示，将连接部6设置在基材开口部15及粘接开口部11内。

连接部6的材料为导电性树脂组合物时，将导电性树脂组合物注入(或涂布)至基材开口部15及粘接开口部11。然后，根据需要，对导电性树脂组合物进行加热。

由此，可制作具备第1剥离片材19、压敏粘接层2、基材层3、布线层4、探针5及连接部6的生物传感器用层叠体1。需要说明的是，生物传感器用层叠体1也是其本身单独流通、且能在产业上利用的器件。具体而言，生物传感器用层叠体1可与下文说明的电子器件31及电池32(参照图1的假想线)分开地单独流通。即，生物传感器用层叠体1是未安装电子器件31及电池32的、用于制造贴附型生物传感器30的部件。

如图1所示，然后，将电子器件31中的2个端子35各自分别与第1端子17A及第3端子17C电连接。此时，使电子器件31的下表面与基材上表面13接触。

由此，制造贴附型生物传感器30。

该贴附型生物传感器30具备压敏粘接层2、基材层3、布线层4、探针5、连接部6、电子器件31、和第1剥离片材19，优选仅由它们形成。如图2A所示，另外，贴附型生物传感器30也可以不具备第1剥离片材19，而仅由压敏粘接层2、基材层3、布线层4、探针5、和连接部6、电子器件31形成。

接下来，对贴附型生物传感器30的使用方法进行说明。

为了使用贴附型生物传感器30，首先，将电池32搭载于贴附型生物传感器30。

电池32具有沿面方向延伸的大致平板(箱)形状。电池32具有被设置在其下表面的2个端子(未图示)。电池32的厚度例如为1μm以上，优选为10μm以上，另外，例如为1000μm以下，优选为100μm以下。

为了将电池32搭载于贴附型生物传感器30，将电池32中的2个端子(未图示)各自分别与第2端子17B及第4端子17D电连接。此时，使电池32的下表面与基材上表面13接触。

接下来，将第1剥离片材19(参照图3D的箭头及假想线)从压敏粘接层2及探针5剥离。

如图2A的假想线所示，接下来，使压敏粘接层2的粘接下表面9与例如人体的皮肤33接触。具体而言，将压敏粘接层2压敏粘接于皮肤33的表面。

这样，探针5的探针下表面20通过将粘接下表面9压敏粘接(贴附)于皮肤33，从而与皮肤33的表面接触。

接下来，探针5以来自生物体的电信号的形式进行感应，由探针5感应到的电信号经由连接部6及布线层4被输入至电子器件31。电子器件31基于由电池32供给的电力，对电信号进行处理，作为信息进行存储。进而，根据需要，将电信号转化为电波，将其无线发射至外部的接收机。

关于该贴附型生物传感器30，可举出例如能感应来自生物体的电信号、监测生物体的状态的装置等，具体而言，可举出贴附型心电图记录仪、贴附型脑电图机、贴附型血压计、贴附型脉搏计、贴附型肌电图机、贴附型温度计、贴附型加速度计等。另外，这些装置可以是各自独立的装置，也可以在一个装置中组合有它们中的多个。

贴附型生物传感器30优选用作贴附型心电图记录仪。在贴附型心电图记录仪中，探针5以电信号的形式感应心脏的活动电位。

需要说明的是，生物体包括人体及人体以外的生物，优选为人体。

而且，通过该贴附型生物传感器30，压敏粘接层2与基材层3的总厚度T1薄，为1μm以上且小于100μm，因此，即使将贴附型生物传感器30贴附于皮肤33，也能充分减轻生物体、尤其是人体的佩戴感。

另外，通过该贴附型生物传感器30，压敏粘接层2与基材层3的总厚度T1薄，电子器件31也小，因而能降低制造成本，因此，能以用后即弃的方式使用贴附型生物传感器30。

另一方面，对于用后即弃的贴附型生物传感器30而言，根据需要后续也可进行回收，例如，将电子器件31、甚至电池32取出，将它(们)再循环。

另外，压敏粘接层2的厚度T2为上述的上限以下时，能将压敏粘接层2和基材层3的总厚度T1以低于其上限的方式进行设定，能实现贴附型生物传感器30的薄型化、尤其是贴附型生物传感器30中的电子器件31以外的区域的薄型化。另外，压敏粘接层2的厚度T2能赋予贴附型生物传感器30相对于皮肤33的充分的压敏粘接性。

电子器件31的平面面积S为上述的上限以下时，能更进一步减轻生物体的贴附型生物传感器30的佩戴感。电子器件31的平面面积S为上述的下限以上时，能提高电子器件31的处理性及安装性。

<变形例>

以下的各变形例中，对于与上述的一个实施方式同样的构件及工序，标注相同的参考标记，省略其详细说明。另外，可将各变形例适当组合。此外，只要没有特别记载，则各变形例能起到与一个实施方式同样的作用效果。

如图1及图5所示，在一个实施方式中，通过外侧面22的线为圆形形状，但其形状没有特别限制，例如，虽未图示，但也可以为矩形形状。

如图2A所示，在一个实施方式中，探针5的侧面(不包括外侧面22)的全部与压敏粘接层2接触，探针5的探针下表面20与压敏粘接层2的粘接下表面9共面。

另一方面，如图7A所示，也可以是探针5的侧面(不包括外侧面22)的上部与压敏粘接层2接触，下部从粘接下表面9露出。探针下表面20相对于粘接下表面9位于下侧。即，仅探针5的上部被埋入至压敏粘接层2，探针5的下部从粘接下表面9向下突出。

此外，如图7B所示，也可以是探针5的全部从粘接下表面9向下突出。这种情况下，粘接下表面9不具有粘接槽10，具有平坦面。

如图2B所示，在一个实施方式中，布线层4的侧面的全部与基材层3接触。

另一方面，如图8A所示，该变形例中，布线层4的侧面的下部与基材层3接触，布线层4的侧面的上部从基材层3的基材上表面13露出。即，布线层4的上部从基材层3的基材上表面13突出，布线层4的下部被埋入至基材层3。

如图8B所示，也可以是布线层4的侧面的全部露出。基材上表面13不具有基材槽14，为平坦面。布线层4的下表面以与基材上表面13接触的方式载置。

如图8C所示，可以是布线层4完全被埋入至基材层3中。即，布线层4被埋设于基材层3中。布线层4的上表面、下表面及侧面全部被基材层3被覆。布线层4位于基材层3中的基材上表面13和基材下表面12之间。

如图8D所示，布线层4以从基材下表面12露出的方式被埋入至基材层3。布线层4的下表面与基材下表面12共面，与粘接上表面8接触。这种情况下，虽未图示，但连接部6不通过基材层3，仅通过压敏粘接层2。即，连接部6仅被填充至粘接开口部11中。

如图8E所示，也可将布线层4设置于压敏粘接层2和基材层3这两方。具体而言，布线层4的上部被埋入至基材层3中，布线层4的下部被埋入至压敏粘接层2中。

如图8F所示，也可以是布线层4仅被埋入至压敏粘接层2中。布线层4从压敏粘接层2的粘接上表面8露出。

如图8G所示，布线层4从压敏粘接层2的粘接上表面8和粘接下表面9两表面均不露出，被完全埋入。

如图1及图6B所示，在一个实施方式中，连接部6在俯视下具有环形形状，但例如如图9及图10所示，也可在俯视下具有有端形状。

如图9所示，连接部6在俯视下具有大致半环形状(或大致半圆弧形状)。

如图10所示，连接部6具备在俯视下具有大致半环形状的上端部37、和与上端部37连接的多条第1线条38。

第1线条38从上端部37的下端边缘向下方延伸。第1线条38的下端部与外侧面22接触。另外，第1线条38沿着沿上端部37的假想半圆而隔开间隔地配置有多条。

另外，如图11A～图11C所示，连接部6的上端部37在俯视下为环形形状，并且，位于比上端部37更靠下侧的位置的部分在底面视图(或沿面方向的截面视图(平截面视图))中可以为有端形状。

如图11A～图11C所示，连接部6中，上端部37在俯视下具有大致环形形状。

如图11A所示，连接部6具有在上端部37的下侧形成的狭缝39。狭缝39沿着沿上端部37的假想圆而隔开间隔地配置有多个。即，连接部6具有形成有多个狭缝39的大致圆筒形状。

如图11B所示，连接部6具有上端部37、和从其下端边缘下垂的第2线条43。第2线条43沿着沿上端部37的假想圆而隔开间隔地配置有多条。多条第2线条43的下端部与外侧面22接触。

如图11C所示，连接部6一体地具备上端部37、和位于上端部37下侧的网部44。网部44的上端部与上端部37的下端边缘连接。网部44的下端部与外侧面22接触。

如图12所示，探针5可以不具有孔，而具有沿面方向延伸的大致板形形状(具体而言为大致圆板形形状)。探针5的外周面与连接部6的下端部的内周面接触。

如图13所示，探针5可以是通过压敏粘接层2及基材层3的大致柱形形状(具体而言为大致圆柱形形状)。探针上表面21从基材层3的基材上表面13和连接部6的上表面露出。探针5的外周面的全部与连接部6的内周面的全部接触。

如图14及图15所示，连接部6也可具有轴线沿厚度方向延伸的大致棒(圆棒)(针)形状。

连接部6与探针5以点状进行接触。

如图16所示，连接部6为大致柱形形状，并且，探针5可以不具有孔，而具有沿面方向延伸的大致板形形状(具体而言为大致圆板形形状)。

如图17A所示，也可在探针5的下表面设置导电性压敏粘接层28。

导电性压敏粘接层28是为了抑制由于皮肤33中的水分量、表面凹凸根据生物体(个体)的不同而不同所导致的检测精度的下降、噪声而设置的，可具有调节皮肤33中的水分量的水分量调节(或水分量稳定化)功能。

导电性压敏粘接层28的材料可以包含具有导电性、且具有水分量调节功能(或水分量稳定化功能)的材料(例如，亲水性化合物等)。例如，作为材料，可举出配合有有机硅系、丙烯酸系、氨基甲酸酯系等的压敏粘接剂、和聚环氧乙烷(PEO)、聚乙烯醇(PVA)、聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、聚乙二醇(PEG)等亲水性聚合物(亲水性化合物)的组合物。这些材料例如可通过涂布而设置导电性压敏粘接层28。

另外，如图17B所示，也可将压敏强粘接层45填充至探针5的孔中。压敏强粘接层45的下表面与探针下表面20及粘接下表面9共面。作为压敏强粘接层45的材料，可举出例如有机硅系、丙烯酸系、氨基甲酸酯系等的压敏强粘接剂。压敏强粘接层45的撕脱剥离力相对于压敏粘接层2的撕脱剥离力而言例如为1.5倍以上。通过压敏强粘接层45，可将探针5牢固地固定于皮肤33，因此，信号处理精度进一步提高。

如图18及图19所示，探针5及连接部6可以为一体。

即，探针5兼作连接部6。探针5具有实心的大致圆柱形形状。探针下表面20从粘接下表面9露出。探针上表面21从基材上表面13露出。2个探针5的各自的上端部分别与第1布线16A的长边方向一端边缘、及第2布线16B的长边方向另一端边缘接触。作为探针5的材料，可举出例如与连接部6同样的材料。

此外，虽未图示，但也可将电路部36形成为一体地具备布线层4及连接部6的电路部36。

如图20及图21所示，连接部6在俯视下可以小于探针5。通过探针5的外侧面22的假想圆34在俯视下包含连接部6，比连接部6大。连接部6的下端边缘与探针5的面方向中途部分(比外侧面22更靠内侧的部分)接触。

在一个实施方式中，如图1所示，贴附型生物传感器30的长边方向中央部鼓出，但不限于此，例如，虽未图示，但贴附型生物传感器30也可以是长边方向中央部不鼓出，而在俯视下具有大致矩形形状。

另外，如图22A及图22B所示，生物传感器用层叠体1可以进一步具备保护构件50。

保护构件50位于生物传感器用层叠体1中的上端部。具体而言，保护构件50以堵塞布线层4的上表面的方式被配置于基材层3的基材上表面13。保护构件50具有沿着基材上表面13的片形形状。因此，保护构件50为保护基材上表面13及布线层4的上表面的保护层(上表面保护层)。

如图22A所示，保护构件50例如具备保护基材51和第2压敏粘接层52。保护构件50朝向下侧依次具备保护基材51和第2压敏粘接层52。在图22A所示的变形例中，保护构件50仅由保护基材51和第2压敏粘接层52形成。

第2压敏粘接层52与基材上表面13及布线层4的上表面接触。作为第2压敏粘接层52的材料，可举出例如丙烯酸系压敏粘接剂、有机硅系压敏粘接剂、聚烯烃系压敏粘接剂、环氧系压敏粘接剂等，优选地，从得到优异的透湿性的观点考虑，可举出丙烯酸系压敏粘接剂。第2压敏粘接层52的厚度例如为1μm以上，例如为50μm以下。

保护基材51被配置于第2压敏粘接层52的上表面。保护基材51具有沿着第2压敏粘接层52的上表面的片形形状。保护基材51与第2压敏粘接层52的上表面接触。由此，保护基材51介由第2压敏粘接层52而压敏粘接于基材上表面13及布线层4的上表面。作为保护基材51的材料，可举出树脂。作为树脂，可举出例如聚氨酯系树脂、有机硅系树脂、丙烯酸系树脂、聚苯乙烯系树脂、氯乙烯系树脂、聚酯系树脂等热塑性树脂，从确保优异的伸缩性的观点考虑，优选可举出聚氨酯系树脂。保护基材51的厚度例如为0.1μm以上，例如为50μm以下。

保护构件50的厚度为保护基材51的厚度和第2压敏粘接层52的厚度的总和，例如为1.1μm以上，例如为51μm以下。

如图22B所示，保护构件50也可不具备第2压敏粘接层52，而仅由保护基材51形成。保护基材51直接配置于基材上表面13及布线层4的上表面，具体而言，与这些面接触。

需要说明的是，上述发明作为本发明的例示实施方式提供，但其只不过是单纯的示例，不作限定性解释。本领域技术人员所了解的本发明的变形例也被包含在所附的权利要求范围内。

产业上的可利用性

生物传感器例如可用于贴附型生物传感器等。

附图标记说明

2 压敏粘接层

3 基材层

8 粘接上表面(压敏粘接层的上表面的一例)

9 粘接下表面(压敏粘接层的下表面的一例)

30 贴附型生物传感器

31 电子器件

T1 压敏粘接层及基材层的总厚度

T2 压敏粘接层的总厚度

T6 电子器件的厚度

S 电子器件的平面面积

Claims

1.生物传感器，其特征在于，具备：

用于贴附于生物体表面的压敏粘接层；

被配置在所述压敏粘接层的上表面、并且具有伸缩性的基材层；

被配置在所述压敏粘接层的下表面的探针；和

以与所述探针连接的方式安装于所述基材层的电子器件，

所述压敏粘接层与所述基材层的总厚度为1μm以上且小于100μm，

所述压敏粘接层的角质剥离面积率为50％以下，

所述基材层的断裂伸长率为200％以上且2000％以下，

所述基材层的20℃时的拉伸强度为0.1N/20mm以上且20N/20mm以下，

所述基材层的20℃时的拉伸储能模量E’为0.1MPa以上且2000MPa以下。

2.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述压敏粘接层的厚度为10μm以上且95μm以下。

3.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述电子器件的厚度为1μm以上且1000μm以下。

4.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述电子器件的平面面积为0.001mm²以上且10mm²以下。