WO2021200807A1 - 生体センサ - Google Patents

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WO2021200807A1
WO2021200807A1 PCT/JP2021/013252 JP2021013252W WO2021200807A1 WO 2021200807 A1 WO2021200807 A1 WO 2021200807A1 JP 2021013252 W JP2021013252 W JP 2021013252W WO 2021200807 A1 WO2021200807 A1 WO 2021200807A1
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WO
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conductive
adhesive tape
biosensor
conductive adhesive
adhesive layer
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Application number
PCT/JP2021/013252
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English (en)
French (fr)
Inventor
聡太 近藤
Original Assignee
日東電工株式会社
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Publication date
Application filed by 日東電工株式会社 filed Critical 日東電工株式会社
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Priority to CN202180024456.XA priority patent/CN115334971A/zh
Priority to US17/915,091 priority patent/US20230148930A1/en
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/276—Protection against electrode failure
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    • A61B5/257—Means for maintaining electrode contact with the body using adhesive means, e.g. adhesive pads or tapes
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    • A61B2562/125—Manufacturing methods specially adapted for producing sensors for in-vivo measurements characterised by the manufacture of electrodes
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    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
    • A61B5/6832—Means for maintaining contact with the body using adhesives
    • A61B5/6833—Adhesive patches

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. Make contact. Biometric information is measured by acquiring electrical signals related to biometric information with bioelectrodes.
  • a biological sensor for example, a wiring board housed in a storage space defined by an upper exterior body and a lower exterior body, and a coin battery mounted on the wiring board are provided, and wirelessly from the coin battery.
  • a patch-type biological device that supplies electric power to a communication unit and transmits data acquired by the wireless communication unit is disclosed (see, for example, Patent Document 1).
  • a biosensor internally equipped with a battery such as a coin battery or a control unit that controls the operation of the biosensor can be pressed against the skin of a subject or the living body can be pressed when the biosensor is used. Due to movement (body movement) or the like, the resistance of the conductive member such as the wiring arranged between the battery and the control unit may increase, and the supply voltage from the battery may decrease. In particular, when the supply voltage from the battery falls below the operable voltage of the control unit, the operation of the biosensor may stop and the biometric information may not be measured.
  • One aspect of the present invention is to provide a biosensor capable of stably supplying a voltage from a battery to a control unit.
  • One aspect of the biosensor according to the present invention is a biosensor that operates by power supplied from a battery, and includes an electrode portion located on at least one terminal side of the battery, the one terminal, and the electrode portion.
  • a conductive adhesive tape having conductivity provided between the two, and the conductive adhesive tape is provided with a load applied to the surface by vertically dropping an iron ball weighing 33 g from a height of 30 cm. At that time, the fluctuation range of the resistance value is 1.60 ⁇ or less in absolute value.
  • One aspect of the biosensor according to the present invention can stably supply a voltage from the battery to the control unit.
  • 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 layout of the sensor part of FIG.
  • FIG. 2 is a partial cross-sectional view taken along the line II-II of FIG. It is a figure which shows an example of another structure of the 1st conductive adhesive tape and the 2nd conductive adhesive tape. It is a figure which shows an example of another structure of the 1st conductive adhesive tape and the 2nd conductive adhesive tape.
  • 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
  • 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 tilde "-" indicating a numerical range in the present specification means that the numerical values described before and after the tilde are included as the lower limit value and the upper limit value.
  • the biosensor according to this embodiment will be described.
  • the living body means a human body and animals such as cows, horses, pigs, chickens, dogs and cats.
  • the biosensor is attached to a part of the living body (for example, skin, scalp, forehead, etc.).
  • the biosensor can be suitably used for a living body, particularly for the human body.
  • FIG. 1 is a perspective view showing a configuration of a biological sensor according to the present embodiment
  • FIG. 2 is an exploded perspective view of FIG. 1
  • FIG. 3 is a sectional view taken along 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 biological sensor 1 has a biological adhesive layer 10, a foam sheet 20, a housing 30, an electrode 40, and a sensor unit 50, and the housing 30 is provided from the biological adhesive layer 10 side.
  • the biological adhesive layer 10, the foamed sheet 20, and the housing 30 are laminated in this order toward the side.
  • the biological adhesive layer 10, the foamed sheet 20, and the housing 30 have substantially the same outer shape in a plan view.
  • the electrode 40 is provided on the surface of the biological adhesive layer 10 on the side to be attached to the skin 2 (in the ⁇ Z axis direction).
  • the sensor unit 50 is installed on the biological adhesive layer 10 and is housed in the storage space S formed by the foam sheet 20 and the housing 30.
  • the biological adhesive layer 10 has a base material 11, a sticking adhesive layer 12, and a sensor adhesive layer 13.
  • the base material 11 As shown in FIG. 3, the base material 11 is provided on the adhesive layer 12 for sticking so that the surfaces on the foam sheet 20 and the housing 30 side are exposed.
  • the outer shapes on both sides of the base material 11 in the width direction (X-axis direction) are substantially the same as the outer shapes on both sides of the foam sheet 20 and the housing 30 in the width direction (X-axis direction).
  • the length of the base material 11 (Y-axis direction) is shorter than the length of the foam sheet 20 and the housing 30 (Y-axis direction).
  • the base material 11 can be formed by using a flexible resin having appropriate elasticity, flexibility and toughness.
  • a flexible resin having appropriate elasticity, flexibility and toughness.
  • polyester resins such as polyethylene terephthalate (PET), polybutylene terephthalate, polytrimethylene terephthalate, polyethylene naphthalate, and polybutylene naphthalate; polyacrylic.
  • Acrylic resins such as acids, polymethacrylic acid, methyl polyacrylate, polymethyl methacrylate (PMMA), ethyl polymethacrylate, butyl polyacrylate; polyolefin resins such as polyethylene and polypropylene; polystyrene, imide-modified polystyrene, acrylonitrile Polystyrene resin such as butadiene / styrene (ABS) resin, imide-modified ABS resin, styrene / acrylonitrile copolymer (SAN) resin, acrylonitrile / ethylene-propylene-diene / styrene (AES) resin; polyimide resin; polyurethane resin ; Silicone-based resin; A thermoplastic resin such as a polyvinyl chloride-based resin such as a polyvinyl chloride or a vinyl oxide-vinyl acetate copolymer resin can be used.
  • ABS butadiene / st
  • thermoplastic resins are waterproof (low moisture permeability). Therefore, the base material 11 is formed by using these thermoplastic resins, so that the sweat or water vapor generated from the skin 2 causes the base material 11 to be formed while the biosensor 1 is attached to the skin 2 of the living body. It is possible to prevent the sensor unit 50 from invading the flexible substrate 51 side through the sensor unit 50.
  • the base material 11 is formed in a flat plate shape.
  • the thickness of the base material 11 can be arbitrarily selected, for example, preferably 1 ⁇ m to 300 ⁇ m, more preferably 5 ⁇ m to 100 ⁇ m, and further preferably 10 ⁇ m to 50 ⁇ m.
  • the sticking adhesive layer 12 is provided on the lower surface of the base material 11 on the sticking side ( ⁇ Z axis direction), and is a layer that comes into contact with a living body.
  • the adhesive layer 12 for sticking preferably has moisture permeability. Water vapor or the like generated from the skin 2 to which the biosensor 1 is attached can be released to the foam sheet 20 via the adhesive layer 12 for attachment. Further, since the foamed sheet 20 has a bubble structure as described later, water vapor can be released to the outside of the biosensor 1 via the adhesive layer 22 for the housing. As a result, it is possible to prevent sweat or water vapor from accumulating at the interface between the skin 2 to which the biosensor 1 is attached and the adhesive layer 12 for sticking. As a result, the adhesive force of the sticking adhesive layer 12 is weakened by the moisture accumulated at the interface between the skin 2 and the sticking adhesive layer 12, and the biosensor 1 can be prevented from peeling off from the skin.
  • the adhesive layer 12 for sticking preferably has pressure-sensitive adhesiveness. Since the adhesive layer 12 for attachment has pressure-sensitive adhesiveness, it can be easily attached to the skin 2 by pressing the biosensor 1 against the skin 2 of the living body.
  • the material of the adhesive layer 12 for sticking is not particularly limited as long as it has pressure-sensitive adhesiveness, and examples thereof include materials having biocompatibility.
  • Examples of the material for forming the adhesive layer 12 for sticking include an acrylic pressure-sensitive adhesive and a silicone-based pressure-sensitive adhesive.
  • 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 adhesive layer 12 for sticking.
  • 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 adhesive layer 12 for sticking preferably has excellent biocompatibility.
  • the keratin peeling area ratio is preferably 0% to 50%, more preferably 1% to 15%.
  • the load on the skin 2 can be suppressed even if the adhesive layer 12 for sticking is attached to the skin 2.
  • the moisture permeability of the adhesive layer 12 for sticking is preferably 300 (g / m 2 ⁇ day) or more, more preferably 600 (g / m 2 ⁇ day) or more, and 1000 (g / m 2 ⁇ day) or more. Day) or more is more preferable.
  • the moisture permeability of the adhesive layer 12 for sticking is 10000 (g / m 2 ⁇ day) or less. If the moisture permeability of the adhesive layer 12 for application is 300 (g / m 2 ⁇ day) or more, even if the adhesive layer 12 for application is attached to the skin 2, sweat or the like generated from the skin 2 is appropriately used as a base material. Since it can be permeated from 11 to the outside, the burden on the skin 2 can be reduced.
  • the thickness of the adhesive layer 12 for sticking can be arbitrarily selected, and is preferably 10 ⁇ m to 300 ⁇ m. When the thickness of the adhesive layer 12 for sticking is 10 ⁇ m to 300 ⁇ m, the biosensor 1 can be made thinner.
  • the sensor adhesive layer 13 is attached to the upper surface of the base material 11 and is a layer for adhering the base material 11 and the flexible substrate 51 of the sensor portion 50.
  • the material for forming the pressure-sensitive adhesive layer 13 for the sensor is preferably a material having pressure-sensitive adhesiveness, and the same material as the pressure-sensitive adhesive layer 12 for sticking can be used, and an acrylic pressure-sensitive adhesive may be used. preferable.
  • the thickness of the adhesive layer 13 for the sensor can be arbitrarily set as appropriate, and is preferably 10 ⁇ m to 300 ⁇ m. When the thickness of the adhesive layer 13 for the sensor is 10 ⁇ m to 300 ⁇ m, the biosensor 1 can be made thinner.
  • the foamed sheet 20 has a foamed sticking layer 21 and a housing adhesive layer 22 provided on the upper surface thereof.
  • the foamed sticking layer 21 has a foamed base material 211 and a base material adhesive layer 212 provided on the surface of the foamed base material 211 on the living body side ( ⁇ Z axis direction). ..
  • the foamed sticking layer 21 does not have the adhesive layer 212 for the base material, and the foamed base material 211 is attached to the adhesive layer 12 for sticking. It may be glued.
  • the foamed base material 211 can be formed by using a foam having a foamed structure of open cells, closed cells or semi-closed cells, which is flexible, waterproof and breathable. As a result, water vapor generated by sweat or the like generated from the living body to which the biosensor 1 is attached can be released to the outside of the biosensor 1 via the foamed base material 211.
  • thermoplastic resin such as a polyurethane resin, a polystyrene resin, a polyolefin resin, a silicone resin, an acrylic resin, a vinyl chloride resin, or a polyester resin
  • polyester-based resins are preferable, and PET is preferably used.
  • the thickness of the foamed base material 211 can be appropriately selected, and can be, for example, 0.5 mm to 1.5 mm.
  • the base material adhesive layer 212 is provided by being attached to the lower surface of the foamed base material 211, and has a function of adhering the base material 11 and the foamed base material 211.
  • the adhesive layer 212 for the base material preferably has moisture permeability. Water vapor or the like generated from the skin 2 to which the biosensor 1 is attached can be released to the foamed base material 211 via the base material adhesive layer 212. Further, since the foamed base material 211 has a bubble structure as described above, water vapor can be released to the outside of the biosensor 1 via the adhesive layer 22 for the housing. As a result, it is possible to prevent sweat or water vapor from accumulating at the interface between the skin 2 to which the biosensor 1 is attached and the adhesive layer 12 for sticking. As a result, the adhesive strength of the sticking adhesive layer 12 is weakened by the moisture accumulated at the interface between the skin 2 and the sticking adhesive layer 12, and it is possible to prevent the biosensor 1 from peeling off from the skin 2.
  • the material for forming the adhesive layer 212 for the base material is preferably a material having pressure-sensitive adhesiveness, and the same material as the adhesive layer 12 for sticking can be used.
  • a material for forming the adhesive layer 212 for a base material it is preferable to use an acrylic pressure-sensitive adhesive.
  • the moisture permeability of the adhesive layer 212 for the base material is preferably 1 (g / m 2 ⁇ day) or more, and more preferably 10 (g / m 2 ⁇ day) or more. Further, the moisture permeability of the base material for pressure-sensitive adhesive layer 212 is less 10000 (g / m 2 ⁇ day ). If the moisture permeability of the base material adhesive layer 212 is 10 (g / m 2 ⁇ day) or more, when the sticking adhesive layer 12 is attached to the skin 2, sweat or the like transmitted from the biological adhesive layer 10 is removed. Since it can be permeated to the outside, the load on the skin 2 can be suppressed.
  • the thickness of the adhesive layer 212 for the base material can be arbitrarily set and is preferably 10 ⁇ m to 300 ⁇ m. When the thickness of the adhesive layer 212 for the base material is 10 ⁇ m to 300 ⁇ m, the biosensor 1 can be made thinner.
  • the housing adhesive layer 22 is provided in a state of being attached to the upper surface of the foamed base material 211.
  • the housing adhesive layer 22 is attached to the upper surface of the foamed base material 211 at a position corresponding to the flat surface on the sticking side ( ⁇ Y axis direction) of the housing 30, and the foamed base material 211 and the housing. It has a function of adhering to 30.
  • a silicon-based adhesive As a material for forming the adhesive layer 22 for the housing, a silicon-based adhesive, a silicon tape, or the like can be used.
  • the adhesive layer 22 for the housing preferably has moisture permeability. Since the foamed base material 211 has an open cell structure, water vapor that has entered through the housing adhesive layer 22 can be released to the outside of the biosensor 1.
  • the thickness of the adhesive layer 22 for the housing can be appropriately set, and can be, for example, 0.5 mm to 1.5 mm.
  • the moisture permeability of the adhesive layer 22 for the housing is preferably 65 (g / m 2 ⁇ day) to 4000 (g / m 2 ⁇ day), and 90 (g / m 2 ⁇ day) to 2000 (g / g /). It is more preferably m 2 ⁇ day), further preferably 800 (g / m 2 ⁇ day) to 1700 (g / m 2 ⁇ day), and 850 (g / m 2 ⁇ day) to 1660 (g / m 2 ⁇ day). It is most preferably g / m 2 ⁇ day).
  • the moisture permeability of the housing adhesive layer 22 is within the above-mentioned preferable range, the stress at the interface between the adhesive layer 12 for attachment and the skin 2 provided on the surface of the base material 11 on the attachment side ( ⁇ Z axis direction) is applied. Since it can be relaxed, it is possible to prevent the biosensor 1 from peeling off from the skin 2.
  • the housing 30 is adhered to the upper surface of the foam sheet 20.
  • the housing 30 has a protruding portion 31 projecting substantially on the dome in the height direction (+ Z-axis direction) of the biosensor 1 at the central portion in the longitudinal direction (Y-axis direction). Further, the lower surface (the surface on the sticking side) of the housing 30 is formed flat.
  • a storage space S for accommodating the sensor unit 50 is formed inside the projecting portion 31 (attachment side).
  • a flexible material such as silicone rubber, fluororubber, or urethane rubber can be used.
  • the sensor unit 50 arranged in the storage space S of the housing 30 can be protected, and the impact applied to the biosensor 1 from the upper surface side can be absorbed to soften the impact applied to the sensor unit 50.
  • the thickness of the upper surface and the side wall of the protruding portion 31 of the housing 30 is preferably thicker than the thickness of the flat portions 32a and 32b provided on both end sides of the housing 30 in the longitudinal direction L.
  • the flexibility of the protruding portion 31 can be made lower than the flexibility of the flat portions 32a and 32b, 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 31 is preferably 1.5 mm to 3 mm, and the thickness of the flat portions 32a and 32b is preferably 0.5 mm to 1 mm.
  • the thin flat portions 32a and 32b have higher flexibility than the protruding portions 31, 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 32a and 32b 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 32a and 32b have a shape in which the thickness gradually decreases toward the ends.
  • the flexibility of the outer peripheral portions of the flat portions 32a and 32b 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 32a and 32b is not reduced. It is possible to improve the wearing feeling when the skin is worn.
  • the electrode 40 is attached to the lower surface of the adhesive layer 12 for attachment provided on the lower surface on the attachment side ( ⁇ Z axis direction) of the base material 11.
  • the biological signal is, for example, an electric signal representing an electrocardiographic waveform, an electroencephalogram, a pulse, or the like.
  • the electrode 40 may be embedded in the base material 11 in a state of being exposed so as to be in contact with the skin.
  • the electrode 40 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 40 may be embedded in the sticking adhesive layer 12 in a state of being exposed so as to be in contact with a living body on the lower surface of the sticking adhesive layer 12.
  • the electrode 40 may have a plurality of through holes on the contact surface with the skin 2. As a result, the electrode 40 can be exposed to the sticking side through the through hole in the state of being stuck to the sticking adhesive layer 12, so that the adhesion between the electrode 40 and the skin 2 is improved. Be done.
  • FIG. 4 is a plan view showing the configuration of the sensor unit 50
  • FIG. 5 is an exploded perspective view of a part of the sensor unit 50.
  • the broken line in FIG. 4 indicates the outer diameter of the housing 30.
  • the sensor unit 50 is connected to the flexible substrate 51 on which various components for acquiring biometric information are mounted, the sensor body 52, and the sensor body 52 in the longitudinal direction of the sensor body 52, respectively. It has wirings 53a and 53b, a battery 54, a positive electrode pattern (first electrode portion) 55, a negative electrode pattern (second electrode portion) 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 40, 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. 5, the battery 54 is mounted on the battery mounting portion 522.
  • FIG. 6 An explanatory diagram showing the layout of the sensor unit 50 of FIG. 4 is shown in FIG. As shown in FIG. 6, 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 a 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. As shown in FIG. 6, 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. As shown in FIG. 6, 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 57 has an absolute value of 1.60 ⁇ or less when an iron ball weighing 33 g is dropped vertically from a height of 30 cm and a load is applied to the surface.
  • the inventor of the present application suppresses fluctuations in the resistance value when a predetermined load is applied to the surface of the conductive adhesive tape 57, so that the size of the conductive path changes even when a load is applied to the conductive adhesive tape 57.
  • the inventor of the present application has found that when the fluctuation range of the resistance value of the conductive adhesive tape 57 is 1.60 ⁇ or less in absolute value, the size of the conductive path is large even if a predetermined load is applied to the conductive adhesive tape 57. It was found that the change can be suppressed and the continuity is stable.
  • the conductive adhesive tape 57 preferably has a bending load of 0.035 N / cm or less per unit bending deflection amount. If the rigidity of the conductive adhesive tape 57 that joins the battery and the positive electrode pattern 55 or the negative electrode pattern 56 is reduced and the bending load per unit bending deflection amount is equal to or less than a predetermined value, the conductive adhesive tape 57 is loaded. However, the change in the size of the conductive path can be suppressed, the resistance fluctuation of the conductive adhesive tape 57 can be suppressed, and the conduction can be stabilized.
  • the bending load per unit bending deflection amount can be obtained by calculating the bending load per unit bending deflection amount using a three-point bending test according to JIS K7171.
  • the conductive adhesive tape 57 has a predetermined size (for example, width 2 cm ⁇ length 15 cm), and both sides of the conductive adhesive tape 57 are sandwiched between PET films (thickness: 38 ⁇ m) to reinforce the conductive adhesive tape 57.
  • a laminate in which the adhesive tape 57 is sandwiched between PET films is produced.
  • a three-point bending test is performed using a laminated body, and the amount of deflection (unit: cm) is the X-axis, and the amount of deflection (unit: N) is the Y-axis.
  • the inclination of the obtained laminate is obtained as a bending load per unit bending deflection amount of the conductive adhesive tape 57.
  • the bending load per unit bending deflection amount is the average value of the bending load per unit bending bending amount of the plurality of (for example, 9 pieces) laminated bodies. May be.
  • the distance between the two fulcrums on which the conductive adhesive tape 57 is installed and the indenter descent (compression) speed can be appropriately selected according to the size of the laminate, for example, the size of the conductive adhesive tape 57. When the width is 2 cm and the length is 15 cm, the distance between the fulcrums is 5 cm and the compression speed is 1 cm / min.
  • the conductive adhesive tape 57 is arranged between the first conductive adhesive tape 57A arranged between the positive electrode terminal of the battery 54 and the positive electrode pattern 55, and between the negative electrode terminal of the battery 54 and the negative electrode pattern 56. It includes a second conductive adhesive tape 57B.
  • the first conductive adhesive tape 57A and the second conductive adhesive tape 57B may be collectively referred to as the conductive adhesive tape 57.
  • FIG. 7 is a partial cross-sectional view of II-II of FIG.
  • the first conductive adhesive tape 57A is provided between the positive electrode terminal of the battery 54 and the positive electrode pattern 55, and electrically connects the positive electrode terminal and the positive electrode pattern 55.
  • the second conductive adhesive tape 57B is provided between the negative electrode terminal of the battery 54 and the negative electrode pattern 56, and electrically connects the second terminal and the negative electrode pattern 56.
  • the first conductive adhesive tape 57A is composed of the pressure-sensitive adhesive layer 71A
  • the second conductive pressure-sensitive adhesive tape 57B is composed of the pressure-sensitive adhesive layer 71B.
  • the first conductive adhesive tape 57A and the second conductive adhesive tape 57B are so-called double-sided adhesive conductive adhesive tapes in which both sides of the adhesive layers 71A and 71B are adhesive surfaces.
  • the surfaces of the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B may be referred to as adhesive surfaces.
  • the first conductive adhesive tape 57A and the second conductive adhesive tape 57B are so-called base material-less conductive double-sided adhesive tapes that do not have a conductive base material such as a metal foil.
  • the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B have conductivity (electrical conductivity) while providing an adhesive surface of the conductive pressure-sensitive adhesive tape.
  • an adherend such as a conductor
  • the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B have a pressure-sensitive adhesive resin 711 and conductive fine particles (conductive filler) 712.
  • the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B may contain other components (additives) as long as the purpose of the conductive pressure-sensitive adhesive tape 57 is not impaired.
  • the thickness of the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B is preferably 20 ⁇ m to 80 ⁇ m, more preferably 30 ⁇ m to 70 ⁇ m, and even more preferably 35 ⁇ m to 60 ⁇ m.
  • the conductive pressure-sensitive adhesive tape 57 can be thinned, so that the flexibility can be increased.
  • the pressure-sensitive adhesive resin 711 has a function of ensuring the adhesive strength of the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B.
  • the pressure-sensitive adhesive resin 711 is formed by using a pressure-sensitive adhesive polymer.
  • the adhesive polymer include acrylic polymers, silicone-based polymers, urethane-based polymers, rubber-based polymers, vinyl alkyl ether-based polymers, polyester-based polymers, polyamide-based polymers, fluorine-based polymers, and epoxy-based polymers.
  • an acrylic polymer is preferably used from the viewpoints of ease of designing the polymer, ease of adjusting the adhesive strength, ensuring the dispersibility of the conductive particles, and the like.
  • the adhesive polymer may be used alone or in combination of two or more. In the following description, the case where the adhesive polymer is composed of an acrylic polymer or contains an acrylic polymer will be described.
  • the content (lower limit value) of the pressure-sensitive adhesive resin 711 is preferably 20% by mass or more, more preferably 25% by mass or more, still more preferably 25% by mass or more, based on the total mass (100% by mass) of the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B. Is 30% by mass or more.
  • the content (upper limit value) of the pressure-sensitive adhesive resin 711 is preferably 60% by mass or less, and more preferably 55% by mass or less, based on the total mass (100% by mass) of the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B.
  • the content (lower limit value) of the acrylic polymer is preferably 50% by mass or more with respect to the total mass (100% by mass) of the pressure-sensitive adhesive resin 711. More preferably, it is 60% by mass or more.
  • the content (upper limit) of the acrylic polymer is preferably 100% by mass or less, more preferably 90% by mass or less, based on the total mass (100% by mass) of the resin component.
  • the acrylic polymer is not particularly limited, but for example, a (meth) acrylic acid alkyl ester having a linear or branched alkyl group having 1 to 20 carbon atoms (hereinafter, simply referred to as (meth) acrylic acid alkyl ester). ), It is preferable that the acrylic polymer is composed of a polar group-containing monomer as a monomer component.
  • (meth) acrylic means either one or both of "acrylic" and "methacryl”.
  • the weight average molecular weight (Mw) of the acrylic polymer is preferably 300,000 to 1,000,000, and more preferably 400,000 to 800,000 in that the effect of the pressure-sensitive adhesive resin 711 can be more exhibited.
  • the weight average molecular weight (Mw) can be controlled by the type and amount of the polymerization initiator and chain transfer agent, the temperature and time at the time of polymerization, the monomer concentration, the monomer dropping rate, and the like.
  • the weight average molecular weight can be measured by, for example, a gel permeation chromatography (GPC) method.
  • GPC gel permeation chromatography
  • the conductive fine particles 712 are contained in the adhesive resin 711 in a dispersed state.
  • conductive particles such as metal powder are used.
  • the material for forming the conductive particles include metals such as nickel, iron, chromium, cobalt, aluminum, antimony, molybdenum, copper, silver, platinum and gold, alloys or oxides thereof, and carbon materials such as carbon black.
  • the coated particles also include particles in which the surface of particles made of a conductive material is coated with another type of conductive material.
  • metals and coated particles are preferable, and nickel and silver are preferably used as the metals.
  • the shape of the conductive fine particles 712 is spherical, spike-shaped (bark-shaped), flaky-shaped (flaky-shaped), filament-shaped, etc., and is appropriately selected.
  • the conductive fine particles 712 are spherical, the conductive fine particles 712 are easily dispersed uniformly in the pressure-sensitive adhesive resin 711, so that the adhesive strength can be easily secured and the conductive path by the conductive fine particles 712 in the pressure-sensitive adhesive layer 71. Is easy to form. Therefore, the shape of the conductive fine particles 712 is preferably spherical.
  • the aspect ratio of the conductive fine particles 712 is preferably 1.0 to 1.5, and more preferably 1.0 to 1.1.
  • the aspect ratio of the conductive fine particles 712 can be measured with, for example, a scanning electron microscope (SEM).
  • the particle size d 50 of the conductive fine particles 712 is preferably smaller than the thickness of the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B. That is, it is preferable that the relationship is "thickness of the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B> d 50".
  • d 50 is a 50% cumulative value (median diameter) in the particle size distribution. d 50 is measured by, for example, a laser diffraction / scattering method. When two or more types of conductive fine particles 712 are contained in the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B, d 50 is calculated from the distribution in which all types of conductive fine particles 712 are mixed.
  • the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B can have higher conductivity and better stickiness.
  • d 50 is equal to or greater than the thickness of the pressure-sensitive adhesive layer 71, more than half of the conductive fine particles 712 become larger than the thickness of the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B, and protrusions are formed on the surfaces of the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B. do. Therefore, the contact area between the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B and the adherend may be reduced to reduce the adhesiveness, and the appearance may be deteriorated.
  • the specific range of d 50 is preferably 2 ⁇ m to 20 ⁇ m, more preferably 3 ⁇ m to 15 ⁇ m, and even more preferably 4 ⁇ m to 10 ⁇ m.
  • the upper limit of the content of the conductive fine particles 712 is preferably 70% by mass or less, preferably 65% by mass or less, more preferably 65% by mass or less, based on the total mass (100% by mass) of the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B. It is 60% by mass or less.
  • the lower limit of the content of the conductive fine particles 712 is preferably 15% by mass or more, preferably 20% by mass or more, and more preferably 25% by mass or more.
  • the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B may contain conductive fibers 713 as the conductive filler.
  • the conductive fiber 713 may be any as long as it has conductivity, and known textiles can be used.
  • the conductive fibers 713 include metal fibers such as gold, silver, platinum, copper, nickel, tin, zinc, palladium, indium tin oxide, and copper sulfide, carbon fibers such as carbon nanotubes, fibers made of conductive polymers, and fibers. Fibers made of a polymer in which a form or granular conductive filler is dispersed, and conductive coated fibers in which the surface of a fiber base material is coated with a conductive material can be used. Known fibers can be used as the fiber base material regardless of the presence or absence of conductivity.
  • polyester fiber nylon fiber, acrylic fiber, polyethylene fiber, polypropylene fiber, vinyl chloride fiber, aramid fiber, polysulfone fiber, poly
  • synthetic fibers such as ether fibers and polyurethane fibers
  • natural fibers such as cotton, linen and silk
  • semi-synthetic fibers such as acetate
  • recycled fibers such as rayon and cupra
  • these fibers may be used alone or in combination of two or more.
  • the conductive material that coats the surface of the fiber base material include metals and conductive polymers.
  • the metal a metal similar to the metal used for the metal fiber can be used. Above all, metal is preferable from the viewpoint of conductivity, durability, flexibility and the like.
  • the method for coating the metal include thin film deposition, sputtering, electrolytic plating, electroless plating and the like.
  • the fiber diameter of the conductive fiber 713 is preferably less than 1.1 ⁇ m, more preferably 300 nm to 1.0 ⁇ m, and even more preferably 400 nm to 700 nm.
  • the conductivity of the pressure-sensitive adhesive layer 71 can be ensured without reducing the adhesive strength of the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B.
  • the fiber length of the conductive fiber 713 is not particularly limited, and can be appropriately selected depending on the type, thickness, volume, etc. of the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B.
  • the fiber diameter and fiber length of the conductive fiber 713 can be measured with a scanning electron microscope.
  • the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B may include a conductive base material.
  • a conductive double-sided adhesive tape having a conductive base material in the pressure-sensitive adhesive layers 71A and 71B is called a so-called conductive double-sided adhesive tape with a base material. That is, the conductive adhesive tape 57 may be configured by providing the adhesive layers 71 on both sides of the conductive base material 714.
  • the pressure-sensitive adhesive layer 71 may include other layers such as an intermediate layer and an undercoat layer in addition to the conductive fibers and the conductive base material as long as the purpose of the conductive pressure-sensitive adhesive tape 57 is not impaired. ..
  • the first conductive adhesive tape 57A and the second conductive adhesive tape 57B are attached to the entire positive electrode pattern 55 and the negative electrode pattern 56, respectively.
  • 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 first conductive adhesive tape 57A and the second conductive adhesive tape 57B, respectively, so that the battery 54 becomes a battery. It is mounted on the mounting portion 522.
  • 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 keeps the release paper 60 until the biosensor 1 is stuck to the living body. It is preferable to paste it. By peeling the release paper 60 from the biological adhesive layer 10 and the electrode 40 at the time of use, the adhesive strength of the adhesive layer 12 for sticking the biological adhesive layer 10 can be maintained.
  • FIG. 10 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 40 on the upper side, and the other electrode 40 on the lower side. ..
  • the electrode 40 is attached to the skin of the subject P by the sticking adhesive layer 12 of FIG. 3, and the electrode 40 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 a positive electrode pattern 55 and a negative electrode pattern 56, and a conductive adhesive tape 57 arranged between these electrode patterns and the battery 54.
  • the fluctuation range of the resistance value is set to 1.60 ⁇ or less in absolute value.
  • the conductive adhesive tape 57 can have stable conduction by suppressing the resistance fluctuation to a predetermined value or less when a load is applied to the surface of the conductive adhesive tape 57. Therefore, the biosensor 1 can suppress the resistance fluctuation of the conductive adhesive tape 57 and suppress the increase in the resistance even if the subject's skin 2 is crimped or the body moves during its use.
  • the biosensor 1 can suppress the operation of the component mounting portion 521 from stopping even if the subject's skin is pressed against the skin or body movement occurs when the biosensor 1 is used. Biological information can be measured stably.
  • the biosensor 1 includes a positive electrode pattern 55 and a negative electrode pattern 56 as electrode portions in the sensor portion 50, and a first conductive adhesive tape 57A and a second conductive adhesive tape 57B as conductive adhesive tape 57. Can be done.
  • the biosensor 1 arranges the first conductive adhesive tape 57A between the positive electrode terminal of the battery 54 and the positive electrode pattern 55.
  • the second conductive adhesive tape 57B can be arranged between the negative electrode terminal of the battery 54 and the negative electrode pattern 56.
  • the biosensor 1 has a positive electrode pattern 55, a first conductive adhesive tape 57A, a battery 54, a second conductive adhesive tape 57B, and a negative electrode between the pad portion 522a and the pad portion 522b of the sensor unit 50.
  • a laminated body in which the patterns 56 are laminated in this order can be formed. Therefore, when the battery 54 is a battery in which the positive electrode terminal and the negative electrode terminal are arranged in opposite directions, such as a button type battery, the biosensor 1 compactly accommodates the sensor unit 50 in the biosensor 1.
  • the resistance fluctuation of the conductive adhesive tape 57 can be suppressed and the increase in resistance can be suppressed. can.
  • the biosensor 1 can include an adhesive layer 71 in which the conductive adhesive tape 57 contains the adhesive resin 711 and the conductive fine particles 712. Since the conductive adhesive tape 57 is composed of the adhesive layer 71, the rigidity of the conductive adhesive tape 57 depends mainly on the adhesive layer 71. The bending load can be easily reduced. Therefore, the biosensor 1 is more likely to suppress the resistance fluctuation of the conductive adhesive tape 57 even when a load is applied to the inside of the housing due to pressure bonding or body movement to the skin of the subject when the biosensor 1 is used. can do.
  • the biosensor 1 can be configured such that the conductive adhesive tape 57 does not contain a base material in the adhesive resin 711. As a result, the flexibility of the adhesive resin 711 can be easily increased, so that the rigidity of the conductive adhesive tape 57 can be reduced. Therefore, the conductive adhesive tape 57 is easily deformed when a load is applied to the surface thereof, so that the resistance fluctuation can be suppressed and the increase in the resistance of the conductive adhesive tape 57 can be suppressed more stably.
  • the biosensor 1 can be configured by including the conductive adhesive tape 57 with conductive fibers.
  • a plurality of conductive fibers can be dispersed in the adhesive resin 711 while facilitating contact with each other. Therefore, in the biosensor 1, even if a load is applied to the surface of the conductive adhesive tape 57, the conductive adhesive tape 57 can easily maintain conductivity, and resistance fluctuation can be suppressed more stably.
  • the biosensor 1 preferably has an average fiber diameter of less than 1.1 ⁇ m of the conductive fibers contained in the conductive adhesive tape 57.
  • the conductivity of the pressure-sensitive adhesive layer 71 can be ensured without reducing the adhesive strength of the pressure-sensitive adhesive layer 71. Therefore, the conductive adhesive tape 57 can suppress resistance fluctuations more stably while maintaining adhesive strength and conductivity.
  • the thickness of the pressure-sensitive adhesive layer 71 contained in the conductive pressure-sensitive adhesive tape 57 can be set to 20 ⁇ m to 80 ⁇ m.
  • the conductive adhesive tape 57 can be made thin, so that the conductive adhesive tape 57 has low rigidity and can be easily deformed. Further, the conductive adhesive tape 57 can be made thinner. Therefore, the conductive adhesive tape 57 can make it easier to suppress the resistance fluctuation when a load is applied to the surface of the conductive adhesive tape 57, and can form the conductive adhesive tape 57 thinly.
  • the biosensor 1 can stably supply the voltage from the battery to the control unit as described above, it can be suitably used for, for example, a wearable device for healthcare such as a biosensor.
  • the fluctuation range of the resistance value of the first conductive adhesive tape 57A or the second conductive adhesive tape 57B when a load under a predetermined condition is applied may be 1.60 ⁇ or less in absolute value.
  • the conductive adhesive tape 57 is arranged only between the positive electrode terminal and the positive electrode pattern 55 of the battery 54 and between the negative electrode terminal and the negative electrode pattern 56 of the battery 54, and the other is conductive.
  • An adhesive or the like may be used.
  • Conductive adhesive tape 1 (trade name "9707", manufactured by 3M Japan Ltd.) was prepared.
  • the conductive adhesive tape 1 is an adhesive tape containing conductive fine particles (material: Ag, average particle size: 5 ⁇ m, filling rate: 56 wt%) dispersed in an adhesive resin, and is a base material that does not contain a base material. Less conductive adhesive tape.
  • the thickness of the pressure-sensitive adhesive layer was measured using a dial gauge specified in JIS B 7503. The contact surface of the dial gauge was flat and the diameter was 5 mm. Using a test piece having a width of 150 mm, the thickness of 5 points was measured at equal intervals in the width direction with a dial gauge having a scale of 1/1000 mm, and the average value of the measurement results was taken as the thickness of the pressure-sensitive adhesive layer. Since the conductive adhesive tape 1 is composed of an adhesive layer, the thickness of the adhesive layer is defined as the thickness of the conductive adhesive tape 1.
  • the size of the conductive adhesive tape 1 was 2 cm in width ⁇ 15 cm in length.
  • Nine test pieces were prepared by sandwiching both sides of the conductive adhesive tape 1 with a PET film (thickness: 38 ⁇ m) to reinforce the conductive adhesive tape 1 and sandwiching the conductive adhesive tape 1 with the PET film.
  • a 3-point bending test at 23 ° C. was performed using a small measuring device (EZ-Test, Shimadzu Corporation) according to a 3-point bending test according to JIS K7171.
  • An example of the three-point bending test is shown in FIG. As shown in FIG.
  • the test piece 80 is placed on the two fulcrums 81 so that the central portion of the test piece 80 is in the middle between the two fulcrums 81, and on the central portion of the test piece 80.
  • An indenter 82 was installed.
  • the distance L between the fulcrums 81 was 5 cm, and the indenter descent (compression) speed was 1 cm / min.
  • the indenter was lowered to bend the test piece 80.
  • the amount of deflection (unit: cm) is the X-axis and the load (unit: N) is the Y-axis
  • the obtained amount of deflection (X) -load (Y) curve up to 1 cm of the amount of deflection is regarded as the initial slope.
  • the inclination of the test piece 80 was calculated.
  • the obtained inclination was defined as the bending load per unit bending deflection amount.
  • the bending load per unit bending deflection amount was taken as the average value of the bending loads per unit bending deflection amount of the nine test pieces 80.
  • the size of the test piece of the conductive adhesive tape 1 is 1 cm in width ⁇ 1 cm in length, and an iron ball weighing 33 g is placed 30 cm directly above the conductive adhesive tape 1 with a current of about 50 mA flowing through the test piece. I dropped it.
  • the resistance fluctuation was calculated from the voltage fluctuation when the iron ball collided with the test piece, and the peak resistance value was measured.
  • the resistance fluctuation value was calculated from the difference between the peak resistance value and the resistance value before the ball fell.
  • the resistance fluctuation value of the conductive adhesive tape is 1.60 ⁇ or less, it is evaluated that the voltage stability of the conductive adhesive tape is good (marked A in Table 1), and the resistance of the conductive adhesive tape is evaluated.
  • the fluctuation value exceeded 1.60 ⁇ it was evaluated that the voltage stability of the conductive adhesive tape was poor (marked B in Table 1).
  • a sensor unit was manufactured by adhering both terminals of the battery and two electrode pads formed on a flexible substrate via a conductive adhesive tape 1.
  • a bio-adhesive layer was prepared in which a sticking adhesive layer was formed on the sticking surface side of the base material and an adhesive layer was formed on the surface opposite to the sticking surface side of the base material.
  • a foam sheet having an adhesive layer for a housing provided on an upper surface of a foamed adhesive layer in which a foamed base material and an adhesive layer for a base material are laminated was prepared. Then, after attaching a pair of electrodes to the sticking surface side of the biological adhesive layer, the sensor unit was installed on the upper surface of the biological adhesive layer.
  • a biosensor was manufactured by installing the foam sheet and the housing on the upper surface of the bioadhesive layer so that the sensor unit is arranged in the space formed by the foam sheet and the housing.
  • Example 2 In Example 1, the same procedure as in Example 1 was carried out except that the conductive adhesive tape 1 was changed to the following conductive adhesive tapes 2 to 6. 13 to 17 show the results of measuring the fluctuation of the power supply voltage of the biosensor produced by using the conductive adhesive tapes 2 to 6 in Examples 2 to 6.
  • -Conductive adhesive tape 2 (trade name "CN4490", manufactured by 3M Japan Ltd.)
  • -Conductive adhesive tape 3 (trade name "9725”, manufactured by 3M Japan Ltd.)
  • -Conductive adhesive tape 4 (trade name "9720S”, manufactured by 3M Japan Ltd.)
  • -Conductive adhesive tape 5 (trade name "No. 7025”, manufactured by Teraoka Seisakusho)
  • -Conductive adhesive tape 6 (trade name "T4420W”, manufactured by Dexerials Co., Ltd.)
  • Example 1 the same procedure as in Example 1 was carried out except that the conductive adhesive tape 1 was changed to the following conductive adhesive tapes 7 to 9. 18 to 20 show the results of measuring the fluctuation of the power supply voltage of the biological sensor produced by using the conductive adhesive tapes 7 to 9 in Comparative Examples 1 to 3.
  • -Conductive adhesive tape 7 (trade name "No. 792", manufactured by Teraoka Seisakusho)
  • -Conductive adhesive tape 8 (trade name "X7001", manufactured by 3M Japan Ltd.)
  • -Conductive adhesive tape 9 trade name "Al-25DC", manufactured by 3M Japan Ltd.)
  • Table 1 shows the types of conductive adhesive tapes obtained, the measurement results of resistance fluctuation values, and the evaluation results of voltage stability in each Example and Comparative Example.
  • the resistance fluctuation value of the conductive adhesive tape is 0.23 ⁇ or less, and as shown in FIGS. 12 to 17, the power supply voltage is 2.7V to 2.9V. Within the range of, the voltage applied to the control unit was about 2.1V, and the voltage stability was good. On the other hand, in Comparative Examples 1 to 3, as shown in Table 1, the resistance fluctuation value of the conductive adhesive tape is about 1.7 ⁇ or more, and as shown in FIGS. 18 to 20, the power supply voltage is 2.1V or more. It fluctuated within the range of 2.8V, the voltage applied to the control unit fluctuated within the range of 2.1V to 2.5V, and the voltage stability was poor.
  • the conductive adhesive tapes of Examples 1 to 6 have a resistance variation by setting the bending load per unit bending deflection amount to 0.02 N / cm or less. Can be said to be suppressed. Therefore, in the biosensor according to the present embodiment, when a predetermined conductive adhesive tape is used for connecting the battery (battery) and the substrate, an increase in the resistance value can be suppressed, so that the biosensor comes into contact with the living body. It can be said that the impedance can be kept low and the 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).
  • Adhesive layer for base material Adhesive layer for housing 30 Housing 40 Electrode 50 Sensor part 51 Flexible substrate (resin substrate) 52 Sensor body 521 Parts mounting unit (control unit) 522 Battery mounting part 54 Battery 55 Positive electrode pattern (1st electrode part) 56 Negative electrode pattern (second electrode part) 57 Conductive Adhesive Tape 57A 1st Conductive Adhesive Tape 57B 2nd Conductive Adhesive Tape 71A, 71B Adhesive Layer 711 Adhesive Resin 712 Conductive Fine Particles (Conductive Filler) 713 Conductive fibers

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Abstract

本発明に係る生体センサは、電池から供給される電力により動作する生体センサであって、前記電池の少なくとも一方の端子側に位置する電極部と、前記一方の端子と前記電極部との間に設けられた、導電性を有する導電性粘着テープと、を備え、前記導電性粘着テープは、重さが３３ｇの鉄球を高さ３０ｃｍから垂直に落下させて表面に荷重が加わった際の、抵抗値の変動幅が絶対値で１．６０Ω以下である。

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る。生体電極で生体情報に関する電気信号を取得することで、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、上外装体と下外装体とにより画成される収容空間内に収納された配線基板と、配線基板上に実装されたコイン電池とを備え、コイン電池から無線通信部に電力を供給し、無線通信部で取得したデータを送信する貼付型生体用デバイスが開示されている（例えば、特許文献１参照）。
日本国特開２０１９－２０３８８１０号公報
　従来の貼付型生体用デバイスのように、コイン電池等のバッテリや生体センサの動作を制御する制御部を内部に備えた生体センサは、生体センサの使用時において被験者の皮膚への圧着や生体の動き（体動）等により、バッテリと制御部との間の配置される配線等の導電部材の抵抗が上昇して、バッテリからの供給電圧が低下する可能性がある。特に、バッテリからの供給電圧が制御部の動作可能電圧を下回ると、生体センサの稼働が停止し、生体情報を測定できない場合がある。
　本発明の一態様は、バッテリから制御部に電圧を安定的に供給することができる生体センサを提供することを目的とする。
　本発明に係る生体センサの一態様は、電池から供給される電力により動作する生体センサであって、前記電池の少なくとも一方の端子側に位置する電極部と、前記一方の端子と前記電極部との間に設けられた、導電性を有する導電性粘着テープと、を備え、前記導電性粘着テープは、重さが３３ｇの鉄球を高さ３０ｃｍから垂直に落下させて表面に荷重が加わった際の、抵抗値の変動幅が絶対値で１．６０Ω以下である。
　本発明に係る生体センサの一態様は、バッテリから制御部に電圧を安定的に供給することができる。
本発明の実施形態に係る生体センサの構成を示す斜視図である。 図１の分解斜視図である。 図１のI－I断面図である。 センサ部の構成を示す平面図である。 図４のセンサ部の一部の分解斜視図である。 図４のセンサ部のレイアウトを示す説明図である。 図４のII－II部分断面図である。 第１導電性粘着テープ及び第２導電性粘着テープの他の構成の一例を示す図である。 第１導電性粘着テープ及び第２導電性粘着テープの他の構成の一例を示す図である。 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。 ３点曲げ試験の説明図である。 実施例１の生体センサの時間と電圧との関係を示す図である。 実施例２の生体センサの時間と電圧との関係を示す図である。 実施例３の生体センサの時間と電圧との関係を示す図である。 実施例４の生体センサの時間と電圧との関係を示す図である。 実施例５の生体センサの時間と電圧との関係を示す図である。 実施例６の生体センサの時間と電圧との関係を示す図である。 比較例１の生体センサの時間と電圧との関係を示す図である。 比較例２の生体センサの時間と電圧との関係を示す図である。 比較例３の生体センサの時間と電圧との関係を示す図である。
　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。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。本実施形態では、一例として、生体に接触させて生体情報の測定を行う貼付型生体センサである場合について説明する。なお、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。生体センサは、生体の一部（例えば、皮膚、頭皮又は額等）に貼付される。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。
　図１は、本実施形態に係る生体センサの構成を示す斜視図であり、図２は、図１の分解斜視図であり、図３は、図１のI－I断面図である。図１に示すように、生体センサ１は、平面視において略楕円状に形成された板状（シート状）部材である。図２及び帯図３に示すように、生体センサ１は、生体用粘着層１０、発泡シート２０、筐体３０、電極４０及びセンサ部５０を有し、生体用粘着層１０側から筐体３０側に向かって、生体用粘着層１０、発泡シート２０及び筐体３０の順に積層して構成されている。生体用粘着層１０、発泡シート２０及び筐体３０は、平面視において略同一の外形形状を有している。電極４０は、生体用粘着層１０の皮膚２への貼付側（－Ｚ軸方向）の面に設けられている。センサ部５０は、生体用粘着層１０の上に設置され、発泡シート２０及び筐体３０により形成される収納空間Ｓ内に収容されている。
［生体用粘着層］
　図３に示すように、生体用粘着層１０は、基材１１と、貼付用粘着層１２と、センサ用粘着層１３とを有している。
（基材）
　図３に示すように、基材１１は、貼付用粘着層１２に、発泡シート２０及び筐体３０側の面が露出するように設けられている。基材１１の幅方向（Ｘ軸方向）の両側の外形形状は、発泡シート２０及び筐体３０の幅方向（Ｘ軸方向）の両側の外形形状と略同一である。基材１１の長さ（Ｙ軸方向）は、発泡シート２０及び筐体３０の長さ（Ｙ軸方向）よりも短く形成されている。
　基材１１は、適度な伸縮性、可撓性及び靱性を有する可撓性樹脂を用いて形成することができる。基材１１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、特に、ポリオレフィン系樹脂、ＰＥＴが好適に用いられる。これらの熱可塑性樹脂は、防水性を有する（水分透過性が低く）。そのため、基材１１は、これらの熱可塑性樹脂を用いて形成されることで、生体センサ１が生体の皮膚２に貼り付けられた状態で、皮膚２から発生する汗又は水蒸気が基材１１を通って、センサ部５０のフレキシブル基板５１側に侵入することを抑止することができる。
　基材１１は、その上面にセンサ部５０が設置されるため、平板状に形成されていることが好ましい。
　基材１１の厚さは、適宜任意に選択可能であり、例えば、１μｍ～３００μｍであることが好ましく、５μｍ～１００μｍであることがより好ましく、１０μｍ～５０μｍであることがさらに好ましい。
（貼付用粘着層）
　図３に示すように、貼付用粘着層１２は、基材１１の貼付側（－Ｚ軸方向）の下面に設けられており、生体と接触する層である。貼付用粘着層１２は、透湿性を有することが好ましい。生体センサ１が貼り付けられた皮膚２から発生する水蒸気等を貼付用粘着層１２を介して発泡シート２０に逃がすことができる。さらに、発泡シート２０は、後述する通り、気泡構造を有するため、筐体用粘着層２２を介して水蒸気を生体センサ１の外部に放出することができる。これにより、生体センサ１を装着した皮膚２と貼付用粘着層１２との界面に、汗又は水蒸気が溜まることを抑止することができる。この結果、皮膚２と貼付用粘着層１２との界面に溜まった水分により貼付用粘着層１２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。
　貼付用粘着層１２は、感圧接着性を有することが好ましい。貼付用粘着層１２は、感圧接着性を有することで、生体センサ１を生体の皮膚２に押し付けることで皮膚２に容易に貼り付けることができる。
　貼付用粘着層１２の材料としては、感圧接着性を有する材料であれば特に限定されず、生体適合性を有する材料等が挙げられる。貼付用粘着層１２を形成する材料としては、アクリル系感圧接着剤、シリコーン系感圧接着剤等が挙げられる。好ましくは、アクリル系感圧接着剤が挙げられる。
　アクリル系感圧接着剤は、アクリルポリマーを主成分として含有することが好ましい。アクリルポリマーは、感圧接着成分として機能することができる。アクリルポリマーとしては、アクリル酸イソノニル、アクリル酸メトキシエチル等の（メタ）アクリル酸エステルを主成分として含み、アクリル酸等の（メタ）アクリル酸エステルと共重合可能なモノマーを任意成分として含むモノマー成分を重合したポリマーを用いることができる。
　アクリル系感圧接着剤は、カルボン酸エステルをさらに含有することが好ましい。カルボン酸エステルは、アクリルポリマーの感圧接着力を低減して、貼付用粘着層１２の感圧接着力を調整する感圧接着力調整剤として機能する。カルボン酸エステルは、アクリルポリマーと相溶可能なカルボン酸エステルを用いることができる。カルボン酸エステルとしては、トリ脂肪酸グリセリル等を用いることができる。
　アクリル系感圧接着剤は、必要により、架橋剤を含有してもよい。架橋剤は、アクリルポリマーを架橋する架橋成分である。架橋剤としては、ポリイソシアネート化合物（多官能イソシアネート化合物）、エポキシ化合物、メラミン化合物、過酸化化合物、尿素化合物、金属アルコキシド化合物、金属キレート化合物、金属塩化合物、カルボジイミド化合物、オキサゾリン化合物、アジリジン化合物、アミン化合物等が挙げられる。これらの中でも、ポリイソシアネート化合物が好ましい。これらの架橋剤は、単独で使用してもよいし、併用してもよい。
　貼付用粘着層１２は、優れた生体適合性を有することが好ましい。例えば、貼付用粘着層１２を角質剥離試験した時に、角質剥離面積率は、０％～５０％であることが好ましく、１％～１５％であることがより好ましい。角質剥離面積率が０％～５０％の範囲内であれば、貼付用粘着層１２を皮膚２に貼着しても、皮膚２の負荷を抑制することができる。
　貼付用粘着層１２の透湿度は、３００（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以上であることが好ましく、６００（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以上であることがより好ましく、１０００（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以上であることがさらに好ましい。また、貼付用粘着層１２の透湿度は、１００００（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以下である。貼付用粘着層１２の透湿度が３００（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以上であれば、貼付用粘着層１２を皮膚２に貼着しても、皮膚２から発生した汗等を適度に基材１１から外部に向けて透過させることができるので、皮膚２の負担を低減することができる。
　貼付用粘着層１２の厚さは、適宜任意に選択可能であり、１０μｍ～３００μｍであることが好ましい。貼付用粘着層１２の厚さが１０μｍ～３００μｍであれば、生体センサ１の薄型化が図れる。
　センサ用粘着層１３は、基材１１の上面に貼り付けられており、基材１１とセンサ部５０のフレキシブル基板５１とを接着する層である。センサ用粘着層１３を形成する材料としては、感圧接着性を有する材料であることが好ましく、貼付用粘着層１２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。
　センサ用粘着層１３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い。センサ用粘着層１３の厚さが１０μｍ～３００μｍであれば、生体センサ１の薄型化が図れる。
［発泡シート］
　発泡シート２０は、発泡貼付層２１と、その上面に設けられた筐体用粘着層２２を有している。
（発泡貼付層）
　図３に示すように、発泡貼付層２１は、発泡基材２１１と、発泡基材２１１の生体側（－Ｚ軸方向）の面に設けられた基材用粘着層２１２とを有している。なお、発泡基材２１１と貼付用粘着層１２との接着が十分である場合には、発泡貼付層２１は、基材用粘着層２１２を備えず、発泡基材２１１を貼付用粘着層１２に接着させてもよい。
（（発泡基材））
　発泡基材２１１は、可撓性、防水性及び透湿性を有する、連続気泡、独立気泡又は半独立気泡の発泡構造を有する発泡体を用いて形成することができる。これにより、生体センサ１が貼り付けられた生体から発生する汗等による水蒸気を、発泡基材２１１を介して生体センサ１の外部に放出することができる。
　発泡基材２１１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。これらの中でも、ポリエステル系樹脂が好ましく、ＰＥＴが好適に用いられる。
　発泡基材２１１の厚さは、適宜選択可能であり、例えば、０．５ｍｍ～１．５ｍｍとすることができる。
（（基材用粘着層））
　図３に示すように、基材用粘着層２１２は、発泡基材２１１の下面に貼り付けられて設けられており、基材１１と発泡基材２１１とを接着する機能を有する。
　基材用粘着層２１２は、透湿性を有することが好ましい。生体センサ１が貼り付けられた皮膚２から発生する水蒸気等を基材用粘着層２１２を介して発泡基材２１１に逃がすことができる。さらに、発泡基材２１１は、上述の通り、気泡構造を有するため、筐体用粘着層２２を介して水蒸気を生体センサ１の外部に放出することができる。これにより、生体センサ１を装着した皮膚２と貼付用粘着層１２との界面に、汗又は水蒸気が溜まることを抑止することができる。この結果、皮膚２と貼付用粘着層１２との界面に溜まった水分により貼付用粘着層１２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。
　基材用粘着層２１２を形成する材料としては、感圧接着性を有する材料であることが好ましく、貼付用粘着層１２と同様の材料を用いることができる。基材用粘着層２１２を形成する材料としては、アクリル系感圧接着剤を用いることが好ましい。
　基材用粘着層２１２の透湿度は、１（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以上であることが好ましく、１０（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以上であることがより好ましい。また、基材用粘着層２１２の透湿度は、１００００（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以下である。基材用粘着層２１２の透湿度が１０（ｇ／ｍ２・ｄａｙ）以上であれば、貼付用粘着層１２を皮膚２に貼着した際、生体用粘着層１０から伝わってくる汗等を外部に向けて透過させることができるので、皮膚２の負荷を抑制できる。
　基材用粘着層２１２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い。基材用粘着層２１２の厚さが１０μｍ～３００μｍであれば、生体センサ１の薄型化が図れる。
（筐体用粘着層）
　図３に示すように、筐体用粘着層２２は、発泡基材２１１の上面に貼り付けられた状態で設けられている。筐体用粘着層２２は、発泡基材２１１の上面のうち、筐体３０の貼付側（－Ｙ軸方向）の平坦面に対応する位置に貼り付けられており、発泡基材２１１と筐体３０とを接着する機能を有する。
　筐体用粘着層２２を形成する材料としては、シリコン系粘着剤やシリコンテープ等を用いることができる。
　筐体用粘着層２２は、透湿性を有することが好ましい。発泡基材２１１は、連続気泡構造を有するため、筐体用粘着層２２を介して侵入した水蒸気を生体センサ１の外部に放出することができる。
　筐体用粘着層２２の厚さは、適宜設定可能であり、例えば、０．５ｍｍ～１．５ｍｍとすることができる。
　筐体用粘着層２２の透湿度は、６５（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～４０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）であることが好ましく、９０（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～２０００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）であることがより好ましく、８００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～１７００（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）であることがさらに好ましく、８５０（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）～１６６０（ｇ／ｍ2・ｄａｙ）であることが最も好ましい。筐体用粘着層２２の透湿度が上記の好ましい範囲内であれば、基材１１の貼付側（－Ｚ軸方向）の面に設けられる貼付用粘着層１２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。
（筐体）
　図３に示すように、筐体３０は、発泡シート２０の上面に接着されている。筐体３０は、長手方向（Ｙ軸方向）の中央部分に、生体センサ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３１を有している。また、筐体３０の下面（貼付側の面）は、平坦に形成されている。突出部３１の内側（貼付側）には、センサ部５０を収納する収納空間Ｓが形成される。
　筐体３０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。筐体３０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にかかる衝撃を和らげることができる。
　筐体３０の突出部３１の上面及び側壁の厚さは、筐体３０の長手方向Ｌの両端側に設けられる平坦部３２ａ及び３２ｂの厚さに比べて厚いことが好ましい。これにより、突出部３１の柔軟性を平坦部３２ａ及び３２ｂ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３１の上面及び側壁の厚さは、１．５ｍｍ～３ｍｍであり、平坦部３２ａ及び３２ｂ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３２ａ及び３２ｂは、突出部３１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３２ａ及び３２ｂ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３２ａ及び３２ｂ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とが好ましい。これにより、平坦部３２ａ及び３２ｂの外周部の柔軟性をさらに高くすることができ、平坦部３２ａ及び３２ｂ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。
（電極）
　図３に示すように、電極４０は、基材１１の貼付側（－Ｚ軸方向）である下面に設けた貼付用粘着層１２の下面に貼り付けられている。生体センサ１が皮膚２に貼付される際に、電極４０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４０は、基材１１に皮膚と接触可能に露出した状態で埋没させてもよい。
　電極４０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４０は、貼付用粘着層１２に、生体と接触可能となるように露出した状態で貼付用粘着層１２の下面に埋設されていてもよい。
　さらに、電極４０は、皮膚２との接触面に複数の貫通孔を有してもよい。これにより、電極４０は、貼付用粘着層１２に貼り付けられた状態で、貫通穴から貼付用粘着層１２を貼付側に露出させることができるため、電極４０と皮膚２との密着性を高められる。
（センサ部）
　図４は、センサ部５０の構成を示す平面図であり、図５は、センサ部５０の一部の分解斜視図である。なお、図４中の破線は、筐体３０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、センサ本体５２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（第１電極部）５５と、負電極パターン（第２電極部）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４０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５に示すように、バッテリ５４が装着される。
　図４のセンサ部５０のレイアウトを示す説明図を図６に示す。図６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６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６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６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。
　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、図６に示すように、角部が面取りされた矩形状を有している。
　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、図６に示すように、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。
　導電性粘着テープ５７は、重さ３３ｇの鉄球を高さ３０ｃｍから垂直に落下させて表面に荷重が加わった際の、抵抗値の変動幅を絶対値で１．６０Ω以下としている。本願発明者は、導電性粘着テープ５７の表面に所定の荷重が加わった時の抵抗値の変動を抑えることで、導電性粘着テープ５７に荷重が加わっても、導電パスの大きさの変化を抑えることができることに着目した。そして、本願発明者は、導電性粘着テープ５７の抵抗値の変動幅が絶対値で１．６０Ω以下であるときには、導電性粘着テープ５７に所定の荷重が加わっても、導電パスの大きさの変化を抑えることができ、導通が安定することを見出した。
　導電性粘着テープ５７は、単位曲げ撓み量当たりの曲げ荷重を０．０３５Ｎ／ｃｍ以下とすることが好ましい。バッテリと正電極パターン５５又は負電極パターン５６とを接合する導電性粘着テープ５７の剛性を小さくして、単位曲げ撓み量当たりの曲げ荷重が所定値以下であれば、導電性粘着テープ５７に荷重が加わっても、導電パスの大きさの変化を抑えることができ、導電性粘着テープ５７の抵抗変動が抑えられ、導通を安定させることができる。
　ここで、単位曲げ撓み量当たりの曲げ荷重は、ＪＩＳ　Ｋ７１７１に準ずる３点曲げ試験を用いて、単位曲げ撓み量当たりの曲げ荷重を算出することで求めることができる。具体的には、導電性粘着テープ５７を所定のサイズ（例えば、幅２ｃｍ×長さ１５ｃｍ）として、導電性粘着テープ５７の両面をＰＥＴフィルム（厚さ：３８μｍ）で挟んで補強し、導電性粘着テープ５７をＰＥＴフィルムで挟んだ積層体を作製する。積層体を用いて３点曲げ試験を行い、撓み量（単位：ｃｍ）をＸ軸とし、荷重（単位：Ｎ）をＹ軸とした時に得られる撓み量－荷重曲線のうち、撓み量１ｃｍまでを初期傾きと見なして、積層体の傾きを算出する。得られる積層体の傾きを導電性粘着テープ５７の単位曲げ撓み量当たりの曲げ荷重として求められる。また、積層体を複数（例えば、９個）を作製する時は、単位曲げ撓み量当たりの曲げ荷重は、複数（例えば、９個）の積層体の単位曲げ撓み量当たりの曲げ荷重の平均値としてもよい。なお、導電性粘着テープ５７を設置する２つの支点間距離、圧子の降下（圧縮）速度は、積層体の大きさ等に応じて適宜選択可能であり、例えば、導電性粘着テープ５７のサイズが幅２ｃｍ×長さ１５ｃｍである時、支点間距離は５ｃｍ、圧縮速度は１ｃｍ／ｍｉｎとする。
　導電性粘着テープ５７は、バッテリ５４の正極端子と正電極パターン５５との間に配置される第１導電性粘着テープ５７Ａと、バッテリ５４の負極端子と負電極パターン５６との間に配置される第２導電性粘着テープ５７Ｂとを備えている。なお、以下の説明では、第１導電性粘着テープ５７Ａ及び第２導電性粘着テープ５７Ｂをまとめて、単に導電性粘着テープ５７という場合がある。
　図７は、図４のII－II部分断面図である。図７に示すように、第１導電性粘着テープ５７Ａは、バッテリ５４の正極端子と正電極パターン５５との間に設けられ、正極端子と正電極パターン５５とを電気的に接続している。第２導電性粘着テープ５７Ｂは、バッテリ５４の負極端子と負電極パターン５６との間に設けられ、第２端子と負電極パターン５６とを電気的に接続している。
　第１導電性粘着テープ５７Ａは、粘着剤層７１Ａで構成され、第２導電性粘着テープ５７Ｂは、粘着剤層７１Ｂで構成されている。第１導電性粘着テープ５７Ａ及び第２導電性粘着テープ５７Ｂは、いずれも、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの両面が粘着面となっている、いわゆる両面粘着型導電性粘着テープである。なお、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの表面を粘着面と称する場合がある。また、第１導電性粘着テープ５７Ａ及び第２導電性粘着テープ５７Ｂは、金属箔等の導電性基材を備えていない、いわゆる基材レス導電性両面粘着テープである。
〔粘着剤層〕
　粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂは、導電性粘着テープの粘着面を提供しつつ、導電性（電気伝導性）を備えている。粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの粘着面が、導体等の被着体に貼り付けられると、被着体と粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂとの間の電気的導通が確保される。
　粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂは、図７に示すように、粘着樹脂７１１と、導電性微粒子（導電性フィラー）７１２とを有している。なお、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂは、導電性粘着テープ５７の目的を損なわない範囲で、その他の成分（添加剤）を含有してもよい。
　粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの厚さは、２０μｍ～８０μｍであることが好ましく、３０μｍ～７０μｍであることがより好ましく、３５μｍ～６０μｍであることがさらに好ましい。粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの厚さが、上記の好ましい範囲内であれば、導電性粘着テープ５７を薄くできるため、柔軟性を高めることができる。
（粘着樹脂）
　粘着樹脂７１１は、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの粘着力を確保等する機能を有する。粘着樹脂７１１は、粘着性ポリマーを用いて形成される。粘着性ポリマーとしては、例えば、アクリル系ポリマー、シリコーン系ポリマー、ウレタン系ポリマー、ゴム系ポリマー、ビニルアルキルエーテル系ポリマー、ポリエステル系ポリマー、ポリアミド系ポリマー、フッ素系ポリマー、エポキシ系ポリマー等が挙げられる。これらの中でも、ポリマーの設計の容易さ、粘着力の調整のし易さ、導電性粒子の分散性の確保等の点から、アクリル系ポリマーが好ましく用いられる。なお、粘着性ポリマーは、単独で又は２種以上を組み合せて用いてもよい。以下の説明では、粘着性ポリマーがアクリル系ポリマーからなるか、アクリル系ポリマーを含む場合について説明する。
　粘着樹脂７１１の含有量（下限値）は、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの全質量（１００質量％）に対し、好ましくは２０質量％以上であり、より好ましくは２５質量％以上であり、さらに好ましくは３０質量％以上である。また、粘着樹脂７１１の含有量（上限値）は、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの全質量（１００質量％）に対し、好ましくは６０質量％以下であり、より好ましくは５５質量％以下である。
　粘着樹脂７１１がアクリル系ポリマーを含んで形成される場合、アクリル系ポリマーの含有量（下限値）は、粘着樹脂７１１の全質量（１００質量％）に対し、好ましくは５０質量％以上であり、より好ましくは６０質量％以上である。また、アクリル系ポリマーの含有量（上限値）は、樹脂成分の全質量（１００質量％）に対し、好ましくは１００質量％以下であり、より好ましくは９０質量％以下である。
　アクリル系ポリマーとしては、特に限定されないが、例えば、炭素数が１～２０の直鎖又は分岐鎖状のアルキル基を有する（メタ）アクリル酸アルキルエステル（以下、単に（メタ）アクリル酸アルキルエステルと称する）と、極性基含有モノマーとをモノマー成分として構成されるアクリル系ポリマーであることが好ましい。なお、本明細書において「（メタ）アクリル」とは、「アクリル」及び「メタクリル」のうち、何れか一方又は両方を表すものとする。
　アクリル系ポリマーの重量平均分子量（Ｍｗ）は、粘着樹脂７１１の効果をより発現させ得る点で、好ましくは３０万～１００万であり、より好ましくは４０万～８０万である。重量平均分子量（Ｍｗ）は、重合開始剤や連鎖移動剤の種類やその使用量、重合の際の温度や時間の他、モノマー濃度、モノマー滴下速度などによりコントロールすることができる。なお、重量平均分子量は、例えば、ゲルパーミエーションクロマトグラフ（ＧＰＣ）法により測定することができる。
［導電性粒子］
　導電性微粒子７１２は、図７に示すように、粘着樹脂７１１中に分散した状態で含まれている。
　導電性微粒子７１２としては、金属粉等の導電性を有する粒子が用いられる。導電性粒子を形成する材料としては、例えば、ニッケル、鉄、クロム、コバルト、アルミニウム、アンチモン、モリブデン、銅、銀、白金、金等の金属、これらの合金又は酸化物、カーボンブラック等のカーボン材料等の導電性材料からなる粒子（粉末）；ポリマービーズ、ガラス、セラミックス等の粒子表面を導電性材料で被覆した被覆粒子等が挙げられる。また、被覆粒子には、導電性材料からなる粒子の表面を他の種類の導電性材料で被覆した粒子も含む。これらの中でも、好ましくは、金属及び被覆粒子であり、金属としては、ニッケル、銀を用いることが好ましい。
　導電性微粒子７１２の形状は、球状、スパイク状（毬栗状）、フレーク状（薄片状）、フィラメント状等であり、適宜選択される。導電性微粒子７１２が球状である場合、導電性微粒子７１２が粘着樹脂７１１内で均一に分散し易くなるため、粘着力が確保し易くなると共に、粘着剤層７１中における導電性微粒子７１２による導電路が形成し易くなる。そのため、導電性微粒子７１２の形状は球状であることが好ましい。
　導電性微粒子７１２のアスペクト比は、好ましくは１．０～１．５であり、より好ましくは１．０～１．１である。なお、導電性微粒子７１２のアスペクト比は、例えば、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）で測定することができる。
　導電性微粒子７１２の粒径ｄ50は、好ましくは、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの厚みより小さい。すなわち、「粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの厚み＞ｄ50」の関係にあることが好ましい。ｄ50は、粒径分布における５０％累積値（メディアン径）である。ｄ50は、例えば、レーザー回折・散乱法により測定される。なお、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂ中に導電性微粒子７１２が２種以上含まれている場合には、全ての種類の導電性微粒子７１２を混合した分布からｄ50を算出する。
　ｄ50が上記関係にあることにより、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂはより高い導電性及びより優れた粘着性を有することができる。ｄ50が粘着剤層７１の厚み以上の場合には、半数以上の導電性微粒子７１２が粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの厚みよりも大きくなってしまい、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの表面に突起を形成する。そのため、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂと被着体の接触面積が低下して粘着性が低下するおそれがあると共に、外観が不良となるおそれがある。ｄ50の具体的な範囲としては、好ましくは２μｍ～２０μｍであり、より好ましくは３μｍ～１５μｍであり、さらに好ましくは４μｍ～１０μｍである。
　導電性微粒子７１２の含有量の上限値は、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの全質量（１００質量％）に対し、好ましくは７０質量％以下であり、好ましくは６５質量％以下であり、更に好ましくは６０質量％以下である。また、導電性微粒子７１２の含有量の下限値は、好ましくは１５質量％以上であり、好ましくは２０質量％以上であり、更に好ましくは２５質量％以上である。導電性微粒子７１２の含有量が、上記の好ましい範囲内であると、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの粘着力を低下させることなく、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの導電性を確保することができる。
　粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂは、図８に示すように、導電性フィラーとして導電性繊維７１３を含んでもよい。
　導電性繊維７１３は、導電性を有するものであればよく、公知のものを用いることができる。導電性繊維７１３としては、金、銀、白金、銅、ニッケル、スズ、亜鉛、パラジウム、酸化インジウム錫、硫化銅等の金属繊維、カーボンナノチューブ等の炭素繊維、導電性高分子からなる繊維、繊維状又は粒状の導電性フィラーを分散させた高分子からなる繊維、繊維基材の表面を導電性材料で被覆した導電性被覆繊維を用いることができる。繊維基材として、導電性の有無によらず、公知の繊維を用いることができ、例えば、ポリエステル繊維、ナイロン繊維、アクリル繊維、ポリエチレン繊維、ポリプロピレン繊維、塩化ビニル繊維、アラミド繊維、ポリスルホン繊維、ポリエーテル繊維、ポリウレタン繊維等の合成繊維の他、綿、麻、絹等の天然繊維、アセテート等の半合成繊維、レーヨン、キュプラ等の再生繊維を用いることができる。これらの繊維を１種単独で用いてもよいし、２種以上を併用してもよい。繊維基材の表面を被覆する導電性材料としては、金属、導電性高分子等が挙げられる。金属としては、金属繊維に用いられる金属と同様の金属を用いることができる。中でも、金属が導電性、耐久性、柔軟性等の観点から好ましい。金属を被覆する方法としては、蒸着、スパッタ、電解メッキ、無電解メッキ等が挙げられる。
　導電性繊維７１３の繊維径は、１．１μｍ未満であることが好ましく、３００ｎｍ～１．０μｍであることがより好ましく、４００ｎｍ～７００ｎｍであることがさらに好ましい。導電性繊維７１３の含有量が、上記の好ましい範囲内であれば、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの粘着力を低下させることなく、粘着剤層７１の導電性を確保することができる。
　導電性繊維７１３の繊維長は、特に限定されるものではなく、粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂの種類、厚さ、体積等に応じて適宜選択可能である。なお、導電性繊維７１３の繊維径及び繊維長は、走査型電子顕微鏡により測定することができる。
　粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂは、図９に示すように、導電性基材を備えてもよい。粘着剤層７１Ａ及び７１Ｂ内に導電性基材を備えた導電性両面粘着テープを、いわゆる基材付き導電性両面粘着テープという。すなわち、導電性粘着テープ５７は、導電性基材７１４の両面に粘着剤層７１をそれぞれ設けて構成してもよい。
　また、粘着剤層７１は、導電性粘着テープ５７の目的を損なわない範囲において、導電性繊維や導電性基材以外に、例えば、中間層、下塗り層等の他の層を備えていてもよい。
　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、第１導電性粘着テープ５７Ａ及び第２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、第１導電性粘着テープ５７Ａ及び第２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、生体用粘着層１０及び電極４０を保護するため、生体センサ１を生体に貼り付けるまで、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を生体用粘着層１０及び電極４０から剥がすことで、生体用粘着層１０の貼付用粘着層１２の粘着力を維持することができる。
　図１０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４０を上側、他方の電極４０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３の貼付用粘着層１２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４０が圧着された状態で、被検者Ｐから電極４０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、正電極パターン５５及び負電極パターン５６と、これらの電極パターンとバッテリ５４との間に配置される導電性粘着テープ５７とを備え、導電性粘着テープ５７は、重さ３３ｇの鉄球を高さ３０ｃｍから垂直に落下させて表面に荷重が加えた際の、抵抗値の変動幅を絶対値で１．６０Ω以下としている。これにより、導電性粘着テープ５７は、その表面に荷重が加わった際に、抵抗変動を所定値以下に抑えることで、安定した導通を有することができる。そのため、生体センサ１は、その使用時において被験者の皮膚２への圧着や体動等が生じても、導電性粘着テープ５７の抵抗変動を抑え、抵抗が上昇することを抑えることができるため、バッテリ５４から部品搭載部５２１への供給電圧の低下を抑制することができる。よって、バッテリ５４から部品搭載部５２１への供給電圧の低下を抑えることで、バッテリ５４から部品搭載部５２１に電圧を安定的に供給することができる。
　したがって、生体センサ１は、生体センサ１の使用時において被験者の皮膚への圧着や体動等が生じても、部品搭載部５２１の動作が停止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、センサ部５０に電極部として正電極パターン５５及び負電極パターン５６を備え、導電性粘着テープ５７として第１導電性粘着テープ５７Ａ及び第２導電性粘着テープ５７Ｂを備えることができる。バッテリ５４の正極端子と負極端子が互い反対方向となるように設けられている場合、生体センサ１は、バッテリ５４の正極端子と正電極パターン５５との間に第１導電性粘着テープ５７Ａを配置し、バッテリ５４の負極端子と負電極パターン５６との間に第２導電性粘着テープ５７Ｂを配置することができる。これにより、生体センサ１は、センサ部５０のパッド部５２２ａとパッド部５２２ｂとの間に、正電極パターン５５、第１導電性粘着テープ５７Ａ、バッテリ５４、第２導電性粘着テープ５７Ｂ及び負電極パターン５６をこの順に積層した積層体を形成することができる。そのため、バッテリ５４がボタン型電池等のように正極端子と負極端子とが互いに反対方向に配置された電池である場合に、生体センサ１はセンサ部５０を生体センサ１内にコンパクトに収容することができると共に、使用時において被験者の皮膚２への圧着や体動等が生じて荷重が筐体の内部に加わっても、導電性粘着テープ５７の抵抗変動を抑え、抵抗の上昇を抑えることができる。
　さらに、生体センサ１は、導電性粘着テープ５７が粘着樹脂７１１と導電性微粒子７１２とを含有する粘着剤層７１を備えることができる。導電性粘着テープ５７を粘着剤層７１で構成することで、導電性粘着テープ５７の剛性が主に粘着剤層７１に依存することになるため、導電性粘着テープ５７の単位曲げ撓み量当たりの曲げ荷重を下げ易くすることができる。よって、生体センサ１は、生体センサ１の使用時において被験者の皮膚への圧着や体動等が生じて荷重が筐体の内部に加わっても、導電性粘着テープ５７の抵抗変動をより抑え易くすることができる。
　また、生体センサ１は、導電性粘着テープ５７を、粘着樹脂７１１に基材を含まないで構成することができる。これにより、粘着樹脂７１１の柔軟性をより高め易く構成することができるため、導電性粘着テープ５７は剛性を小さくすることができる。そのため、導電性粘着テープ５７は、その表面に荷重が加わった際に、変形し易くなるため、抵抗変動を抑え、導電性粘着テープ５７の抵抗の上昇をより安定して抑えることができる。
　また、生体センサ１は、導電性粘着テープ５７を、導電性繊維を含んで構成することができる。複数の導電性繊維同士を粘着樹脂７１１内で接触させ易くしつつ分散させることができる。そのため、生体センサ１は、導電性粘着テープ５７の表面に荷重が加わっても、導電性粘着テープ５７は導電性を維持し易く、抵抗変動をより安定して抑えることができる。
　このとき、生体センサ１は、導電性粘着テープ５７に含まれる、導電性繊維の平均繊維径を１．１μｍ未満とすることが好ましい。これにより、粘着剤層７１の粘着力を低下させることなく、粘着剤層７１の導電性を確保することができる。よって、導電性粘着テープ５７は、粘着力と導電性を維持しつつ、抵抗変動をより安定して抑えることができる。
　また、生体センサ１は、導電性粘着テープ５７に含まれる、粘着剤層７１の厚さを２０μｍ～８０μｍとすることができる。これにより、導電性粘着テープ５７を薄くできるので、導電性粘着テープ５７は剛性が小さくなり、変形し易くすることができる。また、導電性粘着テープ５７をより薄くすることができる。よって、導電性粘着テープ５７は、その表面に荷重が加わった際に、抵抗変動をより抑え易くすることができると共に、導電性粘着テープ５７を薄く形成することができる。
　このように、生体センサ１は、上記の通り、バッテリから制御部に電圧を安定的に供給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。
　なお、本実施形態では、第１導電性粘着テープ５７Ａ又は第２導電性粘着テープ５７Ｂの、所定条件の荷重を加えた時における抵抗値の変動幅を絶対値で１．６０Ω以下としてもよい。
　本実施形態では、バッテリ５４の正極端子と正電極パターン５５との間と、バッテリ５４の負極端子と負電極パターン５６との間の一方にのみ導電性粘着テープ５７を配置し、他方に導電性接着剤等を用いてもよい。
　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＞
［導電性粘着テープの準備］
　導電性粘着テープ１（商品名「９７０７」、３Ｍジャパン株式会社製）を準備した。導電性粘着テープ１は、粘着樹脂中に導電性微粒子（材質：Ａｇ、平均粒径：５μｍ、充填率：５６ｗｔ％）を分散させた状態で含む粘着テープであり、基材を含まない基材レス導電性粘着テープである。
（導電性粘着テープの厚さの測定）
　ＪＩＳ　Ｂ　７５０３に規定されたダイヤルゲージを用いて、粘着剤層の厚みを測定した。ダイヤルゲージの接触面は平面とし、径は５ｍｍとした。幅１５０ｍｍの試験片を用いて、１／１０００ｍｍ目盛りのダイヤルゲージで幅方向に等間隔で５点の厚みを測定し、その測定結果の平均値を粘着剤層の厚みとした。導電性粘着テープ１は粘着剤層で構成されているため、粘着剤層の厚さを導電性粘着テープ１の厚さとした。
（単位曲げ撓み量当たりの曲げ荷重の測定）
　導電性粘着テープ１のサイズは、幅２ｃｍ×長さ１５ｃｍとした。導電性粘着テープ１の両面をＰＥＴフィルム（厚さ：３８μｍ）で挟んで補強し、導電性粘着テープ１をＰＥＴフィルムで挟んで積層した試験片を９個作製した。試験片を用いて、ＪＩＳ　Ｋ７１７１に準ずる３点曲げ試験にしたがい、小型測定装置（ＥＺ－Ｔｅｓｔ、島津製作所）を用いて、２３℃における３点曲げ試験を行った。３点曲げ試験の一例を図１１に示す。図１１に示すように、試験片８０の中央部分が２つの支点８１の間の中間となるように、試験片８０を２つの支点８１の上に設置し、試験片８０の中央部分の上に圧子８２を設置した。支点８１同士の距離Ｌは５ｃｍ、圧子の降下（圧縮）速度は１ｃｍ／ｍｉｎとした。圧子を降下させ、試験片８０を撓ませた。撓み量（単位：ｃｍ）をＸ軸とし、荷重（単位：Ｎ）をＹ軸とした時、得られる撓み量（Ｘ）－荷重（Ｙ）曲線のうち、撓み量１ｃｍまでを初期傾きと見なして、試験片８０の傾きを算出した。得られた傾きを、単位曲げ撓み量当たりの曲げ荷重とした。単位曲げ撓み量当たりの曲げ荷重は、９個の試験片８０の単位曲げ撓み量当たりの曲げ荷重の平均値とした。
（抵抗変動値の算出）
　導電性粘着テープ１の試験片のサイズは、幅１ｃｍ×長さ１ｃｍとし、試験片に電流を約５０ｍＡ流した状態で、重さ３３ｇの鉄球を導電性粘着テープ１の直上３０ｃｍの位置から落下させた。試験片に鉄球が衝突したときの電圧変動より抵抗変動を算出し、ピーク抵抗値を測定した。ピーク抵抗値と落球前の抵抗値との差より、抵抗変動値を算出した。導電性粘着テープの抵抗変動値が１．６０Ω以下であった場合には、導電性粘着テープの電圧安定性が良好であると評価（表１中、Ａ印）し、導電性粘着テープの抵抗変動値が１．６０Ωを超えた場合には、導電性粘着テープの電圧安定性が不良であると評価（表１中、Ｂ印）した。
［生体センサの作製］
　バッテリの両方の端子と、フレキシブル基板に形成した２つの電極パッドとを導電性粘着テープ１を介して接着させることでセンサ部を作製した。また、基材の貼付面側に貼付用粘着層を形成し、基材の貼付面側とは反対側の面に粘着層を形成した生体用粘着層を準備した。さらに、発泡基材と基材用粘着層とを積層した発泡貼付層の上面に筐体用粘着層を設けた発泡シートを準備した。そして、生体用粘着層の貼付面側に一対の電極を貼り付けた後、センサ部を生体用粘着層の上面に設置した。センサ部が発泡シート及び筐体で形成される空間内に配置されるように、生体用粘着層の上面に発泡シート及び筐体を設置して、生体センサを作製した。
（電源電圧の変動の評価）
　生体センサのコイン型電池から電流を流し始めてから２秒後に、コイン型電池の上方に位置する筐体を貼付方向に荷重（圧力：２０Ｎ／ｃｍ2）を約６．５秒間加えた後、加圧を停止した。この間の電源電圧の変動を測定した。電源電圧の測定結果を図１１に示す。なお、図１２中、バッテリの電源電圧は太い実線で示し、センサ部の設置されるＣＰＵ等の部品搭載部（制御部）にかかる電圧は細い実線で示す。
＜実施例２～６＞
　実施例１において、導電性粘着テープ１を以下の導電性粘着テープ２～６に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２～６において、導電性粘着テープ２～６を用いて作製した生体センサの電源電圧の変動を測定した結果を図１３～図１７に示す。
・導電性粘着テープ２（商品名「ＣＮ４４９０」、３Ｍジャパン株式会社製）
・導電性粘着テープ３（商品名「９７２５」、３Ｍジャパン株式会社製）
・導電性粘着テープ４（商品名「９７２０Ｓ」、３Ｍジャパン株式会社製）
・導電性粘着テープ５（商品名「Ｎｏ．７０２５」、寺岡製作所製）
・導電性粘着テープ６（商品名「Ｔ４４２０Ｗ」、デクセリアルズ株式会社製）
＜比較例１～３＞
　実施例１において、導電性粘着テープ１を以下の導電性粘着テープ７～９に変更したこと以外は、実施例１と同様にして行った。比較例１～３において、導電性粘着テープ７～９を用いて作製した生体センサの電源電圧の変動を測定した結果を図１８～図２０に示す。
・導電性粘着テープ７（商品名「Ｎｏ．７９２」、寺岡製作所製）
・導電性粘着テープ８（商品名「Ｘ７００１」、３Ｍジャパン株式会社製）
・導電性粘着テープ９（商品名「Ａｌ－２５ＤＣ」、３Ｍジャパン株式会社製）
　各実施例及び比較例における、得られた導電性粘着テープの種類と、抵抗変動値の測定結果、電圧安定性の評価結果を表１に示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　実施例１～６では、表１に示すように、導電性粘着テープの抵抗変動値は０．２３Ω以下であり、図１２～図１７に示すように、電源電圧は２．７Ｖ～２．９Ｖの範囲内で、制御部にかかる電圧は約２．１Ｖであり、電圧安定性は良好であった。一方、比較例１～３では、表１に示すように、導電性粘着テープの抵抗変動値は約１．７Ω以上であり、図１８～図２０に示すように、電源電圧は２．１Ｖ～２．８Ｖの範囲内で変動し、制御部にかかる電圧は２．１Ｖ～２．５Ｖの範囲内で変動し、電圧安定性は悪かった。
　よって、実施例１～６の導電性粘着テープは、比較例１～３の導電性粘着テープと異なり、単位曲げ撓み量当たりの曲げ荷重を０．０２Ｎ／ｃｍ以下とすることで、抵抗の変動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は、所定の導電性粘着テープをバッテリ（電池）と基板との接続に用いた際、抵抗値の上昇を抑えることができるので、生体センサの生体との接触インピーダンスが低く維持でき、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２０２０－０５９６５７号に基づく優先権を主張するものであり、特願２０２０－０５９６５７号の全内容を本出願に援用する。
　１　生体センサ
　２　皮膚
　１０　生体用粘着層
　１１　基材
　１２　貼付用粘着層
　１３　センサ用粘着層
　２０　発泡シート
　２１　発泡貼付層
　２１１　発泡基材
　２１２　基材用粘着層
　２２　筐体用粘着層
　３０　筐体
　４０　電極
　５０　センサ部
　５１　フレキシブル基板（樹脂基板）
　５２　センサ本体
　５２１　部品搭載部（制御部）
　５２２　バッテリ装着部
　５４　バッテリ
　５５　正電極パターン（第１電極部）
　５６　負電極パターン（第２電極部）
　５７　導電性粘着テープ
　５７Ａ　第１導電性粘着テープ
　５７Ｂ　第２導電性粘着テープ
　７１Ａ、７１Ｂ　粘着剤層
　７１１　粘着樹脂
　７１２　導電性微粒子（導電性フィラー）
　７１３　導電性繊維

Claims (7)

  1. 　電池から供給される電力により動作する生体センサであって、
    　前記電池の少なくとも一方の端子側に位置する電極部と、
    　前記一方の端子と前記電極部との間に設けられた、導電性を有する導電性粘着テープと、
    を備え、
    　前記導電性粘着テープは、重さが３３ｇの鉄球を高さ３０ｃｍから垂直に落下させて表面に荷重が加わった際の、抵抗値の変動幅が絶対値で１．６０Ω以下である生体センサ。
  2. 　前記電極部は、
    　前記電池の第１端子側に位置する第１電極部と、
    　前記電池の第２端子側に位置する第２電極部と、
    を備え、
    　前記導電性粘着テープは、
    　前記第１端子と前記第１電極部との間に設けられた第１導電性粘着テープと、
    　前記第２端子と前記第２電極部との間に設けられた第２導電性粘着テープと、
    を備える請求項１に記載の生体センサ。
  3. 　前記導電性粘着テープは、粘着樹脂と、前記粘着樹脂中に分散される導電性微粒子とを含有する粘着材層を備える請求項１又は２に記載の生体センサ。
  4. 　前記粘着樹脂は、基材を含まない請求項３に記載の生体センサ。
  5. 　前記導電性粘着テープは、前記粘着樹脂の中に、繊維基材の表面を導電性材料で被覆した導電性繊維を含む請求項３又は４に記載の生体センサ。
  6. 　前記導電性繊維の平均繊維径が、１．１μｍ未満である請求項５に記載の生体センサ。
  7. 　前記導電性粘着テープの厚さが、２０μｍ～８０μｍである請求項１～６の何れか一項に記載の生体センサ。
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