CN113613558B - 粘贴型生物传感器 - Google Patents

Abstract

提供能够取得良好的生物体信息的粘贴型生物传感器。粘贴型生物传感器包含：具有粘贴于被检体的粘贴面的压敏粘接层和电极部；在上述压敏粘接层的粘贴面的相反面重叠而设置的基材层；以及设置于上述基材层上，将介由上述电极部取得的生物信号进行处理的电子装置，包含上述压敏粘接层、上述电极部和上述基材层的结构体的弯曲刚性为0.010[MPa·mm³/mm]以上，上述电极部粘着于上述被检体的粘着力大于0.6[N/cm²]且5.0[N/cm²]以下。

Description

粘贴型生物传感器

技术领域

本发明涉及粘贴型生物传感器。

背景技术

一直以来，具有一种生物传感器，其使用了生物体相容性聚合物基板，所述生物体相容性聚合物基板具备：板状的第1聚合物层、板状的第2聚合物层、电极以及数据获取用模块(例如，参照专利文献1)。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2012-010978号公报

发明内容

发明所要解决的课题

生物传感器以粘贴于生物体的状态，测定例如心电波形、脑电波等各种生物体信息。如果利用生物传感器来测定生物体信息时，皮肤带有褶皱，则有时从生物体剥离电极而产生间隙，存在生物体信息产生例如包含噪声等而取得良好的生物体信息变得困难的担忧。

因此，目的在于提供能够取得良好的生物体信息的粘贴型生物传感器。

用于解决课题的方法

在公开的一方式中，粘贴型生物传感器包含：具有粘贴于被检体的粘贴面的压敏粘接层和电极部；在上述压敏粘接层的粘贴面的相反面重叠而设置的基材层；以及电子装置，所述电子装置设置于上述基材层上，且将介由上述电极部取得的生物信号进行处理，

包含上述压敏粘接层、上述电极部和上述基材层的结构体的弯曲刚性为0.010[MPa·mm³/mm]以上，

上述电极部粘着于上述被检体的粘着力大于0.6[N/cm²]且5.0[N/cm²]以下。

在公开的其它方式中，粘贴型生物传感器包含：具有粘贴于被检体的粘贴面的压敏粘接层和电极部；在上述压敏粘接层的粘贴面的相反面重叠而设置的基材层；以及电子装置，所述电子装置设置于上述基材层上，且将介由上述电极部取得的生物信号进行处理，包含上述压敏粘接层、上述电极部和上述基材层的结构体的弯曲刚性为0.034[MPa·mm³/mm]以上，上述电极部粘着于上述被检体的粘着力为1.3[N/cm²]以上。

发明的效果

能够提供能够取得良好的生物体信息的粘贴型生物传感器。

附图说明

图1为表示实施方式的粘贴型生物传感器100的分解图。

图2为表示图1的A-A向视截面相对应的完成状态的截面的图。

图3为表示粘贴型生物传感器100的电路构成的图。

图4A为表示多个样品中的评价结果的图。

图4B为表示多个样品中的评价结果的图。

图4C为表示多个样品中的评价结果的图。

图5A为说明基线变动的评价方法的图。

图5B为说明基线变动的评价方法的图。

图6为将图4A～图4C的评价结果归纳的图。

图7为将图4A～图4C的评价结果归纳的图。

具体实施方式

以下，对于应用了本发明的粘贴型生物传感器的实施方式进行说明。

＜实施方式＞

图1为表示实施方式的粘贴型生物传感器100的分解图。图2为表示图1的A-A向视截面相对应的完成状态的截面的图。在粘贴型生物传感器100中，作为主要的构成要素，包含压敏粘接层110、基材层120、电路部130、基板135、探针140、固定带145、电子装置150、电池160和罩170。这些之中，压敏粘接层110、基材层120、探针140和探针部143构成结构体101(参照图2)。

以下，定义XYZ坐标系进行说明。此外，以下，为了说明的方便，将Z轴负方向侧称为下侧或下，将Z轴正方向侧称为上侧或上，但并不表示普遍的上下关系。

在本实施方式中，作为一例，对于使其与作为被检体的生物体接触以进行生物体信息的测定的粘贴型生物传感器100进行说明。所谓生物体，是指人体和人体以外的生物等，粘贴于它们的皮肤、头皮或前额等。以下，对于构成粘贴型生物传感器100的各构件进行说明。

以下，将与作为被检体的生物体接触的电极称为探针140，将形成有探针140的区域称为探针部143，作为接合部的一例使用固定带145进行说明。另外，探针部143为电极部的一例。

粘贴型生物传感器100为俯视时具有大致椭圆状的形状的片状的构件。粘贴型生物传感器100中，与粘贴于生物体的皮肤10的下表面(-Z方向侧的面)相反的上表面侧通过罩170被覆盖。粘贴型生物传感器100的下表面为粘贴面。

电路部130和基板135安装于基材层120的上表面。此外，探针140以从压敏粘接层110的下表面112表露的方式埋入至压敏粘接层110的形式来设置。下表面112为粘贴型生物传感器100的粘贴面。

压敏粘接层110为平板状的粘接层。压敏粘接层110的长度方向为X轴向，宽度方向为Y轴向。压敏粘接层110被基材层120所支持，粘贴于基材层120的下表面121。

压敏粘接层110如图2所示那样，具有上表面111和下表面112。上表面111和下表面112为平坦面。压敏粘接层110为粘贴型生物传感器100与生物体接触的层。下表面112具有粘着性，因此能够粘贴于生物体的皮肤10。下表面112为粘贴型生物传感器100的下表面，能够粘贴于皮肤10等生物体表面。

此外，压敏粘接层110具有贯通孔113。贯通孔113与基材层120的贯通孔123俯视时的尺寸和位置相等，与贯通孔123连通。

作为压敏粘接层110的材料，如果为具有粘着性的材料，则没有特别限定，可举出具有生物体相容性的材料等。作为压敏粘接层110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。

丙烯酸系压敏粘接剂含有丙烯酸系聚合物作为主成分。

丙烯酸系聚合物为压敏粘接成分。作为丙烯酸系聚合物，能够使用包含丙烯酸异壬酯、丙烯酸甲氧基乙酯等(甲基)丙烯酸酯作为主成分，将包含丙烯酸等能够与(甲基)丙烯酸酯共聚的单体作为任意成分的单体成分进行了聚合的聚合物。主成分的单体成分中的含量设为70质量％～99质量％，任意成分的单体成分中的含量设为1质量％～30质量％。作为丙烯酸系聚合物，能够使用例如，日本特开2003-342541号公报所记载的(甲基)丙烯酸酯系聚合物等。

丙烯酸系压敏粘接剂优选进一步含有羧酸酯。

丙烯酸系压敏粘接剂所包含的羧酸酯为降低丙烯酸系聚合物的压敏粘接力，调整压敏粘接层110的压敏粘接力的压敏粘接力调节剂。羧酸酯为能够与丙烯酸系聚合物相容的羧酸酯。

具体而言，羧酸酯为作为一例的三脂肪酸甘油酯。

羧酸酯的含有比例相对于丙烯酸系聚合物100质量份，优选为30质量份～100质量份，更优选为50质量份～70质量份以下。

丙烯酸系压敏粘接剂可以根据需要含有交联剂。交联剂为将丙烯酸系聚合物进行交联的交联成分。作为交联剂，可举出多异氰酸酯化合物、环氧化合物、三聚氰胺化合物、过氧化化合物、脲化合物、金属醇盐化合物、金属螯合物、金属盐化合物、碳二亚胺化合物、噁唑啉化合物、氮丙啶化合物或胺化合物等。这些交联剂可以单独使用，也可以并用。作为交联剂，优选可举出多异氰酸酯化合物(多官能异氰酸酯化合物)。

交联剂的含量相对于丙烯酸系聚合物100质量份，例如，优选为0.001质量份～10质量份，更优选为0.01质量份～1质量份。

压敏粘接层110优选具有优异的生物体相容性。例如，在将压敏粘接层110进行角质剥离试验时，角质剥离面积率优选为0％～50％，更优选为1％～15％。如果角质剥离面积率在0％～50％的范围内，则即使将压敏粘接层110贴着于皮肤10(参照图2)，也能够抑制皮肤10(参照图2)的负荷。另外，角质剥离试验通过日本特开2004-83425号公报所记载的方法进行测定。

压敏粘接层110的透湿度优选为300(g/m²/天)以上，更优选为600(g/m²/天)以上，进一步优选为1000(g/m²/天)以上。如果压敏粘接层110的透湿度为300(g/m²/天)以上，则即使将压敏粘接层110贴着于皮肤10(参照图2)，也能够抑制皮肤10(参照图2)的负荷。

压敏粘接层110通过满足角质剥离试验的角质剥离面积率为50％以下，透湿度为300(g/m²/天)以上的至少任一要件，从而压敏粘接层110具有生物体相容性。压敏粘接层110的材料更优选满足上述要件的这两者的要件。由此，压敏粘接层110更稳定而具有高生物体相容性。

压敏粘接层110的上表面111与下表面112之间的厚度优选为10μm～300μm。如果压敏粘接层110的厚度为10μm～300μm，则实现粘贴型生物传感器100的薄型化，特别是粘贴型生物传感器100中的电子装置150以外的区域的薄型化。

基材层120为支持压敏粘接层110的支持层，压敏粘接层110粘接于基材层120的下表面121。基材层120的上表面侧配置有电路部130和基板135。

基材层120为绝缘体制的平板状(片状)的构件。基材层120的俯视时的形状与压敏粘接层110的俯视时的形状相同，俯视时根据位置进行重叠。

基材层120具有下表面121和上表面122。下表面121和上表面122为平坦面。下表面121与压敏粘接层110的上表面111接触(压敏粘接)。基材层120只要为具有适度的伸缩性、挠性和韧性的挠性树脂制即可，例如，只要由聚氨酯系树脂、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、和聚酯树脂系等热塑性树脂来制作即可。基材层120的厚度优选为1μm～300μm，更优选为5μm～100μm，进一步优选为10μm～50μm。

电路部130具有配线131、框架132和基板133。电路部130详细地说，介由框架132与电极连接，介由配线131与电子装置150连接。粘贴型生物传感器100包含2个这样的电路部130。配线131和框架132设置于基板133的上表面，一体地形成。配线131将框架132与电子装置150和电池160进行连接。

配线131和框架132能够由铜、镍、金或它们的合金等来制作。配线131和框架132的厚度优选为0.1μm～100μm，更优选为1μm～50μm，进一步优选为5μm～30μm。

2个电路部130分别与压敏粘接层110和基材层120的2个贯通孔113和123对应来设置。配线131介由基板135的配线，与电子装置150和电池160用的端子135A连接。框架132为比基材层120的贯通孔123的开口大的矩形环状的导电构件。

基板133具有俯视时与配线131和框架132同样的形状。基板133中设置有框架132的部分具有比基材层120的贯通孔123的开口大的矩形环状的形状。框架132与基板133中设置有框架132的矩形环状的部分以在基材层120的上表面包围贯通孔123的方式来设置。基板133只要为绝缘体制即可，例如能够使用聚酰亚胺制的基板或膜。

基板135为安装电子装置150和电池160的绝缘体制的基板，设置于基材层120的上表面122。作为基板135，作为一例，能够使用聚酰亚胺制的基板或膜。基板135的上表面设置有配线和电池160用的端子135A。基板135的配线与电子装置150和端子135A连接，并且与电路部130的配线131连接。

探针140为与被检体接触的电极，具体而言，为压敏粘接层110粘贴于皮肤10时，与皮肤10接触，检测生物信号的电极。生物信号例如，为表示心电波形、脑电波、脉搏等的电信号。

探针140以从压敏粘接层110的下表面112表露的方式埋入至压敏粘接层110。另外，探针140并不限于从这样压敏粘接层110的下表面112表露的形态，只要能够与皮肤10接触即可，只要可以与压敏粘接层110的下表面112的至少一部分一体化即可。

作为探针140使用的电极如后述那样，使用至少包含导电性高分子和粘合剂树脂的导电性组合物来制作。此外，电极通过将使用导电性组合物而获得的片状构件利用模具等进行穿孔来制作，作为探针使用。

探针140俯视时为矩形，具有比压敏粘接层110和基材层120的贯通孔113和123大，矩阵状地配置的孔部140A。在探针140的X方向和Y方向上的端(四角的端的部分)处，探针140的阶梯状的边可以突出。作为探针140使用的电极可以具有规定的图案形状。作为规定的电极图案形状，可举出目状、条纹状、电极从粘贴面多个地方表露的形状等。

固定带145为本实施方式的接合部的一例。固定带145作为一例，俯视时为矩形环状的铜带。固定带145的下表面涂布有粘着剂。固定带145以俯视时在贯通孔113和123的开口的外侧，包围探针140的四角的方式设置于框架132上，将探针140固定于框架132。固定带145可以为铜以外的金属带。

固定带145除了铜带等具有金属层的带以外，可以为由非导电性的树脂基材和粘着剂构成的树脂带等非导电性带。金属带等导电性带能够将探针140接合(固定)于电路部130的框架132，并且电连接，因此优选。

探针140以四角的端的部分配置于框架132上的状态，通过覆盖四角的端的部分上的固定带145而固定于框架132。固定带145通过探针140的孔部140A等间隙与框架132粘接。

这样，如果以利用固定带145将探针140的四角的端的部分固定于框架132的状态，在固定带145和探针140上重叠压敏粘接层110A和基材层120A，将压敏粘接层110A和基材层120A向下方推压，则探针140沿着贯通孔113和123的内壁被压入，压敏粘接层110A被压入直至探针140的孔部140A的内部。

探针140以四角的端的部分通过固定带145被固定于框架132的状态，中央部被下压直至与压敏粘接层110的下表面112成为大致平坦的位置。因此，如果将探针140接触生物体的皮肤10(参照图2)，则压敏粘接层110A能够粘接于皮肤10，使探针140与皮肤10密合。

探针140的厚度优选比压敏粘接层110的厚度薄。探针140的厚度优选为0.1μm～100μm，更优选为1μm～50μm。

此外，压敏粘接层110A在俯视时包围中央部的周围的部分(矩形环状的部分)位于固定带145上。在图2中，压敏粘接层110A的上表面大致平坦，但是中央部可以与周围的部分相比向下方凹陷。基材层120A在压敏粘接层110A的大致平坦的上表面上重叠。

这样的压敏粘接层110A和基材层120A可以分别由与压敏粘接层110和基材层120相同的材质来制作。此外，压敏粘接层110A可以由与压敏粘接层110不同的材质来制作。此外，基材层120A可以由与基材层120不同的材质来制作。

另外，在图2中，将各部的厚度进行了夸大，但是实际上，压敏粘接层110和110A的厚度为10μm～300μm，基材层120和120A的厚度为1μm～300μm。此外，配线131的厚度为0.1μm～100μm，基板133的厚度为数百μm左右，固定带145的厚度为10μm～300μm。

此外，如图2所示那样，在探针140与框架132直接接触来确保电连接的情况下，固定带145可以为不具有导电性的树脂制等的带。

此外，在图2中，固定带145除了覆盖探针140以外覆盖框架132和基板133的侧面，到达直至基材层120的上表面。然而，固定带145只要能够将探针140与框架132进行接合即可，因此可以不到达直至基材层120的上表面，也可以不覆盖基板133的侧面，也可以不覆盖框架132的侧面。

此外，基板133与2个基板135可以为被一体化的1个基板。在该情况下，在1个基板的表面设置配线131、2个框架132和端子135A，安装电子装置150和电池160。

作为探针140使用的电极优选将以下那样的导电性组合物进行热固化并成型来制作。导电性组合物包含导电性高分子、粘合剂树脂、以及交联剂和增塑剂中的至少任一者。

作为导电性高分子，能够使用例如，聚噻吩、聚乙炔、聚吡咯、聚苯胺、或聚苯撑乙烯等。它们可以一种单独使用，可以二种以上并用。这些之中，优选使用聚噻吩化合物。从与生物体的接触阻抗更低，具有高导电性方面考虑，更优选使用在聚3,4-亚乙基二氧基噻吩(PEDOT)中掺杂有聚苯乙烯磺酸(聚4-苯乙烯磺酸酯；PSS)的PEDOT/PSS。

导电性高分子的含量相对于导电性组合物100质量份，优选为0.20质量份～20质量份。如果上述含量在上述范围内，则能够对于导电性组合物赋予优异的导电性、强韧性和柔软性。导电性高分子的含量相对于导电性组合物，更优选为2.5质量份～15质量份，进一步优选为3.0质量份～12质量份。

作为粘合剂树脂，能够使用水溶性高分子或水不溶性高分子等。作为粘合剂树脂，从与导电性组合物所包含的其它成分的相容性的观点考虑，优选使用水溶性高分子。另外，水溶性高分子包含不完全溶解于水，具有亲水性的高分子(亲水性高分子)。

作为水溶性高分子，能够使用含有羟基的高分子等。作为含有羟基的高分子，能够使用琼脂糖等糖类、聚乙烯醇(PVA)、改性聚乙烯醇、或丙烯酸与丙烯酸钠的共聚物等。它们可以一种单独使用，也可以二种以上并用。这些之中，优选为聚乙烯醇或改性聚乙烯醇，更优选为改性聚乙烯醇。

作为改性聚乙烯醇，可举出含有乙酰乙酰基的聚乙烯醇、二丙酮丙烯酰胺改性聚乙烯醇等。另外，作为二丙酮丙烯酰胺改性聚乙烯醇，能够使用例如，日本特开2016-166436号公报所记载的二丙酮丙烯酰胺改性聚乙烯醇系树脂(DA化PVA系树脂)。

粘合剂树脂的含量相对于导电性组合物100质量份，优选为5质量份～140质量份。如果上述含量在上述范围内，则能够对于导电性组合物赋予优异的导电性、强韧性和柔软性。粘合剂树脂的含量相对于导电性组合物，更优选为10质量份～100质量份，进一步优选为20质量份～70质量份。

交联剂和增塑剂具有对于导电性组合物赋予强韧性和柔软性的功能。通过对于导电性组合物的成型体赋予柔软性，从而获得具有伸缩性的电极。由此，能够制作具有伸缩性的探针140。

另外，强韧性为兼具优异的强度和伸长率的性质。强韧性不含在强度和伸长率中，一者显著地优异，但另一者显著地低的性质，包含强度和伸长率这两者的平衡优异的性质。

柔软性为将导电性组合物的成型体(电极片)弯曲之后，能够抑制弯曲部分发生断裂等损伤的性质。

交联剂使粘合剂树脂交联。交联剂通过包含于粘合剂树脂，从而能够提高导电性组合物的强韧性。交联剂优选具有与羟基的反应性。如果交联剂具有与羟基的反应性，则在粘合剂树脂为含有羟基的聚合物的情况下，交联剂能够与含有羟基的聚合物的羟基进行反应。

作为交联剂，可举出锆盐等锆化合物；钛盐等钛化合物；硼酸等硼化物；嵌段异氰酸酯等异氰酸酯化合物；乙二醛等二醛等醛化合物；含有烷氧基的化合物、含有羟甲基的化合物等。它们可以一种单独使用，也可以二种以上并用。其中，从反应性和安全性方面考虑，优选为锆化合物、异氰酸酯化合物或醛化合物。

交联剂的含量相对于导电性组合物100质量份，优选为0.2质量份～80质量份。如果上述含量在上述范围内，则能够对于导电性组合物赋予优异的强韧性和柔软性。交联剂的含量更优选为1质量份～40质量份，更优选为3.0质量份～20质量份。

增塑剂提高导电性组合物的抗拉伸长率和柔软性。作为增塑剂，可举出甘油、乙二醇、丙二醇、山梨糖醇、它们的聚合物等多元醇化合物N-甲基吡咯烷酮(NMP)、二甲基甲醛(DMF)、N-N’-二甲基乙酰胺(DMAc)、二甲亚砜(DMSO)等非质子性化合物等。它们可以一种单独使用，也可以二种以上并用。这些之中，从与其它成分的相容性的观点考虑，优选为甘油。

增塑剂的含量相对于导电性组合物100质量份，优选为0.2质量份～150质量份。如果上述含量在上述范围内，则能够对于导电性组合物赋予优异的强韧性和柔软性。增塑剂的含量相对于导电性高分子100质量份，更优选为1.0质量份～90质量份，进一步优选为10质量份～70质量份。

交联剂和增塑剂的这些之中的至少一者只要包含于导电性组合物即可。通过交联剂和增塑剂的至少一者包含于导电性组合物，从而导电性组合物的成型体能够提高强韧性和柔软性。

在导电性组合物包含交联剂但是不含增塑剂的情况下，导电性组合物的成型体能够进一步提高强韧性，即，抗拉强度和抗拉伸长率这两者，并且能够提高柔软性。

在导电性组合物包含增塑剂但是不含交联剂的情况下，能够提高导电性组合物的成型体的抗拉伸长率，因此作为整体的导电性组合物的成型体能够提高强韧性。此外，能够提高导电性组合物的成型体的柔软性。

优选导电性组合物包含交联剂和增塑剂这两者。通过使交联剂和增塑剂这两者包含于导电性组合物，从而对于导电性组合物的成型体赋予进一步优异的强韧性。

导电性组合物除了上述成分以外，能够根据需要以适当任意的比例包含表面活性剂、软化剂、稳定剂、流平剂、抗氧化剂、水解防止剂、膨胀剂、增稠剂、着色剂、或填充剂等公知的各种添加剂。作为表面活性剂，可举出有机硅系表面活性剂等。

导电性组合物通过将上述各成分以上述比例进行混合来调制。

导电性组合物能够根据需要，以适当任意的比例包含溶剂。由此，调制导电性组合物的水溶液(导电性组合物水溶液)。

作为溶剂，能够使用有机溶剂或水系溶剂。作为有机溶剂，可举出例如，丙酮、甲基乙基酮(MEK)等酮类；乙酸乙酯等酯类；丙二醇单甲基醚等醚类；N,N-二甲基甲酰胺等酰胺类。作为水系溶剂，可举出例如，水；甲醇、乙醇、丙醇、异丙醇用的醇等。这些之中，优选使用水系溶剂。

导电性高分子、粘合剂树脂和交联剂的任意一个以上可以作为溶解于溶剂的水溶液来使用。在该情况下，作为溶剂，优选为上述水系溶剂。

电子装置150设置于基材层120的上表面122，与配线131电连接。电子装置150将介由作为探针140使用的电极取得的生物信号进行处理。电子装置150在截面图中为矩形。电子装置150的下表面(-Z方向)设置有端子。作为电子装置150的端子的材料，可举出焊料、导电性糊料等。

电子装置150如图1所示那样，作为一例，包含ASIC(application specificintegrated circuit，面向特定用途的集成电路)150A、MPU(Micro Processing Unit)150B、存储器150C和无线通信部150D，介由电路部130与探针140和电池160连接。

ASIC150A包含A/D(Analog to digital)转换器。电子装置150被由电池160供给的电力所驱动，取得通过探针140测定的生物信号。电子装置150对于生物信号进行过滤处理、数字转换等处理，将经过多次而取得的生物信号的算术平均值求出MPU150B以存储于存储器150C中。电子装置150中，作为一例，经过24小时以上能够连续地取得生物信号。电子装置150有时经过长时间来测定生物信号，因此实施用于降低消耗电力的工夫。

无线通信部150D为在评价试验中，将存储于存储器150C的生物信号用于评价试验的试验装置利用无线通信读出时的无线电收发报机，作为一例，以2.4GHz进行通信。评价试验中，作为一例，为JIS 60601-2-47的标准的试验。评价试验为作为医疗设备，进行检测生物信号的生物传感器完成后所进行的动作确认的试验。评价试验要求相对于被输入至生物传感器的生物信号，由生物传感器取出的生物信号的衰减率小于5％。该评价试验对于全部成品来进行。

电池160如图2所示那样，设置于基材层120的上表面122。作为电池160，能够使用铅蓄电池或锂离子二次电池等。电池160可以为纽扣电池型。电池160为电池(battery)的一例。电池160具有设置于其下表面的端子。电池160的2个端子介由电路部130而连接于探针140和电子装置150。电池160的容量作为一例，以电子装置150经过24小时以上进行生物信号的测定的方式来设定。

罩170覆盖基材层120、电路部130、基板135、探针140、固定带145、电子装置150和电池160上。罩170具有基部170A以及从基部170A的中央沿+Z方向突出的突出部170B。基部170A为罩170的俯视时位于周围的部分，为比突出部170B低的部分。突出部170B的下侧设置有凹部170C。罩170中，基部170A的下表面粘接于基材层120的上表面122。在凹部170C内，收纳基板135、电子装置150、电池160。罩170以将电子装置150和电池160等收纳于凹部170C的状态，粘接于基材层120的上表面122。

罩170除了作为保护基材层120上的电路部130、电子装置150和电池160的罩的作用以外，还具有作为对于粘贴型生物传感器100从上表面侧施加的冲击保护内部的构成要素的冲击吸收层的作用。作为罩170，能够使用例如，硅橡胶、软质树脂、氨基甲酸酯等。

图3为表示粘贴型生物传感器100的电路构成的图。各探针140介由配线131和基板135的配线135B而连接于电子装置150和电池160。2个探针140相对于电子装置150和电池160并列地连接。

接下来，对于结构体101的弯曲刚性和探针部143的粘着力进行说明。这里，所谓结构体101的弯曲刚性，为包含压敏粘接层110、基材层120和探针140的片状的结构体101的弯曲刚性，作为每单位宽度(作为一例，1mm)的弯曲刚性表示。每单位宽度的弯曲刚性的单位为[MPa·mm³/mm]。

此外，探针部143的粘着力作为每单位面积的粘着力表示，单位为例如[N/cm²]。探针部143的粘着力通过压敏粘接层110A产生，但在探针140具有粘着力的情况下，探针部143的粘着力通过探针140和压敏粘接层110A产生。

因此，所谓探针部143的粘着力，为由压敏粘接层110A产生的探针部143的每单位面积的粘着力[N/cm²]，或由压敏粘接层110A和探针140产生的探针部143的每单位面积的粘着力[N/cm²]。

这里，粘贴粘贴型生物传感器100的皮肤10的表面有时伴随着生物体的动作而产生褶皱。

即使生物体静止而皮肤10以平坦的状态粘贴粘贴型生物传感器100，粘贴之后，生物体活动而皮肤产生褶皱，在结构体101的刚性充分地高，探针部143的粘着力充分地强的情况下，粘贴型生物传感器100强力地粘贴于皮肤10，因此能够抑制被粘贴的部分的皮肤10产生褶皱。

这是因为，通过强力地粘贴于皮肤10的粘贴型生物传感器100进行支撑，按压粘贴于粘贴型生物传感器100的部分的皮肤10，从而能够抑制褶皱的产生。在这样的情况下，探针140密合于皮肤10，因此能够以良好的状态取得生物信号。

然而，如果结构体101的刚性低，探针部143的粘着力弱，则存在生物体活动而皮肤10产生褶皱时，粘贴型生物传感器100被皮肤的褶皱拉伸而弯曲，从皮肤10部分地剥离的担忧。在该情况下，如果探针140从皮肤10脱离，则不能以良好的状态取得生物信号。

此外，如果粘贴型生物传感器100重，则存在伴随着生物体的动作而易于从皮肤10剥离，不能以良好的状态取得生物信号的担忧。

因此，在实施方式中，为了能够取得良好的生物信号，对于粘贴型生物传感器100下工夫。

图4A～图4C为表示将基材层120的材质、电极上部的厚度[mm]、弹性模量[MPa]、截面二次力矩“mm³”、弯曲刚性[MPa·mm³/mm]和粘着力[N/cm²]设定于各种值的情况下的评价结果的图。

这里，所谓电极上部的厚度，为与结构体101中的探针140相比位于上方的压敏粘接层110A和基材层120的厚度(从结构体101的厚度减去探针140的厚度而得到的厚度)。弹性模量为结构体101的弹性模量。截面二次力矩为结构体101的每单位宽度的截面二次力矩，表示相对于弯曲力矩的变形的难度。弯曲刚性为结构体101的每单位宽度的弯曲刚性。此外，粘着力如上述那样为探针部143的粘着力。

制作改变了它们的材质、值的粘贴型生物传感器100的35个样品并进行了评价。求出评价结果时的评价项目为将粘贴型生物传感器100粘贴于胸部的被检者移动时的心电波形的基线变动和噪声、由将粘贴型生物传感器100粘贴于胸部的被检者的服装的摩擦带来的心电波形的基线变动和噪声、信号评价、佩戴性和剥离时的疼痛感的7个项目。由7个项目的总的评价结果，将35个样品分为能够作为粘贴型生物传感器100良好地使用的第1组(样品1～12)和不适合于实际的使用的第2组(样品2-1～2-23)。

在评价项目中，所谓移动时，是指将粘贴型生物传感器100粘贴于胸部的被检者行走时。此外，所谓服装的摩擦，是指通过将粘贴型生物传感器100粘贴于胸部的被检者的服装的胸口进行抓挠，上下摇动，从而将服装与粘贴型生物传感器100摩擦。

基线变动如图5A和图5B所示那样，观察由粘贴型生物传感器100获得的心电波形的基线的变动。如图5A那样，将基线的变动小且稳定地获得心电数据的情况评价为良好(〇)。如图5B那样，基线在一定的范围内变动的情况评价为还算良好(△)。将超过图5B的变动范围而基线大幅变动的情况评价为不良(×)。

信号评价为是否能够确认基线变动的程度、心电波形，是否不被噪声掩盖而能够确认心电波形等评价。佩戴性为佩戴粘贴型生物传感器100的情况下的主观上的评价。剥离时的疼痛感为利用粘贴型生物传感器100进行的测定结束之后，从皮肤剥离时的疼痛感的有无。

剥离时的疼痛感通过VRS(Verbal Rating Scale：口头式评价范围)进行评价。VRS为将表示3个等级的疼痛感的强度的语言以数字的顺序排列，为利用“没有疼痛感”，“稍有疼痛”，“疼痛”的任一者进行评价的方法。在实施例中，将“没有疼痛感”和“稍有疼痛”评价为良好(〇)，将“疼痛”评价为不良(×)。将“疼痛”情况设为不良(×)的理由是因为由于在探针电极的剥离时，皮肤被拉伸，因此感到疼痛感。

作为基材层120的材质，使用了硅橡胶、PET(聚对苯二甲酸乙二醇酯)、丙烯酸系树脂或氨基甲酸酯橡胶。电极上部的厚度[mm]、弹性模量[MPa]、弯曲刚性[MPa·mm³/mm]和粘着力[N/cm²]如图4A～图4B所示那样，设定为各种值。

将疼痛感评价除外的评价结果以○(良好)、△(并不是○那样但良好)，×(不良)的3个等级来表示。7个项目的评价结果为○或△的样品作为粘贴型生物传感器100是合格的。第1组样品1～12被评价为合格。评价结果中即使包含×为1个的样品作为粘贴型生物传感器100也是不合格的。第2组样品2-1～2-23为不合格。

图6为将图4A～图4C的评价结果归纳的图。横轴表示弯曲刚性，纵轴表示探针部143的粘着力。在图6中，35个样品中，将合格的样品1～10以○表示，将不合格的样品2-1～2-9和2-11～2-20以×表示。

由图5可知，样品1～10的弯曲刚性为0.010以上，更优选为0.034以上，并且，探针部143的粘着力大于0.6且3.5以下。被评价为不合格的样品2-1～2-6的弯曲刚性为0.034以上，并且探针部143的粘着力被包含于大于0.6且3.5以下的范围内，但是它们的佩戴性差被评价为×。佩戴性的评价不良的理由是因为弯曲刚性过强而皮肤10被拉伸的触感强。

因此，弯曲刚性的上限值为作为样品1～9中的最大值的1.898。佩戴性的评价为主观的，因此对于样品2-1～2-6，可以包含于作为准合格能够实施的条件。

如果仅关注于样品1～10、2-1～2-9和2-11～2-20，则即使生物体运动也能够利用粘贴型生物传感器100取得良好的生物体信息，为此，只要在将结构体101的弯曲刚性设为0.034以上的基础上，将探针部143的粘着力设定为大于0.6且3.5以下的范围，更优选为1.0以上2.5以下，进一步优选为1.3的附近即可。对于结构体101的弯曲刚性，如果为0.034以上且1.898以下，则佩戴性也变得良好。

图7为将图4A～图4C的评价结果归纳的其它图。横轴表示每单位宽度的截面二次力矩，纵轴表示探针部143的粘着力。图7中，35个样品中，将第1组的样品1～12以矩形表示，将第2组样品2-1～2-23以黑圆表示。标记的数目少于35个是因为具有相同测定值，或非常接近的测定值的样品存在多个。

图7中，粘着力超过5.0[N/cm²]的3个样品为样品2-21～2-23。这些样品的粘着力过强，粘贴型生物传感器100的剥离时，伴随着疼痛感。由此，期望粘着力为5.0[N/cm²]以下。

另一方面，粘着力为0.6[N/cm²]的样品是样品2-11～2-20。这些样品的粘着力过低而噪声高，不能够获得准确的心电数据。由此，期望粘着力为大于0.6[N/cm²]且5.0[N/cm²]以下的范围。更优选如上述那样，为1.0[N/cm²]以上3.5[N/cm²]以下，进一步优选为1.3[N/cm²]以上3.3[N/cm²]以下的范围。

由图7来看，期望截面二次力矩为将第2组除外的范围，即，0.0001[mm³]以上0.7000[mm³]以下的范围，更优选为0.0003[mm³]以上0.2300[mm³]以下的范围。

以上，实施方式的粘贴型生物传感器100通过将结构体101的弯曲刚性和探针部143的粘着力设定成上述那样的值，从而即使生物体运动也能够取得良好的生物信号(生物体信息)。

因此，能够提供能够取得良好的生物体信息的粘贴型生物传感器100。

以上，对于本发明的例示的实施方式的粘贴型生物传感器进行了说明，但是本发明并不限定于具体地公开的实施方式，能够不脱离权利要求而进行各种变形、变更。

本申请基于2019年3月26日申请的日本专利申请第2019-058328号和2020年3月4日申请的日本专利申请第2020-036712号，主张其优先权，包含这些日本专利申请的全部内容。

符号的说明

100 粘贴型生物传感器

110 压敏粘接层

120 基材层

130 电路部

140 探针

145 固定带

150 电子装置

160 电池

170 罩

Claims (8)

1.一种粘贴型生物传感器，其包含：

具有粘贴于被检体的粘贴面的压敏粘接层和电极部；

在所述压敏粘接层的粘贴面的相反面重叠而设置的基材层；以及

电子装置，所述电子装置设置于所述基材层上，且将介由所述电极部取得的生物信号进行处理，

所述压敏粘接层、所述电极部和所述基材层构成的结构体的每单位宽度的弯曲刚性为0.034［MPa・mm³/mm］以上且1.898［MPa・mm³/mm］以下，

并且，所述结构体的所述粘贴面上露出的所述电极部粘着于所述被检体的粘着力为1.3［N/cm²］以上且3.3［N/cm²］以下，能够抑制被粘贴的部分的被检体的表面产生褶皱。

2.根据权利要求1所述的粘贴型生物传感器，

所述结构体的每单位宽度的截面二次力矩为0.0001［mm³］以上0.7000［mm³］以下。

3.根据权利要求1或2所述的粘贴型生物传感器，所述电极部与所述压敏粘接层的所述粘贴面的至少一部分一体化。

4.根据权利要求1或2所述的粘贴型生物传感器，所述电极部具有规定的图案形状的电极。

5.根据权利要求1或2所述的粘贴型生物传感器，其进一步包含：

将所述电极部与所述电子装置进行连接的电路部；以及

形成有所述电路部，且设置于所述基材层上的基板。

6.根据权利要求5所述的粘贴型生物传感器，在所述基板上安装有所述电子装置。

7.根据权利要求5所述的粘贴型生物传感器，其进一步包含第2基板，所述第2基板形成有所述电路部，且设置于所述基材层上。

8.根据权利要求6所述的粘贴型生物传感器，其进一步包含第2基板，所述第2基板形成有所述电路部，且设置于所述基材层上。

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