WO2021200805A1 - 生体センサ - Google Patents

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WO2021200805A1
WO2021200805A1 PCT/JP2021/013247 JP2021013247W WO2021200805A1 WO 2021200805 A1 WO2021200805 A1 WO 2021200805A1 JP 2021013247 W JP2021013247 W JP 2021013247W WO 2021200805 A1 WO2021200805 A1 WO 2021200805A1
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biosensor
adhesive layer
skin
base material
sticking
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PCT/JP2021/013247
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千春 小田根
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日東電工株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a biosensor.
  • biosensors that measure biometric information such as electrocardiogram, pulse wave, electroencephalogram, and myoelectricity are used.
  • the biosensor is provided 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. I'm in contact.
  • Biometric information is measured by acquiring electrical signals related to biometric information with bioelectrodes.
  • a biosensor for example, a polymer layer having an electrode on one surface is provided, and dimethylvinyl-terminated dimethylsiloxane (DSDT) and tetramethyltetravinylcyclotetrasiloxane (TTC) are used as the polymer layer in a predetermined ratio.
  • DSDT dimethylvinyl-terminated dimethylsiloxane
  • TTC tetramethyltetravinylcyclotetrasiloxane
  • a biocompatible polymer substrate using a polymerized polymer substrate is disclosed (see, for example, Patent Document 1).
  • a polymer layer is attached to human skin, electrodes detect myocardial-derived voltage signals from human skin, and a data acquisition module detects myocardial-derived voltage signals. Is received and recorded.
  • the biocompatible polymer substrate of Patent Document 1 has a polymer layer attached to the living body, there is a problem that the polymer layer is easily peeled off from the skin due to skin movement, sweat, or the like.
  • a biosensor such as a biocompatible polymer substrate is often used by being attached to the skin for a long time, if the biosensor is peeled off from the skin during use, it may not be possible to stably measure biometric information. ..
  • One aspect of the present invention is to provide a biosensor that can be stably attached to a living body.
  • One aspect of the biological sensor according to the present invention is a biological sensor that is attached to a living body to acquire a biological signal, and is provided with a cover member and a porous base material having a porous structure provided on the living body side of the cover member.
  • the sticking layer having the porous base material and the first adhesive layer provided on the surface of the porous base material on the living body side is attached in a direction orthogonal to the thickness direction of the sticking layer.
  • it When deformed by 5% to 15% of the length of the layer, it has a shear stress of 5 ⁇ 10 4 N / m 2 to 65 ⁇ 10 4 N / m 2 , and the moisture permeability of the pasted layer is 65 (g / m). 2 ⁇ day) to 4000 (g / m 2 ⁇ day).
  • One aspect of the biosensor according to the present invention can be stably attached to the living body.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view taken along the line II 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 the living body (subject). It is explanatory drawing which shows an example of the test method for measuring the shear stress at the time of 10% deformation of a sticking layer. It is explanatory drawing which shows an example of the test method for measuring the shear stress at the time of 30% deformation of a biological sensor. It is explanatory drawing which shows the peeling position of a biological sensor.
  • the biosensor according to this embodiment will be described.
  • the living body means a human body (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, particularly for a human body.
  • a case where the biosensor is attached to the skin which is a part of the living body and the biometric information is measured will be described.
  • FIG. 1 is a perspective view showing a configuration of a biosensor according to the present embodiment
  • FIG. 2 is a sectional view taken along line I-I of FIG. 1
  • FIG. 3 is a sectional view taken along 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 includes a cover member 10, a first laminated sheet (first laminated body) 20, an electrode 30, a second laminated sheet (second laminated body) 40, and a sensor unit 50.
  • the biological sensor 1 attaches the first laminated sheet 20, the electrode 30, and the second laminated sheet 40 to the skin 2 which is a living body, and acquires a biological signal.
  • the cover member 10, the first laminated sheet 20, and the second laminated sheet 40 have substantially the same outer shape in a plan view.
  • the sensor unit 50 is installed on the second laminated sheet 40 and is housed in the storage space S formed by the cover member 10 and the first laminated sheet 20.
  • a three-dimensional Cartesian coordinate system in three axial directions (X-axis direction, Y-axis direction, Z-axis direction) is used, the lateral direction of the biosensor is the X-axis direction, the longitudinal direction is the Y-axis direction, and the height is high.
  • the vertical 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 biosensor 1 attaches the sticking layer 21 forming a part of the first laminated sheet 20 to 5% of the length of the sticking layer 21 in the directions orthogonal to the thickness direction (X-axis direction and Y-axis direction). It has a shear stress of 5 ⁇ 10 4 N / m 2 to 65 ⁇ 10 4 N / m 2 when deformed by ⁇ 15%, and the moisture permeability of the sticking layer 21 is 65 (g / m 2 ⁇ day) to 4000 (g / m 2.day). g / m 2 ⁇ day).
  • the inventor of the present application reduces the shear stress when the sticking layer 21 is deformed in the length direction (X-axis direction and Y-axis direction) to be appropriately softened, and keeps the moisture permeability of the sticking layer 21 within a predetermined range.
  • the amount of deformation when the sticking layer 21 is deformed in the directions orthogonal to the thickness direction (X-axis direction and Y-axis direction) is 8% to 12% of the length of the sticking layer 21. Is preferable, 9.5% to 10.5% is more preferable, and 10% is most preferable.
  • the shear stress when the sticking layer 21 is deformed by 5% to 15% of the length of the sticking layer 21 in the directions orthogonal to the thickness direction (X-axis direction and Y-axis direction) is 5 ⁇ 10 4 It is preferably N / m 2 to 15 ⁇ 10 4 N / m 2 , and more preferably 6 ⁇ 10 4 N / m 2 to 12 ⁇ 10 4 N / m 2 .
  • the moisture permeability of the sticking layer 21 is preferably 50 (g / m 2 ⁇ day) to 5000 (g / m 2 ⁇ day), and 2000 (g / m 2 ⁇ day) to 4800 (g / m 2 ⁇ day). It is more preferably 2500 (g / m 2 ⁇ day) to 4500 (g / m 2 ⁇ day).
  • the moisture permeability can be calculated by a known method, for example, by a moisture permeability test called a cup method, a MOCON method, or the like.
  • the cup method is a method in which water vapor permeated through a material to be measured is absorbed by a hygroscopic agent contained in a cup, and the moisture permeability is measured from a change in the weight of the absorbed hygroscopic agent.
  • the MOCON method is a method of measuring water vapor passing through a material to be measured by using an infrared sensor.
  • the stress at the interface between the second laminated sheet 40 and the skin 2 can be relaxed, so that the biosensor 1 can be more flexibly deformed with respect to the contact surface with the skin 2. It is possible to further prevent the biosensor 1 from peeling off from the skin 2.
  • the amount of deformation when the biosensor 1 is deformed in the total length direction (Y-axis direction) is preferably 28% to 32% of the length of the sticking layer 21, preferably 29.5% to 30.5. It is more preferably%, and most preferably 30%.
  • the cover member 10 is located on the outermost side (+ Z-axis direction) of the biosensor 1 and is adhered to the upper surface of the first laminated sheet 20.
  • the cover member 10 has a projecting portion 11 projecting substantially above the dome in the height direction (+ Z axis direction) of FIG. 1 at the central portion in the longitudinal direction (Y-axis direction), and is inside 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 cover member 10 is formed flat. Inside the protruding portion 11 (on the sticking side), 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 through hole 211a of the porous base material 211.
  • the cover member 10 for example, a flexible material such as silicone rubber, fluororubber, or urethane rubber can be used. Further, the cover member 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 cover member 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 cover member 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 cover member 10 is preferably 40 to 70, more preferably 50 to 60.
  • the third adhesive layer 42 provided on the surface on the sticking side ( ⁇ Z axis direction) of the second base material 41 when the skin 2 is stretched by body movement. Can easily relieve the stress at the interface with the skin 2.
  • the hardness (hardness) refers to Shore A hardness.
  • the first laminated sheet 20 is provided so as to be adhered to the lower surface of the cover member 10.
  • the first laminated sheet 20 has a through hole 20a at a position facing the protruding portion 11 of the cover member 10.
  • the through hole 20a allows the sensor body 52 of the sensor unit 50 to be housed in the storage space S formed by the recess 11a on the inner surface of the cover member 10 and the through hole 20a without being blocked by the first laminated sheet 20. can.
  • the first laminated sheet 20 has a sticking layer 21 and a second adhesive layer 22 provided on the surface on the cover member 10 side (+ Z axis direction).
  • the sticking layer 21 has a porous base material 211 and a first adhesive layer 212 provided on the surface of the porous base material 211 on the living body side ( ⁇ Z axis direction).
  • the porous 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 porous base material 211.
  • the moisture permeability of the porous substrate 211 is preferably 100 (g / m 2 ⁇ day) to 5000 (g / m 2 ⁇ day), and 1000 (g / m 2 ⁇ day) to 4500 (g / m 2). ⁇ Day) is more preferred, and 2000 (g / m 2 ⁇ day) to 4100 (g / m 2 ⁇ ⁇ day) is even more preferred.
  • the porous base material 211 allows water vapor that has entered from one surface side to enter the porous base material 211. Can be stably discharged from the other surface side.
  • 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 porous base material 211 can be appropriately set, and can be, for example, 0.5 mm to 1.5 mm.
  • the porous base material 211 has a through hole 211a at a position facing the protruding portion 11 of the cover member 10.
  • the through hole 20a can be formed by forming the first adhesive layer 212 and the second adhesive layer 22 on the surface of the porous base material 211 other than the through hole 211a.
  • the first adhesive layer 212 is provided by being attached to the lower surface of the porous base material 211, and adheres the porous base material 211 and the second base material 41, and also adheres the porous base material 211 and the electrode. It has a function of adhering to 30.
  • the first adhesive layer 212 preferably has moisture permeability. Water vapor and the like generated from the skin 2 to which the biosensor 1 is attached can be released to the porous base material 211 via the first adhesive layer 212. Further, since the porous base material 211 has a bubble structure as described above, water vapor can be released to the outside of the biosensor 1 via the second adhesive layer 22. 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 third adhesive layer 42. As a result, the adhesive force of the first adhesive layer 212 is weakened by the moisture accumulated at the interface between the skin 2 and the first adhesive layer 212, and it is possible to prevent the biosensor 1 from peeling off from the skin 2.
  • the moisture permeability of the first adhesive layer 212 is preferably 1 (g / m 2 ⁇ day) or more, and more preferably 10 (g / m 2 ⁇ day) or more. Furthermore, moisture permeability of the first adhesive layer 212 is less 10000 (g / m 2 ⁇ day ).
  • moisture permeability of the first adhesive layer 212 is 10 (g / m 2 ⁇ day) or more, when the third adhesive layer 42 is attached to the skin 2, sweat or the like transmitted from the second laminated sheet 40 is externally removed. Since it can be permeated toward the skin 2, the load on the skin 2 can be suppressed.
  • the material forming the first adhesive layer 212 is preferably a material having pressure-sensitive adhesiveness, and the same material as the third adhesive layer 42 can be used, and an acrylic pressure-sensitive adhesive may be used. preferable.
  • the first adhesive layer 212 a double-sided adhesive tape formed of the above material can be used.
  • the cover member 10 is laminated on the first adhesive layer 212 to form the biosensor 1, the waterproof property of the biosensor 1 can be improved and the bonding strength with the cover member 10 can be improved.
  • the surface of the first adhesive layer 212 is formed with a wavy pattern (web pattern) in which a pressure-sensitive adhesive-forming portion in which a pressure-sensitive adhesive is present and a portion to be adhered without the pressure-sensitive adhesive are alternately formed. May be good.
  • a double-sided adhesive tape having a web pattern formed on its surface can be used as the first adhesive layer 212. By having the web pattern on the surface of the first adhesive layer 212, the adhesive can be attached to the convex portion of the surface and its periphery, and the adhesive can be prevented from being attached to the concave portion of the surface and its periphery.
  • the adhesive can be scattered on the surface of the first adhesive layer 212. can.
  • the moisture permeability of the first adhesive layer 212 tends to increase as the adhesive is thinner. Therefore, the first adhesive layer 212 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. , Moisture permeability can be improved.
  • the width between the pressure-sensitive adhesive forming portion and the portion to be adhered can be appropriately designed, and the width of the portion to be adhered is preferably, for example, 500 ⁇ m to 1000 ⁇ m, and the width of the portion to be adhered 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 first adhesive layer 212 can exhibit excellent moisture permeability while maintaining the adhesive strength.
  • the thickness of the first adhesive layer 212 can be arbitrarily set as appropriate, preferably 10 ⁇ m to 300 ⁇ m, more preferably 50 ⁇ m to 200 ⁇ m, and even more preferably 70 ⁇ m to 110 ⁇ m. When the thickness of the first adhesive layer 212 is 10 ⁇ m to 300 ⁇ m, the biosensor 1 can be made thinner.
  • the second adhesive layer 22 is provided in a state of being attached to the upper surface of the porous base material 211.
  • the second adhesive layer 22 is attached to the upper surface of the porous base material 211 at a position corresponding to the flat surface on the attachment side ( ⁇ Y axis direction) of the cover member 10, and the porous base material 211 and the cover member 10 are attached. Has the function of adhering to.
  • a silicon-based adhesive As a material for forming the second adhesive layer 22, a silicon-based adhesive, a silicon tape, or the like can be used.
  • the thickness of the second adhesive layer 22 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 first adhesive layer 212 on the sticking side ( ⁇ Z axis direction), while a part of the electrode 30 on the sensor body 52 side is connected to the wirings 53a and 53b. It is attached in a state of being sandwiched between the first adhesive layer 212 and the fourth adhesive layer 43. The portion of the electrode 30 that is not sandwiched between the first adhesive layer 212 and the fourth adhesive layer 43 comes into contact with the living body.
  • the biological signal is, for example, an electric signal representing an electrocardiographic waveform, an electroencephalogram, a pulse, or the like.
  • the electrode 30 may be embedded in the second base material 41 in a state of being exposed so as to be in contact with the skin 2.
  • 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. Complex and the like can be used. These may be used alone or in combination of two or more. Among these, a composite obtained by doping polythiophene with polyaniline as a dopant is preferable.
  • polystyrene sulfonic acid poly4-styrene sulfo
  • PEDOT poly3,4-ethylenedioxythiophene
  • 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 where the electrode 30 is stuck to the first adhesive layer 212, so that the adhesion between the electrode 30 and the skin 2 can be improved. Can be enhanced.
  • the second laminated sheet 40 has a second base material 41, a third adhesive layer 42, and a fourth adhesive layer 43.
  • the outer shape of the second base material 41 on both sides of the third adhesive layer 42 in the width direction (X-axis direction) is the width direction (X-axis direction) of the first laminated sheet 20 and the cover member 10.
  • the length of the second base material 41 (Y-axis direction) is shorter than the length of the cover member 10 and the first laminated sheet 20 (Y-axis direction).
  • Both ends of the second laminated sheet 40 in the longitudinal direction are positions where the wirings 53a and 53b of the sensor unit 50 are sandwiched between the second laminated sheet 40 and the first laminated sheet 20, and overlap with a part of the electrodes 30. It is in.
  • the fourth adhesive layer 43 is provided on the upper surface of the second base material 41, and the first adhesive layer 212 is provided on the sticking surface of the first laminated sheet 20.
  • the waterproofness and moisture permeability differ depending on the position of the sticking surface, and the adhesiveness also differs.
  • the entire biosensor 1 has the adhesiveness on the sticking surface corresponding to the first laminated sheet 20. Will have a great effect on the sticking performance to the skin 2.
  • the second base material 41 can be formed by using a flexible resin having appropriate elasticity, flexibility and toughness.
  • the material forming the second base material 41 include polyester resins such as polyethylene terephthalate (PET), polybutylene terephthalate, polytrimethylene terephthalate, polyethylene naphthalate, and polybutylene naphthalate; Acrylic resins such as polyacrylic acid, polymethacrylic acid, methyl polyacrylate, polymethylmethacrylate (PMMA), ethyl polymethacrylate, butyl polyacrylate; polyolefin resins such as polyethylene and polypropylene; polystyrene, imide-modified polystyrene , Acrylonitrile-butadiene-styrene (ABS) resin, imide-modified ABS resin, styrene-acrylonitrile copolymerized (SAN) resin, acrylonitrile-ethylene-propylene-diene-styrene (AES)
  • thermoplastic resins are waterproof (low moisture permeability). Therefore, the second base material 41 is formed by using these thermoplastic resins, so that the sweat or water vapor generated from the skin 2 is secondly generated while the biosensor 1 is attached to the skin 2 of the living body. It is possible to prevent the sensor unit 50 from entering the flexible substrate 51 side through the base material 41.
  • the second base material 41 is formed in a flat plate shape.
  • the thickness of the second 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 third adhesive layer 42 is provided on the lower surface of the second base material 41 on the sticking side ( ⁇ Z axis direction), and is a layer that comes into contact with a living body.
  • the third adhesive layer 42 preferably has pressure-sensitive adhesiveness. Since the third adhesive layer 42 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 third adhesive layer 42 is not particularly limited as long as it has pressure-sensitive adhesiveness, and examples thereof include materials having biocompatibility.
  • Examples of the material forming the third adhesive layer 42 include an acrylic pressure-sensitive adhesive and a silicone-based pressure-sensitive adhesive. Preferably, an acrylic pressure-sensitive adhesive is used.
  • 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 is a monomer component containing (meth) acrylic acid ester such as isononyl acrylate and methoxyethyl acrylate as a main component and a monomer copolymerizable with (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 third adhesive layer 42.
  • a carboxylic acid ester compatible with the acrylic polymer can be used.
  • 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 third adhesive layer 42 preferably has excellent biocompatibility.
  • the keratin peeling area ratio is preferably 0% to 50%, more preferably 1% to 15%.
  • the exfoliated area ratio of the keratin is within the range of 0% to 50%, the load on the skin 2 can be suppressed even if the third adhesive layer 42 is attached to the skin 2.
  • the third adhesive layer 42 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 first laminated sheet 20 side via the third adhesive layer 42. Further, since the first laminated sheet 20 has a bubble structure as described later, water vapor can be released to the outside of the biosensor 1 via the third adhesive layer 42. 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 third adhesive layer 42. As a result, the adhesive force of the third adhesive layer 42 is weakened by the water accumulated at the interface between the skin 2 and the third adhesive layer 42, and it is possible to prevent the biosensor 1 from peeling off from the skin.
  • the moisture permeability of the third adhesive layer 42 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. Furthermore, moisture permeability of the third adhesive layer 42 is less 10000 (g / m 2 ⁇ day ). If the moisture permeability of the third adhesive layer 42 is 300 (g / m 2 ⁇ day) or more, even if the third adhesive layer 42 is attached to the skin 2, the sweat or the like generated from the skin 2 is appropriately seconded. Since it can be permeated from the base material 41 to the outside, the burden on the skin 2 can be reduced.
  • the thickness of the third adhesive layer 42 can be arbitrarily selected and is preferably 10 ⁇ m to 300 ⁇ m. When the thickness of the third adhesive layer 42 is 10 ⁇ m to 300 ⁇ m, the biosensor 1 can be made thinner.
  • the fourth adhesive layer 43 is provided on the upper surface of the second base material 41 on the cover member 10 side (+ Z axis direction), and is a layer to which the sensor portion 50 is adhered. Since the same material as the third adhesive layer 42 can be used for the fourth adhesive layer 43, the details will be omitted.
  • the fourth adhesive layer 43 does not necessarily have to be provided, and may not be provided.
  • 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 cover member 10.
  • the sensor unit 50 includes a flexible substrate 51 on which various components for acquiring biometric information are mounted, a sensor body 52, and wiring 53a connected to the sensor 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 reverse is also possible, the positive electrode terminal is in the + Z axis direction, and the negative electrode terminal is 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 a biological signal acquired from a living body to generate biological signal data, a switch that activates a biological sensor 1, a flash memory that stores the biological signal, and a light emitting element. It has various parts to be mounted on. A circuit example 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 by wire or wirelessly 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.
  • 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 interval 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 equal to, for example, 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 a conductive adhesive, 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 is 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. Shown.
  • the biosensor 1 is released from the release paper 60 until the biosensor 1 is stuck to the skin 2. It is preferable to paste. By peeling the release paper 60 from the second base material 41 and the electrode 30 at the time of use, the adhesive strength of the second base material 41 can be maintained.
  • FIG. 6 is an explanatory view 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, one electrode 30 on the upper side, and the other electrode 30 on the lower side. ..
  • the electrode 30 is attached to the skin of the subject P by the third adhesive layer 42 of FIG. 2, and the electrode 30 is pressure-bonded to the skin of the subject P.
  • 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 biosensor 1 includes the cover member 10 and the porous base material 211, and the sticking layer 21 having the porous base material 211 and the first adhesive layer 212 is orthogonal to the thickness direction of the sticking layer 21.
  • the shear stress When deformed by 5% to 15% of the length of the sticking layer 21 in the direction (X-axis direction or Y-axis direction), there is a shear stress of 5 ⁇ 10 4 N / m 2 to 65 ⁇ 10 4 N / m 2.
  • the moisture permeability of the sticking layer 21 is 65 (g / m 2 ⁇ day) to 4000 (g / m 2 ⁇ day).
  • the shear stress when the sticking layer 21 is deformed is increased to soften it, and the moisture permeability of the sticking layer 21 is kept within a predetermined range to improve the air permeability, so that the entire sticking layer 21 is appropriate.
  • the attachment side of the second base material 41 (-) Since the stress generated at the interface between the third adhesive layer 42 provided on the surface (in the Z-axis direction) and the skin 2 can be relaxed, it is possible to prevent the biosensor 1 from peeling off from the skin 2. Therefore, the biosensor 1 can be stably attached to the skin 2.
  • the electrode 30 is provided on a part of the sticking surface of the first adhesive layer 212, and the porous base material 211 has a through hole 211a in a substantially central portion thereof. Therefore, it is important that the first adhesive layer 212 easily follows the movement of the skin 2 and that the biosensor 1 is flexible.
  • the shearing force of the sticking layer 21 is set within a predetermined range, the shear stress when the sticking layer 21 is deformed is increased to soften it, and the moisture permeability of the sticking layer 21 is within a predetermined range. Therefore, the air permeability can be enhanced and the entire sticking layer 21 can be provided with appropriate flexibility.
  • the biosensor 1 can suppress peeling of at least a part of the biosensor 1 from the subject's skin 2 even if the subject moves during its use, so that the biometric information can be stably obtained from the skin 2. Can be measured.
  • the biosensor 1 can be provided with the second adhesive layer 22 on the surface on the cover member 10 side which is the upper surface of the sticking layer 21.
  • the first laminated sheet 20 can be made softer, so that when the skin 2 is stretched by body movement, the first adhesive layer 212 and the third adhesive layer 42 are more deformed along the interface with the skin 2.
  • the stress generated at the interface between the first adhesive layer 212 and the third adhesive layer 42 and the skin 2 can be further relaxed. Therefore, since the biosensor 1 can further suppress the peeling from the skin 2, it is possible to maintain the state of being more stably attached to the skin 2.
  • the biosensor 1 can set the hardness of the cover member 10 to 40 to 70.
  • the cover member 10 can have an appropriate softness, so that it is possible to reduce the hindrance of deformation of the second laminated sheet 40 by the cover member 10. Therefore, when the skin 2 is stretched due to body movement, the third adhesive layer 42 can be more easily deformed along the interface with the skin 2, so that the stress at the interface between the third adhesive layer 42 and the skin 2 can be easily deformed. Can be further relaxed. Therefore, since the biosensor 1 can suppress the peeling from the skin 2 more stably, the state of being attached to the skin 2 can be maintained more stably.
  • the biosensor 1 can set the moisture permeability of the porous base material 211 to 100 (g / m 2 ⁇ day) to 5000 (g / m 2 ⁇ day).
  • the porous base material 211 can stably release the water vapor generated in the skin 2 to the outside of the biological sensor 1 via the first adhesive layer 212 and the second adhesive layer 22, so that the porous base material 211 can be peeled off from the skin 2. Can be further suppressed.
  • the biosensor 1 is 5 ⁇ 10 4 N / m 2 to 25 ⁇ 10 4 N when the biosensor 1 is deformed by 25% to 35% of the total length (Y-axis direction) of the biosensor 1 with respect to the contact surface with the skin 2. It can have a shear stress of / m 2.
  • the amount of deformation of the biosensor with respect to the contact surface with the skin 2 is 20% or less of the total length of the biosensor 1.
  • its shear stress can be 5 ⁇ 10 4 N / m 2 to 25 ⁇ 10 4 N / m 2 , so that the biosensor 1 can be used.
  • the biosensor 1 can be more stably suppressed from peeling from the skin 2, so that the state of attachment to the skin 2 is more stable. Can be maintained.
  • the biosensor 1 includes an electrode 30, a second base material 41, and a sensor body 52, the cover member 10 has a concave portion 11a formed on the skin 2 side, and the porous base material 211 corresponds to the depression 11a.
  • a through hole 211a is provided at the position where the through hole 211a is formed, and the accommodation space S can be formed by the recess 11a and the through hole 211a. Even if the biosensor 1 is provided with the sensor body 52 inside, the first adhesive layer 212 can further suppress peeling from the skin 2 and can maintain a state of being stably attached to the skin 2.
  • the biological sensor 1 includes a third adhesive layer 42, and the first adhesive layer 212 and the third adhesive layer 42 can form a surface to be attached to the living body.
  • the third adhesive layer 42 can further suppress the peeling from the skin 2, and the third adhesive layer 42 is stable on the skin 2. Can be maintained in a sticky state.
  • the biosensor 1 can be provided with a through hole 31 in the electrode 30.
  • the adhesion between the electrode 30 and the skin 2 can be improved. Therefore, in the biosensor 1, the electrode 30 is stuck to the first sticky layer 212. Even if it is, it is possible to prevent the first adhesive layer 212 from peeling off from the skin 2, and it is possible to maintain a state in which the first adhesive layer 212 is stably attached to the skin 2.
  • the biosensor 1 can be made difficult to peel off from the skin 2 as described above, it can be suitably used for, for example, a wearable device for healthcare such as a biosensor.
  • the first adhesive layer (long-term sticking tape 1) is formed on the lower surface of a rectangular-shaped porous base material 1 (polyolefin foam sheet (“Folec®”, manufactured by Inoac Corporation, thickness: 0.5 mm)). (Manufactured by Nitto Denko Corporation, thickness: 70 ⁇ m)) was formed to form a sticking layer.
  • the long-term sticking tape 1 had an adhesive-free adhesive-forming portion having a width of about 500 ⁇ m and adhesive on its surface.
  • a double-sided adhesive tape having a wavy pattern (web pattern) formed so that the width of the adhesive-free portion is about 1500 ⁇ m.
  • a second adhesive layer for silicone is formed on the upper surface of the adhesive layer.
  • Tape 1 (“ST503 (HC) 60”, manufactured by Nitto Denko Corporation, thickness: 60 ⁇ m) was formed to prepare a first laminated sheet.
  • Adhesive 1 (Permilol) as a third adhesive layer on both sides of a rectangular base material 1 (PET ("PET-50-SCA1 (white)", manufactured by Mitsui Bussan Plastics Co., Ltd.), thickness: 38 ⁇ m) , Nitto Denko KK), moisture permeability: 21 (g / m 2 ⁇ day)) was attached to prepare a second laminated sheet which is a skin tape.
  • a cover member was produced by forming a coat layer having a shore hardness of A40 formed of silicone rubber on a support formed by using PET as a base resin and molding it into a predetermined shape.
  • a sensor unit including a battery and a control unit was installed in the central portion of the upper surface of the second laminated sheet. After that, a pair of electrodes were attached to the attachment surface side of the first adhesive layer while being sandwiched between the first adhesive layer and the second laminated sheet of the first laminated sheet, and the electrodes and the wiring of the sensor unit were connected. .. After that, the cover member was laminated on the first laminated sheet so that the sensor unit was arranged in the accommodation space formed by the first laminated sheet and the cover member, to produce a biosensor.
  • the biosensor was used as a cover member, a laminated body of the first laminated sheet and the second laminated sheet, and the laminated body was used to prepare a test body having a size of 1 cm in width ⁇ 4 cm in length.
  • the adhesive surface of the test piece was attached to a collagen film (“Nippi Casing # 300”, manufactured by Nippi Collagen Co., Ltd.) fixed to a stainless steel plate (SUS plate) to prepare a test piece.
  • the test piece was pulled parallel to the stainless steel plate at a rate of 360 mm / min until the length of the test piece was deformed by 30%, and the shear stress when the test piece was deformed by 30% in the length direction was measured.
  • the sticking stability of the biosensor was evaluated by sticking it on the skins of a plurality of men and women for 24 hours, and observing the presence or absence of peeling and the peeling position at that time. If the biosensor did not peel off from the skin of multiple men or women even once, the stability of application was evaluated as excellent (marked A in Table 1), and the skin of multiple men or women was evaluated. If it is peeled off several times, it is evaluated as good (marked B in Table 1), and if it is peeled off from the skin of all men or women, the stability of sticking the biosensor is poor. Evaluation (C mark in Table 1) was performed.
  • the peeling position is the region between the central portion of the adhesive layer and the electrode in the plan view of the biosensor (region A in FIG. 9) or the region where the electrode is arranged in the plan view of the biosensor (FIG. 9). It was confirmed whether it was the area B) of.
  • Example 2 In Example 1, the same procedure as in Example 1 was carried out except that the thickness of the porous base material 1 was changed to change the shearing force when the porous base material 1 was deformed.
  • Example 7 In Example 1, the thickness of the porous base material 1 was changed, the type of the second adhesive layer of the first laminated sheet was changed to the following long-term sticking tape 2, and the shearing force when the sticking layer was deformed was increased. Along with the change, the type of cover member was changed. Other than that, it was carried out in the same manner as in Example 1.
  • the long-term sticking tape 2 is a double-sided adhesive tape that is formed of the same adhesive as the long-term sticking tape 1 and does not have a wavy pattern on its surface.
  • -Second adhesive layer Tape for long-term sticking 2 (manufactured by Nitto Denko, thickness: 60 ⁇ m)
  • Example 8 In Example 1, the thickness of the porous base material 1 was changed, the type of the second adhesive of the sheet layer was changed to the following long-term sticking tape 3, and the shearing force when the sticking layer was deformed was changed. Except for the above, the procedure was the same as in Example 1. -Second adhesive: long-term sticking tape 3 ("SLY-25", manufactured by Nitto Denko Corporation), thickness: 25 ⁇ m)
  • Example 1 In Example 1, the same procedure as in Example 1 was carried out except that the porous base material 1 was not used.
  • Example 2 In Example 1, when the porous base material 1 is changed to the porous base material 2, the type of the first adhesive layer on the lower surface side of the second laminated sheet is changed to the following long-term sticking tape 2, and the sticking layer is deformed. This was carried out in the same manner as in Example 1 except that the shearing force of the above was changed.
  • -Perforated base material 2 "Borara”, manufactured by Sekisui Chemical Co., Ltd.), thickness: 1 mm
  • -Second adhesive Tape for long-term application 2 ("SLY-25", manufactured by Nitto Denko, thickness: 35 ⁇ m)
  • Table 1 shows the types of cover members, the configuration of the first laminated sheet, the configuration of the second laminated sheet, and the evaluation results of the characteristics of the biosensor in each of the examples and comparative examples.
  • the shear stress when the sticking layer was deformed by 10% was 15 ⁇ 10 4 N / m 2 or less, and the moisture permeability of the sticking layer was 92.4 (g). It was / m 2 ⁇ day) to 3891 (g / m 2 ⁇ day).
  • the moisture permeability of the sticking layer was 76 (g / m 2 ⁇ day) or less.
  • the biosensors of Examples 1 to 8 have a shear stress of 15 ⁇ 10 4 N / m 2 or less when the sticking layer is deformed by 10%, and the sticking layer has a shear stress of 15 ⁇ 10 4 N / m 2.
  • the moisture permeability from 92.4 (g / m 2 ⁇ day) to 3891 (g / m 2 ⁇ day)
  • the biosensor according to the present embodiment can be stably attached to the skin, it can be said that an electric signal obtained from the living body can be stably detected with high sensitivity. Therefore, it can be said that the biosensor can be effectively used to bring the biosensor into close contact with the skin of the subject and continuously measure the electrocardiogram for a long time (for example, 24 hours).

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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、カバー部材と、前記カバー部材の前記生体側に設けられた、多孔構造を有する多孔基材とを備え、前記多孔基材と、前記多孔基材の前記生体側の面に設けられる第１粘着層とを有する貼付層は、前記貼付層の厚さ方向に対して直交する方向に前記貼付層の長さの５％～１５％変形させた時に５×１０4Ｎ／ｍ2～６５×１０4Ｎ／ｍ2の剪断応力を有し、前記貼付層の透湿度が６５（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～４０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）である。

Description

生体センサ
　本発明は、生体センサに関する。
　病院や診療所等の医療機関、介護施設又は自宅等において、例えば、心電、脈波、脳波又は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ている。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、電極を一方の面に有するポリマー層を備え、ポリマー層として、ジメチルビニル末端ジメチルシロキサン（ＤＳＤＴ）とテトラメチルテトラビニルシクロテトラシロキサン（ＴＴＣ）とを所定の比率で重合させてなるものを用いた生体適合性ポリマー基板が開示されている（例えば、特許文献１参照）。
　特許文献１に開示されている生体適合性ポリマー基板では、ポリマー層が人の皮膚に貼り付けられて、電極が人の皮膚から心筋由来電圧信号を検出し、データ取得用モジュールで心筋由来電圧信号を受信して記録している。 
日本国特開２０１２－１０９７８号公報
　しかしながら、特許文献１の生体適合性ポリマー基板は、ポリマー層を生体に貼り付けているため、皮膚の動きや汗等によって、ポリマー層が皮膚から剥がれ易いという問題があった。特に、生体適合性ポリマー基板のような生体センサは皮膚に長時間貼り付けて使用される場合が多いため、使用時に生体センサが皮膚から剥がれると、生体情報を安定して測定できない可能性がある。
　本発明の一態様は、生体に安定して貼付け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、カバー部材と、前記カバー部材の前記生体側に設けられた、多孔構造を有する多孔基材とを備え、前記多孔基材と、前記多孔基材の前記生体側の面に設けられる第１粘着層とを有する貼付層は、前記貼付層の厚さ方向に対して直交する方向に前記貼付層の長さの５％～１５％変形させた時に５×１０4Ｎ／ｍ2～６５×１０4Ｎ／ｍ2の剪断応力を有し、前記貼付層の透湿度が６５（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～４０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）である。
　本発明に係る生体センサの一態様は、生体に安定して貼付けることができる。
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。 貼付層の１０％変形時の剪断応力を測定する試験方法の一例を示す説明図である。 生体センサの３０％変形時の剪断応力を測定する試験方法の一例を示す説明図である。 生体センサの剥がれ位置を示す説明図である。
　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チルダ「～」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）、並びに牛、馬、豚、鶏、犬及び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。本実施形態では、一例として、生体の一部である皮膚に生体センサを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I－I断面図であり、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、カバー部材１０、第１積層シート（第１積層体）２０、電極３０、第２積層シート（第２積層体）４０及びセンサ部５０を有し、カバー部材１０側から第２積層シート４０側に向かって、カバー部材１０、第１積層シート２０、電極３０及び第２積層シート４０の順に積層することで形成される。生体センサ１は、第１積層シート２０、電極３０及び第２積層シート４０を生体である皮膚２に貼付して生体信号を取得する。カバー部材１０、第１積層シート２０及び第２積層シート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、第２積層シート４０の上に設置され、カバー部材１０及び第１積層シート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、生体センサの短手方向をＸ軸方向、長手方向を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（被検体）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（被検体）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。
　生体センサ１は、第１積層シート２０の一部を構成する貼付層２１を、その厚さ方向に対して直交する方向（Ｘ軸方向及びＹ軸方向）に貼付層２１の長さの５％～１５％変形させた時に５×１０4Ｎ／ｍ2～６５×１０4Ｎ／ｍ2の剪断応力を有し、貼付層２１の透湿度を６５（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～４０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）としている。本願発明者は、貼付層２１をその長さ方向（Ｘ軸方向及びＹ軸方向）に変形させた時の剪断応力を小さくして適度に柔らかくすると共に、貼付層２１の透湿度を所定の範囲として通気性を高めて生体センサに適度な柔軟性を持たせることに着目した。このような構成にすれば、生体センサ１の被験者の皮膚への圧着や生体の動き（体動）等により皮膚２が伸長しても、第１積層シート２０及び第２積層シート４０と皮膚２との界面の応力を緩和できるため、生体センサ１が皮膚２から剥がれるのを抑制することができることを見出した。
　なお、貼付層２１を、その厚さ方向に対して直交する方向（Ｘ軸方向及びＹ軸方向）に変形させる際の変形量は、貼付層２１の長さの８％～１２％であることが好ましく、９．５％～１０．５％であることがより好ましく、１０％であることが最も好ましい。
　貼付層２１を、その厚さ方向に対して直交する方向（Ｘ軸方向及びＹ軸方向）に貼付層２１の長さの５％～１５％変形させた時の剪断応力は、５×１０4Ｎ／ｍ2～１５×１０4Ｎ／ｍ2のであることが好ましく、６×１０4Ｎ／ｍ2～１２×１０4Ｎ／ｍ2であることがより好ましい。貼付層２１の長さの５％～１５％変形させた時の剪断応力を５×１０4Ｎ／ｍ2～１５×１０4Ｎ／ｍ2とすることで、貼付層２１の柔軟性をより安定して高めることができる。
　貼付層２１の透湿度は、５０（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～５０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）であることが好ましく、２０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～４８００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）であることがより好ましく、２５００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～４５００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）であることがさらに好ましい。貼付層２１の透湿度を５０（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～５０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）とすることで、第１積層シート２０の柔軟性をより安定して維持することができる。
　透湿度は、公知の方法により算出することができ、例えば、カップ法やＭＯＣＯＮ法等と呼ばれる透湿性試験により算出することができる。カップ法は、測定対象となる材料を透過した水蒸気を、カップに入っている吸湿剤に吸水させ、吸水した吸湿剤の重量変化から透湿度を測定する方法である。ＭＯＣＯＮ法とは、測定対象となる材料を透過する水蒸気を、赤外線センサを用いて測定する方法である。
　また、生体センサ１は、皮膚２との接触面に対して生体センサ１の全長（Ｙ軸方向）の２５％～３５％変形させた時に５×１０4Ｎ／ｍ2～２５Ｎ×１０4Ｎ／ｍ2の剪断応力を有することが好ましく、より好ましくは５．６×１０4Ｎ／ｍ2～２０×１０4Ｎ／ｍ2／であり、さらに好ましくは６．９×１０4Ｎ／ｍ2～１３×１０4Ｎ／ｍ2である。この前段応力の範囲内であれば、第２積層シート４０と皮膚２との界面の応力を緩和できるため、生体センサ１が皮膚２との接触面に対してより柔軟に変形することができ、生体センサ１が皮膚２から剥がれるのをさらに抑制できる。
　なお、生体センサ１を、その全長方向（Ｙ軸方向）に変形させる際の変形量は、貼付層２１の長さの２８％～３２％であることが好ましく、２９．５％～３０．５％であることがより好ましく、３０％であることが最も好ましい。
［カバー部材］
　図１～図３に示すように、カバー部材１０は、生体センサ１の最も外側（＋Ｚ軸方向）に位置しており、第１積層シート２０の上面に接着されている。カバー部材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、カバー部材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、多孔基材２１１の貫通孔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。
　カバー部材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することができる。また、カバー部材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することができる。カバー部材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、カバー部材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。
　カバー部材１０の突出部１１の上面及び側壁の厚さは、カバー部材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を保護することができる。
　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。
　カバー部材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。カバー部材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、第２基材４１の貼付側（－Ｚ軸方向）の面に設けられる第３粘着層４２が皮膚２との界面の応力を緩和し易くすることができる。なお、硬度（硬さ）は、ショアＡ硬度をいう。
［第１積層シート］
　図３に示すように、第１積層シート２０は、カバー部材１０の下面に接着して設けられている。第１積層シート２０は、カバー部材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を、第１積層シート２０に遮られることなく、カバー部材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に収納させることができる。
　第１積層シート２０は、貼付層２１と、カバー部材１０側（＋Ｚ軸方向）の面に設けられる第２粘着層２２とを有している。
（貼付層）
　図３に示すように、貼付層２１は、多孔基材２１１と、多孔基材２１１の生体側（－Ｚ軸方向）の面に設けられた第１粘着層２１２とを有している。
（（多孔基材））
　多孔基材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することができる。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、多孔基材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。
　多孔基材２１１の透湿度は、１００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～５０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）であることが好ましく、１０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～４５００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）であることがより好ましく、２０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～４１００（ｇ／ｍ2／・ｄａｙ）であることがさらに好ましい。貼付層２１の透湿度を１００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～５０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）とすることで、多孔基材２１１は一方の面側から侵入した水蒸気を多孔基材２１１内を通過させて、他方の面側から安定して放出することができる。
　多孔基材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。
　多孔基材２１１の厚さは、適宜設定可能であり、例えば、０．５ｍｍ～１．５ｍｍとすることができる。
　多孔基材２１１は、カバー部材１０の突出部１１に対向する位置に貫通孔２１１ａを有する。多孔基材２１１の貫通孔２１１ａ以外の表面に第１粘着層２１２及び第２粘着層２２が形成されることで、貫通孔２０ａを形成することができる。
（（第１粘着層））
　図３に示すように、第１粘着層２１２は、多孔基材２１１の下面に貼り付けられて設けられており、多孔基材２１１と第２基材４１を接着すると共に多孔基材２１１と電極３０とを接着する機能を有する。
　第１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第１粘着層２１２を介して多孔基材２１１に逃がすことができる。さらに、多孔基材２１１は、上述の通り、気泡構造を有するため、第２粘着層２２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と第３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と第１粘着層２１２との界面に溜まった水分により第１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することができる。
　第１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、第１粘着層２１２の透湿度は、１００００（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以下である。第１粘着層２１２の透湿度が１０（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以上であれば、第３粘着層４２を皮膚２に貼着した際、第２積層シート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。
　第１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、第３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。
　第１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。第１粘着層２１２の上に、カバー部材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、カバー部材１０との接合強度を向上させることができる。
　第１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。第１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。第１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、第１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、第１粘着層２１２の表面に粘着剤を点在させることができる。第１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、第１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、第１粘着層２１２は、粘着力を維持しつつ優れた透湿性を発揮することができる。
　第１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。第１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。
（第２粘着層）
　図３に示すように、第２粘着層２２は、多孔基材２１１の上面に貼り付けられた状態で設けられている。第２粘着層２２は、多孔基材２１１の上面のうち、カバー部材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、多孔基材２１１とカバー部材１０とを接着する機能を有する。
　第２粘着層２２を形成する材料としては、シリコン系粘着剤やシリコンテープ等を用いることができる。
　第２粘着層２２の厚さは、適宜設定可能であり、例えば、１０μｍ～３００μｍとすることができる。
（電極）
　図３に示すように、電極３０は、第１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、第１粘着層２１２と第４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、第１粘着層２１２と第４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、生体信号を検出することができる。生体信号は、例えば、心電波形、脳波、脈拍等を表す電気信号である。なお、電極３０は、第２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。これらの中でも、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、ポリ３、４－エチレンジオキシチオフェン（ＰＥＤＯＴ）にポリスチレンスルホン酸（ポリ４－スチレンサルフォネート；ＰＳＳ）をドープしたＰＥＤＯＴ／ＰＳＳ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。これにより、電極３０は、第１粘着層２１２に貼り付けられた状態で、貫通孔３１から第１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。
［第２積層シート］
　図３に示すように、第２積層シート４０は、第２基材４１と、第３粘着層４２と、第４粘着層４３とを有している。
（第２基材）
　図３に示すように、第２基材４１は、第３粘着層４２の幅方向（Ｘ軸方向）の両側の外形形状は、第１積層シート２０及びカバー部材１０の幅方向（Ｘ軸方向）の両側の外形形状と略同一である。第２基材４１の長さ（Ｙ軸方向）は、カバー部材１０及び第１積層シート２０の長さ（Ｙ軸方向）よりも短く形成されている。第２積層シート４０の長手方向の両端は、センサ部５０の配線５３ａ及び５３ｂを第２積層シート４０と第１積層シート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、第２基材４１の上面に第４粘着層４３が設けられ、第１積層シート２０の貼付面には第１粘着層２１２が設けられる。第２積層シート４０の第４粘着層４３と、第２積層シート４０の長手方向の両端からはみ出した第１積層シート２０の第１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、第１積層シート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。
　第２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。第２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、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、第２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第２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。
　第２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。
　第２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。
（第３粘着層）
　図３に示すように、第３粘着層４２は、第２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。
　第３粘着層４２は、感圧接着性を有することが好ましい。第３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。
　第３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。第３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、第３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。
　第３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、第３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、第３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。
　第３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第３粘着層４２を介して第１積層シート２０側に逃がすことができる。さらに、第１積層シート２０は、後述する通り、気泡構造を有するため、第３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と第３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と第３粘着層４２との界面に溜まった水分により第３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することができる。
　第３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、第３粘着層４２の透湿度は、１００００（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以下である。第３粘着層４２の透湿度が３００（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以上であれば、第３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第２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。
　第３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。第３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。
（第４粘着層）
　図４に示すように、第４粘着層４３は、第２基材４１のカバー部材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。第４粘着層４３は、第３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、第４粘着層４３は、必ずしも設ける必要はなく、設けなくてもよい。
（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、カバー部材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とを有している。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、第２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を第２基材４１及び電極３０から剥がすことで、第２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の第３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。
　このように、生体センサ１は、カバー部材１０と、多孔基材２１１と備え、多孔基材２１１と第１粘着層２１２とを有する貼付層２１を、貼付層２１の厚さ方向に対して直交する方向（Ｘ軸方向又はＹ軸方向）に貼付層２１の長さの５％～１５％変形させた時に５×１０4Ｎ／ｍ2～６５×１０4Ｎ／ｍ2の剪断応力を有し、貼付層２１の透湿度を６５（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～４０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）としている。これにより、貼付層２１を変形させた時の剪断応力を大きくなるようにして柔らかくすると共に、貼付層２１の透湿度を所定の範囲内にして通気性を高めて貼付層２１の全体が適度な柔軟性を有することができる。この結果、生体センサ１を皮膚２に貼り付けた際に、生体センサ１の被験者の皮膚２への圧着や体動等により皮膚２が伸長しても、第２基材４１の貼付側（－Ｚ軸方向）の面に設けられる第３粘着層４２と皮膚２との界面に生じる応力を緩和することができるため、生体センサ１が皮膚２から剥離するのを抑制することができる。よって、生体センサ１は、皮膚２に安定して貼付けることができる。
　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が第１粘着層２１２の貼付面の一部に設けられ、多孔基材２１１がその略中央部に貫通孔２１１ａを有しているため、第１粘着層２１２が皮膚２の動きに対して追従し易いことと、生体センサ１が柔軟であることが重要である。生体センサ１では、貼付層２１の剪断力を所定の範囲内として、貼付層２１を変形させた時の剪断応力を大きくなるようにして柔らかくすると共に、貼付層２１の透湿度を所定の範囲内にして、通気性を高めて貼付層２１の全体に適度な柔軟性を持たせることができる。そのため、電極３０が貼り付けられる第１粘着層２１２の貼付面が皮膚２から剥離するのを抑制することができる。また、生体センサ１の平面視において、多孔基材２１１の貫通孔２１１ａと電極３０の配線５３ａ及び５３ｂとの接続部分とを含む領域に位置する貼付面が皮膚２から剥離するのを抑制することができる。
　したがって、生体センサ１は、その使用時に、被験者が動いても、被験者の皮膚２から生体センサ１の少なくとも一部が剥離するのを抑制することができるので、皮膚２から生体情報を安定して測定することができる。
　また、生体センサ１は、貼付層２１の上面であるカバー部材１０側の面に第２粘着層２２を備えることができる。これにより、第１積層シート２０をより柔らかくすることができるので、体動により皮膚２が伸長した際に、第１粘着層２１２及び第３粘着層４２が皮膚２との界面に沿ってより変形し易くなり、第１粘着層２１２及び第３粘着層４２と皮膚２との界面に生じる応力をより緩和することができる。よって、生体センサ１は、皮膚２から剥離するのをより抑制することができるので、皮膚２により安定して貼付いた状態を維持することができる。
　さらに、生体センサ１は、カバー部材１０の硬度を４０～７０とすることができる。カバー部材１０の硬度が４０～７０であれば、カバー部材１０は適度な柔らかさを有することができるので、カバー部材１０により第２積層シート４０の変形が妨げられるのを軽減することができる。そのため、体動により皮膚２が伸長した際に、第３粘着層４２が皮膚２との界面に沿ってより変形し易くすることができるので、第３粘着層４２と皮膚２との界面の応力をさらに緩和することができる。よって、生体センサ１は、皮膚２から剥離するのをさらに安定して抑制することができるので、皮膚２に貼付いた状態をさらに安定して維持することができる。
　また、生体センサ１は、多孔基材２１１の透湿度を１００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～５０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）とすることができる。これにより、多孔基材２１１は皮膚２で発生する水蒸気を第１粘着層２１２及び第２粘着層２２を介して生体センサ１の外部に安定して放出することができるため、皮膚２からの剥離をより抑制することができる。
　また、生体センサ１は、皮膚２との接触面に対して生体センサ１の全長（Ｙ軸方向）の２５％～３５％変形させた時に５×１０4Ｎ／ｍ2～２５×１０4Ｎ／ｍ2の剪断応力を有することができる。一般に、生体センサが皮膚に貼付された際、生体センサの皮膚２との接触面に対する変形量は、生体センサ１の全長の２０％以下である。生体センサ１は、その全長の２５％～３５％変形させても、その剪断応力を５×１０4Ｎ／ｍ2～２５×１０4Ｎ／ｍ2とすることができるので、生体センサ１を皮膚２に張り付けた際、体動により皮膚２が伸長しても、生体センサ１が皮膚２から剥離するのをより安定して抑制することができるので、皮膚２にさらに安定して貼付いた状態を維持することができる。
　また、生体センサ１は、電極３０、第２基材４１及びセンサ本体５２を備え、カバー部材１０は皮膚２側に凹状に形成された窪み１１ａを有し、多孔基材２１１は窪み１１ａに対応する位置に貫通孔２１１ａを有し、窪み１１ａと貫通孔２１１ａとにより収容空間Ｓを形成することができる。生体センサ１は、センサ本体５２を内部に備えても、第１粘着層２１２が皮膚２からの剥離をより抑制することができ、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。
　また、生体センサ１は、第３粘着層４２を備え、第１粘着層２１２と第３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。生体センサ１は、第３粘着層４２が皮膚に接触している場合でも、第３粘着層４２が皮膚２からの剥離をより抑制することができ、第３粘着層４２が皮膚２に安定して貼付いた状態を維持することができる。
　また、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から第１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ので、生体センサ１は、電極３０が第１粘着層２１２に貼り付けられていても、第１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。
　このように、生体センサ１は、上記の通り、皮膚２から剥離し難くすることができることから、例えば、生体センサ等の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。
＜実施例１＞
［生体センサの作製］
（第１積層シートの作製）
　矩形状に形成された多孔基材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）の下面に第１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、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、貼付層の上面に第２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、第１積層シートを作製した。
（第２積層シートの作製）
　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）の両面に第３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第２積層シートを作製した。
（カバー部材の作製）
　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、カバー部材を作製した。
（生体センサの作製）
　第２積層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、第１積層シートの第１粘着層と第２積層シートとの間に挟み込んだ状態で第１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、センサ部が第１積層シート及びカバー部材で形成される収容空間内に配置されるように、第１積層シートの上にカバー部材を積層して、生体センサを作製した。
［多孔基材の透湿度の評価］
　多孔基材１の透湿度は、ＪＩＳ Ｚ ０２０８（防湿包装材料の透湿度試験方法（カップ法））の諸条件に準拠して測定した。多孔基材１を幅５ｃｍ×長さ５ｃｍ×厚さ０．５ｍｍの大きさを有する試験体として、試験体の質量を測定した。その後、温度４０℃、相対湿度３０％の恒温恒湿環境下に２４時間放置した後、試験体の質量を測定した。厚さ５００μｍにおける多孔基材１の透湿度は、下記式（１）の通り算出した。
多孔基材の透湿度（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）＝（放置前の質量―放置後の質量）×８８２．１９２　・・・（１）
［貼付層の特性の評価］
　貼付層の特性として、貼付層の１０％変形時の剪断応力、透湿度及び保水率を評価した。
（１０％変形時の剪断応力）
　図７に示すように、貼付層（１ｃｍ×１ｃｍ）の一方の表面に両面粘着テープ（「Ｎｏ．５０００Ｓ」、日東電工社製）を貼り付けた後、一対のステンレス板（ＳＵＳ板）で挟んだ。その後、一方のステンレス板を他方のステンレス板に平行に３６０ｍｍ/分の割合で、貼付層の長さが１０％変形するまで（すなわち、１．１ｃｍ）引っ張り、貼付層をその長さ方向に１０％変形させた時の剪断応力を測定した。
（透湿度及び保水率の評価）
　貼付層の透湿度は、上記の多孔基材１の透湿度の測定方法と同様の方法により、測定した。また、貼付層の保水率は、下記式（２）の通り求めた。
貼付層の保水率（％）＝（放置前の質量―放置後の質量）／放置前の質量×１００　・・・（２）
［第２積層シートの透湿度の評価］
　第２積層シートの透湿度は、上述の多孔基材１の透湿度の測定方法と同様の方法により、測定した。
［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、生体センサを長さ方向に３０％変形させた時（生体センサの３０％変形時）の剪断応力、貼付の安定性及び剥がれ位置を評価した。
（３０％変形時の剪断応力の評価）
　図８に示すように、生体センサを、カバー部材、第１積層シート及び第２積層シートの積層体とし、積層体を用いて、幅１ｃｍ×長さ４ｃｍ大きさを有する試験体を作製した。試験体の接着面をステンレス板（ＳＵＳ板）に固定したコラーゲン膜（「ニッピケーシング＃３００」、ニッピコラーゲン社製）に貼付し試験体とした。試験体をステンレス板に平行に３６０ｍｍ/分の割合で、試験体の長さが３０％変形するまで引っ張り、その長さ方向に３０％変形させた時の剪断応力を測定した。
（貼付の安定性及び剥がれ位置の評価）
　生体センサの貼付の安定性は、複数の男性及び女性の皮膚にそれぞれ２４時間貼り付けて、剥がれの有無と、そのときの剥がれ位置を観察して評価した。生体センサが複数人の男性又は女性の皮膚から１回も剥がれなかった場合には、貼付の安定性が優良であると評価（表１中、Ａ印）し、複数人の男性又は女性の皮膚から数回剥がれた場合には、良好であると評価（表１中、Ｂ印）し、全ての男性又は女性の皮膚から剥がれた場合には、生体センサの貼付の安定性が不良であると評価（表１中、Ｃ印）した。また、剥がれ位置が、生体センサの平面視における粘着層の中央部と電極との間の領域（図９の領域Ａ）であるか生体センサの平面視における電極の配置されている領域（図９の領域Ｂ）であるか確認した。
＜実施例２＞
　実施例１において、多孔基材１の厚さを変更して多孔基材１を変形した時の剪断力を変更したこと以外は、実施例１と同様にして行った。
＜実施例３～６＞
　実施例１において、多孔基材１の厚さを変更して多孔基材１を変形した時の剪断力を変更すると共に、カバー部材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。
＜実施例７＞
　実施例１において、多孔基材１の厚さを変更し、第１積層シートの第２粘着層の種類を下記の長期貼付用テープ２に変更して、貼付層を変形した時の剪断力を変更すると共に、カバー部材の種類を変更した。それ以外は、実施例１と同様にして行った。なお、長期貼付用テープ２は、長期貼付用テープ１と同じ粘着剤で形成され、表面に波状の模様が形成されていない両面粘着テープである。
・第２粘着層：長期貼付用テープ２（日東電工社製、厚さ：６０μｍ）
＜実施例８＞
　実施例１において、多孔基材１の厚さを変更し、シート層の第２粘着剤の種類を下記の長期貼付用テープ３に変更して貼付層を変形した時の剪断力を変更したこと以外は、実施例１と同様にして行った。
・第２粘着剤：長期貼付用テープ３（「ＳＬＹ－２５」、日東電工社製）、厚さ：２５μｍ）
＜比較例１＞
　実施例１において、多孔基材１を用いないこと以外は、実施例１と同様にして行った。
＜比較例２＞
　実施例１において、多孔基材１を多孔基材２に変更し、第２積層シートの下面側の第１粘着層の種類を下記の長期貼付用テープ２に変更して貼付層を変形した時の剪断力を変更したこと以外は、実施例１と同様にして行った。
・多孔基材２：「ボラーラ」、積水化学工業社製）、厚さ：１ｍｍ）
・第２粘着剤：長期貼付用テープ２（「ＳＬＹ－２５」、日東電工社製、厚さ：３５μｍ）
　各実施例及び比較例における、カバー部材の種類、第１積層シートの構成、第２積層シートの構成、生体センサの特性の評価結果を表１に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　表１に示すように、実施例１～８では、貼付層を１０％変形させた時の剪断応力が１５×１０4Ｎ／ｍ2以下であり、貼付層の透湿度が９２．４（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～３８９１（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）であった。一方、比較例１及び２では、貼付層の透湿度が７６（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）以下であった。
　よって、実施例１～８の生体センサは、比較例１及び２の生体センサと異なり、貼付層を１０％変形させた時の剪断応力を１５×１０４Ｎ／ｍ2以下とし、貼付層の透湿度を９２．４（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～３８９１（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）とすることで、皮膚の変動に対して柔軟に対応でき、皮膚から発生する水蒸気を外部に逃がすことができるため、皮膚からの剥離が抑えられるといえる。したがって、本実施形態に係る生体センサ、皮膚に安定して貼付けることができるので、生体から得られる電気信号を高感度で安定して検出することができるといえる。そのため、生体センサを被験者の肌に密着させて長時間（例えば、２４時間）継続して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３月３０日に日本国特許庁に出願した特願２０２０－０５９６５０号に基づく優先権を主張するものであり、特願２０２０－０５９６５０号の全内容を本出願に援用する。
　１　生体センサ
　２　皮膚
　１０　カバー部材
　２０　第１積層シート（第１積層体）
　２１　貼付層
　２１１　多孔基材
　２１２　第１粘着層
　２２　第２粘着層
　３０　電極
　３１　貫通孔
　４０　第２積層シート（第２積層体）
　４１　第２基材
　４２　第３粘着層
　４３　第４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、
    　カバー部材と、
    　前記カバー部材の前記生体側に設けられた、多孔構造を有する多孔基材とを備え、
    　前記多孔基材と、前記多孔基材の前記生体側の面に設けられる第１粘着層とを有する貼付層は、前記貼付層の厚さ方向に対して直交する方向に前記貼付層の長さの５％～１５％変形させた時に５×１０4Ｎ／ｍ2～６５×１０4Ｎ／ｍ2の剪断応力を有し、
    　前記貼付層の透湿度が６５（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～４０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）である生体センサ。
  2. 　前記貼付層の前記カバー部材側の面に第２粘着層が設けられる請求項１に記載の生体センサ。
  3. 　前記カバー部材の硬度が、４０～７０である請求項１又は２に記載の生体センサ。
  4. 　前記多孔基材の透湿度が、１００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～５０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）である請求項１～３の何れか１項生体センサ。
  5. 　前記生体センサは、前記生体との接触面に対して前記生体センサの全長の２５％～３５％変形させた時に５×１０4Ｎ／ｍ2～２５×１０4Ｎ／ｍ2の剪断応力を有する請求項１～４の何れか１項に記載の生体センサ。
  6. 　前記第１粘着層に貼り付けられる電極と、
    　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第２基材と、
    を備え、
    　前記カバー部材は、前記生体側に凹状に形成された窪みを有し、
    　前記多孔基材は、前記窪みに対応する位置に貫通孔を有し、
    　前記窪みと前記貫通孔とにより、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１～５の何れか１項に記載の生体センサ。
  7. 　前記第２基材の前記生体側に設けられた第３粘着層を備え、
    　前記第１粘着層と第３粘着層とにより生体への貼付面が形成される請求項６に記載の生体センサ。
  8. 　前記電極は、前記第１粘着層に貼り付けられた状態で、前記第１粘着層を露出可能な貫通孔を有する請求項６又は７に記載の生体センサ。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2024005022A1 (ja) * 2022-06-30 2024-01-04 日東電工株式会社 生体センサ

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012010978A (ja) 2010-06-30 2012-01-19 Japan Science & Technology Agency 生体適合性ポリマー基板
JP2012031071A (ja) * 2010-07-28 2012-02-16 Nitto Denko Corp 貼付剤および貼付製剤
JP2013531512A (ja) * 2010-05-12 2013-08-08 イリズム・テクノロジーズ・インコーポレイテッド 長期粘着用の装置機構及び構成要素
JP2019150465A (ja) * 2018-03-06 2019-09-12 日東電工株式会社 生体センサ用積層体および生体センサ
JP2019218417A (ja) * 2018-06-15 2019-12-26 王子ホールディングス株式会社 粘着剤層及び積層体
JP2020059650A (ja) 2019-12-23 2020-04-16 墨東化成工業株式会社 舗装用混合物およびその製造方法

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2015093167A (ja) * 2013-11-14 2015-05-18 日東電工株式会社 生体センサ
CN106062546A (zh) * 2014-02-27 2016-10-26 3M创新有限公司 柔性传感器贴片及其使用方法
KR20160129007A (ko) * 2014-03-04 2016-11-08 엠씨10, 인크 전자 디바이스를 위한 다부분 유연성 봉지 하우징

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2013531512A (ja) * 2010-05-12 2013-08-08 イリズム・テクノロジーズ・インコーポレイテッド 長期粘着用の装置機構及び構成要素
JP2012010978A (ja) 2010-06-30 2012-01-19 Japan Science & Technology Agency 生体適合性ポリマー基板
JP2012031071A (ja) * 2010-07-28 2012-02-16 Nitto Denko Corp 貼付剤および貼付製剤
JP2019150465A (ja) * 2018-03-06 2019-09-12 日東電工株式会社 生体センサ用積層体および生体センサ
JP2019218417A (ja) * 2018-06-15 2019-12-26 王子ホールディングス株式会社 粘着剤層及び積層体
JP2020059650A (ja) 2019-12-23 2020-04-16 墨東化成工業株式会社 舗装用混合物およびその製造方法

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP4129662A4

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2024005022A1 (ja) * 2022-06-30 2024-01-04 日東電工株式会社 生体センサ

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