WO2023234332A1 - 生体センサ - Google Patents

生体センサ Download PDF

Info

Publication number
WO2023234332A1
WO2023234332A1 PCT/JP2023/020226 JP2023020226W WO2023234332A1 WO 2023234332 A1 WO2023234332 A1 WO 2023234332A1 JP 2023020226 W JP2023020226 W JP 2023020226W WO 2023234332 A1 WO2023234332 A1 WO 2023234332A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
electrode
biosensor
adhesive
adhesive layer
skin
Prior art date
Application number
PCT/JP2023/020226
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
聡太 近藤
慶音 西山
千春 小田根
Original Assignee
日東電工株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 日東電工株式会社 filed Critical 日東電工株式会社
Publication of WO2023234332A1 publication Critical patent/WO2023234332A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • 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
    • A61B5/251—Means for maintaining electrode contact with the body
    • A61B5/257—Means for maintaining electrode contact with the body using adhesive means, e.g. adhesive pads or tapes

Definitions

  • the present invention relates to a biological sensor.
  • Biosensors that measure biological information such as electrocardiogram waveforms, pulse waves, brain waves, and electromyography are used in medical institutions such as hospitals and clinics, nursing care facilities, and homes.
  • a biosensor is equipped with a bioelectrode that acquires biometric information about a subject by contacting a living body.
  • the biosensor is attached to the subject's skin and electrical signals related to the biometric information are transmitted to the subject's body.
  • Biological information is measured by acquiring it with electrodes.
  • Such a biosensor may include, for example, a sensor body, an electrode, a cover laminated on an upper sheet, a first layer member formed to accommodate the sensor body, and a cover attached to the living body side surface of the first layer member.
  • a biosensor has been disclosed that has a sensor main body attached thereto and a second layer member formed so that electrodes are exposed (for example, see Patent Document 1).
  • the first adhesive layer is attached to the skin.
  • Biological information is obtained by contacting the electrodes attached to the layer with the skin.
  • Patent Document 1 does not consider the thickness and area of the electrode, the contact impedance with the skin, and the ease of peeling off from the biological surface.
  • the thickness or area of the electrode increases, the contact impedance of the living body surface becomes smaller and the noise of the detected electrical signal is suppressed, but the adhesion to the living body surface such as the subject's skin may deteriorate and it may become easier to peel off. There is.
  • Biosensors are often used for long periods of time by being attached to the surface of a living body such as the skin, and are required to accurately detect biometric information. Therefore, in order for a biosensor to stably and accurately acquire electrical signals related to biological information from a biological surface such as the skin over a long period of time, the biosensor must be able to obtain electrical signals from the biological surface such as the skin while suppressing the generation of noise in the detected electrical signals. It is important to be able to maintain the adhesive in a stable state.
  • An object of one aspect of the present invention is to provide a biosensor that can suppress the generation of noise during use and can be stably attached to a living body.
  • One aspect of the biosensor according to the present invention is A sensor body that acquires biological information, an adhesive electrode connected to the sensor body; a first layer member having a storage space in which the electrode is provided on the lower surface and the sensor main body is stored; a second layer member that is attached to the lower surface of the first layer member so as to expose the electrode and cover the sensor body; Equipped with The thickness of the electrode is 15 ⁇ m or more, the area of the electrode is 2.0 cm 2 to 5.0 cm 2 , and the tack force of the electrode is 60 gf / 5 mm or more, When viewed from the bottom, the occupancy rate of the electrode in the first layer member is 40% to 90%.
  • One embodiment of the biosensor according to the present invention suppresses noise generation during use and can be stably attached to a living body.
  • FIG. 1 is a perspective view showing the overall configuration of a biosensor according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a plan view showing an example of each component of the biosensor.
  • 2 is a longitudinal cross-sectional view of the biosensor, and is a cross-sectional view taken along the line II in FIG. 1.
  • FIG. FIG. 2 is a bottom view of the biosensor of FIG. 1;
  • FIG. 2 is an explanatory diagram showing a state in which the biosensor of FIG. 1 is attached to the chest of a living body.
  • Biosensor A biosensor according to this embodiment will be described.
  • living organisms refer to the human body (human being) and animals such as cows, horses, pigs, chickens, dogs, and cats.
  • the biosensor according to this embodiment can be suitably used for living bodies, especially for human bodies. In this embodiment, a case where the living body is a human will be described as an example.
  • the biosensor according to this embodiment is an attached biosensor that is attached to a part of a living body (for example, the skin, scalp, forehead, etc.) to measure biometric information.
  • a biosensor is attached to a person's skin and measures an electrical signal (biological signal) related to the person's biometric information.
  • FIG. 1 is a perspective view showing the overall configuration of a biosensor according to this embodiment.
  • the left side of FIG. 1 shows the appearance of the biosensor according to this embodiment, and the right side of FIG. 1 shows the state where each component of the biosensor according to this embodiment is disassembled.
  • FIG. 2 is a plan view showing an example of each component of the biosensor.
  • FIG. 3 is a longitudinal sectional view of the biosensor, and is a sectional view taken along line II in FIG.
  • the biosensor 1 is a plate-like (sheet-like) member formed into a substantially elliptical shape when viewed from above.
  • the biosensor 1 includes a first layer member 10, an electrode 20, a sensor section 30, and a second layer member 40. 40 are stacked in this order from the first layer member 10 side to the second layer member 40 side.
  • the first layer member 10, the electrode 20, and the second layer member 40 form a surface to be attached to the skin 2, which is an example of a living body.
  • the biosensor 1 measures an electric signal (biosignal) related to the subject's biometric information by attaching the adhesive surface to the skin 2 and measuring the potential difference (polarization voltage) between the skin 2 and the electrode 20 .
  • a three-dimensional orthogonal coordinate system with three axes (X-axis, Y-axis, and Z-axis) is used, and the lateral direction of the biosensor is the X-axis direction, and the longitudinal direction is the Y-axis direction.
  • the height direction (thickness direction) is the Z-axis direction.
  • the direction (outside) opposite to the side on which the biosensor 1 is pasted to the living body (subject) (pasting side) is the +Z-axis direction, and the pasting side is the -Z-axis direction.
  • the +Z-axis direction may be referred to as upper side or above
  • the -Z-axis direction may be referred to as lower side or lower, but this does not represent a universal vertical relationship.
  • the biological signal is, for example, an electrical signal representing an electrocardiogram waveform, a brain wave, a pulse, etc.
  • the inventor of the present application When using the biosensor 1, the inventor of the present application has determined the thickness, area, and tack force of the electrode 20 provided on the skin 2 side of the living body of the first layer member 10, and the occupancy of the electrode 20 in the first layer member 10. We focused on the influence of the occupancy ratio on the suppression of noise that occurs when the biosensor 1 is used and the adhesion to the living body.
  • the inventor of the present application maintains the close contact state of the electrode 20 to the surface of the skin 2 by suppressing the volume and adhesiveness of the electrode 20 within a predetermined range and suppressing the proportion of the electrode 20 in the first layer member 10. It has been found that since the adhesiveness with the surface of the skin 2 can be improved, the generation of noise detected when the biosensor 1 is used can be suppressed, and the adhesion of the biosensor 1 to the living body can be improved.
  • the first layer member 10 includes a cover member 11 and an upper sheet 12 laminated in this order.
  • the cover member 11 and the upper sheet 12 have substantially the same external shape in plan view.
  • the cover member 11 is located at the outermost side (+Z-axis direction) of the biosensor 1, and is adhered to the upper surface of the upper sheet 12.
  • the cover member 11 has a protrusion 111 that protrudes in a substantially dome shape toward the height direction (+Z-axis direction) in FIG. It has flat portions 112A and 112B provided on both end sides in the axial direction).
  • the upper and lower surfaces of the protruding portion 111 and the upper and lower surfaces of the flat portions 112A and 112B are formed flat.
  • the cover member 11 has an opening formed on the inside (applying side) of the protrusion 111 so as to have a recess 111a formed in a concave shape toward the skin 2 side.
  • the depression 111a only needs to have a size that allows at least a portion of the sensor section 30 to be accommodated therein.
  • a storage space S for storing the sensor section 30 is formed inside the protrusion 111 (on the pasting side) by the depression 111a on the inner surface of the protrusion 111, the electrode 20, and the second layer member 40.
  • the cover member 11 can be formed using, for example, a flexible material such as silicone rubber, fluororubber, or urethane rubber. Further, the cover member 11 may be formed by using a base resin such as polyethylene terephthalate (PET) as a support and laminating the above-mentioned flexible material on the surface of the support.
  • PET polyethylene terephthalate
  • the thickness of the top surface and side walls of the protruding portion 111 may be thicker than the thickness of the flat portions 112A and 112B. Thereby, the flexibility of the protrusion 111 can be made lower than the flexibility of the flat parts 112A and 112B, and the sensor part 30 can be protected from external forces applied to the biosensor 1.
  • the thickness of the top surface and side walls of the protrusion 111 can be designed as appropriate, and may be, for example, 1.5 mm to 3 mm.
  • the thickness of the flat portions 112A and 112B can also be designed as appropriate, and may be, for example, 0.5 mm to 1 mm.
  • the thin flat parts 112A and 112B have higher flexibility than the protrusion part 111, 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 is easy to deform following the deformation of. Thereby, the stress applied to the flat parts 112A and 112B when the surface of the skin 2 is deformed can be alleviated, and the biosensor 1 can be made difficult to peel off from the skin 2.
  • the outer peripheral portions of the flat portions 112A and 112B may have a shape in which the thickness gradually decreases toward the ends. As a result, the flexibility of the outer periphery of the flat parts 112A and 112B can be further increased, and the biosensor 1 can be attached to the skin 2 more easily than when the thickness of the outer periphery of the flat parts 112A and 112B is not made thinner. It is possible to improve the feeling of wearing when worn.
  • the hardness (strength) of the cover member 11 can be appropriately designed to any size, for example, 40 to 70. If the hardness of the cover member 11 is within the above preferred range, when the skin 2 stretches due to body movement, the upper sheet 12, the electrodes 20, and the second layer member 40 will not be affected by the cover member 11, and the upper sheet 12, the electrodes 20, and the second layer member 40 will It can be easily deformed according to the movement of 2. Note that hardness refers to Shore A hardness. In this specification, Shore A hardness refers to a value measured in accordance with ISO7619 (JIS K 6253:2012). Shore A hardness is Type A durometer hardness measured by a rubber hardness meter (Type A durometer) using a Type A (cylindrical) indenter.
  • the upper sheet 12 is attached to the lower surface of the cover member 11.
  • the upper sheet 12 has a through hole 12 a at a position facing the protrusion 111 of the cover member 11 . Due to the through hole 12a, the sensor main body 32 of the sensor section 30 can be stored in the storage space S formed by the recess 111a on the inner surface of the cover member 11 and the through hole 12a without being obstructed by the upper sheet 12.
  • the upper sheet 12 includes a first base material 121 , a first adhesive layer 122 on which the electrode 20 is attached to one surface of the first base material 121 facing the electrode 20 , and a first adhesive layer 122 that faces the electrode 20 of the first base material 121 . It has an upper adhesive layer 123 provided on the opposite side of the one side.
  • the first base material 121 is provided on the application side, which is the opening side of the cover member 11.
  • the first base material 121 is formed into a sheet shape.
  • the first base material 121 has a porous structure and may be formed using a porous body having flexibility, waterproofness, and moisture permeability.
  • a foam material (foam) having a cell structure such as open cells, closed cells, semi-closed cells, etc. can be used. Thereby, 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 first base material 121.
  • the moisture permeability of the first base material 121 is preferably 100 g/(m 2 ⁇ day) to 5000 g/(m 2 ⁇ day).
  • the first base material 121 allows water vapor that has entered from one side to pass through the first base material 121. 121 and can be stably released from the other side.
  • the material forming the first base material 121 for example, a thermoplastic resin such as polyurethane resin, polystyrene resin, polyolefin resin, silicone resin, acrylic resin, vinyl chloride resin, polyester resin, etc. may be used. I can do it.
  • a thermoplastic resin such as polyurethane resin, polystyrene resin, polyolefin resin, silicone resin, acrylic resin, vinyl chloride resin, polyester resin, etc.
  • FOLEC manufactured by INOAC Corporation may be used as the first base material 121.
  • the thickness of the first base material 121 can be set as appropriate, and may be, for example, 0.5 mm to 1.5 mm.
  • the first base material 121 has a through hole 121a at a position facing the protrusion 111 of the cover member 11.
  • through-holes 122a and 123a are also formed in the first adhesive layer 122 and the upper adhesive layer 123.
  • a through hole 12a is formed by the through holes 121a, 122a, and 123a.
  • the first base material 121 may be a base material that does not have a porous structure as long as it has flexibility, waterproofness, and moisture permeability. Since the first base material 121 has flexibility, waterproofness, and moisture permeability, the first base material 121 can easily stretch while in contact with the skin 2, and can maintain the state in contact with the skin 2. Intrusion of liquid into the gap between the base material 121 and the upper adhesive layer 123 can be suppressed. Furthermore, 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 first base material 121. Therefore, the upper sheet 12 can easily maintain adhesive durability.
  • examples of materials for the base material that do not have a porous structure include polyurethane resins, polystyrene resins, polyolefin resins, silicone resins, acrylic resins, vinyl chloride resins, polyester resins, etc. Plastic resin can be used.
  • a polyurethane sheet such as Esmar URS manufactured by Nippon Matai may be used as the first base material 121, for example.
  • the first adhesive layer 122 is attached to one surface of the first base material 121 facing the electrode 20. As shown in FIG. The first adhesive layer 122 is located on the living body side (-Z axis direction) surface of the first base material 121, and has the function of adhering the skin 2 and the first base material 121, and the function of adhering the first base material 121 and the second base material 121. It has a function of bonding the base material 41 and a function of bonding the first base material 121 and the electrode 20.
  • the first adhesive layer 122 may have moisture permeability. Thereby, as will be described later, water vapor due to sweat etc. generated from the skin 2 to which the biosensor 1 is attached is released to the first base material 121 via the first adhesive layer 122, and from the first base material 121 It can be released outside the sensor 1. As described above, when the first base material 121 has a bubble structure, water vapor can be released to the outside of the biosensor 1 via the first adhesive layer 122. Thereby, it is possible to prevent sweat or water vapor from accumulating at the interface between the skin 2 on which the biosensor 1 is attached and the first layer member 10. As a result, the moisture accumulated at the interface between the skin 2 and the first adhesive layer 122 weakens the adhesive force of the first adhesive layer 122, and it is possible to prevent the biosensor 1 from peeling off from the skin 2.
  • the moisture permeability of the first adhesive layer 122 is preferably, for example, 1 g/(m 2 ⁇ day) or more.
  • the moisture permeability of the first adhesive layer 122 may be 10,000 g/(m 2 ⁇ day) or less. If the moisture permeability of the first adhesive layer 122 is 1 g/(m 2 ⁇ day) or more, when the first adhesive layer 122 is attached to the skin 2, sweat etc. transmitted from the first adhesive layer 122 will be removed to the outside. Since it can be directed and transmitted, the load on the skin 2 can be reduced.
  • the material forming the first adhesive layer 122 is preferably a material having pressure-sensitive adhesive properties, and for example, an acrylic pressure-sensitive adhesive may be used.
  • the first adhesive layer 122 may be an adhesive tape made of the above material.
  • the first adhesive layer 122 has a wavy pattern (web pattern) formed on its surface so that recesses having a thickness thinner than other parts (or having a thickness of zero) are repeatedly and alternately arranged. may be formed.
  • As the first adhesive layer 122 for example, an adhesive tape having a web pattern formed on its surface may be used. Since the first adhesive layer 122 has a web pattern on its surface, there are both parts on the surface of the first adhesive layer 122 where the adhesive easily comes into contact with a living body and parts where it is difficult to come into contact with a living body. .
  • the surface of the first adhesive layer 122 Since the surface of the first adhesive layer 122 has both areas where an adhesive is present and areas where no adhesive is present, the surface of the first adhesive layer 122 is dotted with areas that are likely to come into contact with living organisms. be able to. The thinner the adhesive, the higher the moisture permeability of the first adhesive layer 122 tends to be. Therefore, the first adhesive layer 122 has a web pattern formed on its surface and has parts where the thickness of the adhesive is thinner, thereby maintaining adhesive strength compared to a case where a web pattern is not formed. At the same time, moisture permeability can be improved.
  • the shape of the recessed portion may be linear or circular in addition to the wavy shape.
  • the width of the adhesive forming part and the non-adhesive part can be designed as appropriate; for example, the width of the adhesive forming part is preferably 500 ⁇ m to 1000 ⁇ m, and the width of the non-adhesive part is 1500 ⁇ m to 5000 ⁇ m. is preferred. If the widths of the adhesive forming portion and the non-adhesive portion are each within the above preferred ranges, the first adhesive layer 122 can exhibit excellent moisture permeability while maintaining adhesive strength.
  • the thickness of the first adhesive layer 122 can be arbitrarily set as appropriate, and is preferably 10 ⁇ m to 300 ⁇ m, more preferably 50 ⁇ m to 200 ⁇ m, and even more preferably 70 ⁇ m to 110 ⁇ m. If the thickness of the first adhesive layer 122 is 10 ⁇ m to 300 ⁇ m, the biosensor 1 can be made thinner.
  • the adhesive force of the first adhesive layer 122 can be arbitrarily set as appropriate, and for example, it is preferably 3.0 N/10 mm to 20 N/10 mm, and 4.0 N/10 mm to 15 N/10 mm with respect to the baking board. More preferably, it is 5.0N/10mm to 10N/10mm. If the adhesive force of the first adhesive layer 122 is 3.0 N/10 mm to 20 N/10 mm, the first adhesive layer 122 constitutes a part of the attachment surface of the biosensor 1 to the surface of the skin 2, so the biosensor The adhesion of No. 1 to the living body can be improved.
  • the upper adhesive layer 123 is attached to the surface of the first base material 121 opposite to the one surface facing the electrode 20. As shown in FIG. The upper adhesive layer 123 is attached to the upper surface of the first base material 121 at a position corresponding to the flat surface of the cover member 11 on the application side (-Z-axis direction), and is attached to the first base material 121 and the cover. It has a function of bonding the member 11.
  • a silicone adhesive As a material for forming the upper adhesive layer 123, a silicone adhesive, a silicone tape, or the like can be used.
  • the thickness of the upper adhesive layer 123 can be set as appropriate, and can be, for example, 10 ⁇ m to 300 ⁇ m.
  • the electrode 20 has a portion of the sensor body 32 side connected to the wirings 331A and 331B on the lower surface of the first adhesive layer 122, which is the surface to which it is applied (in the -Z axis direction). At the same time, it is stuck between the first adhesive layer 122 and the lower adhesive layer 42. The portion of the electrode 20 that is not sandwiched between the first adhesive layer 122 and the lower adhesive layer 42 comes into contact with the living body. When the biosensor 1 is attached to the skin 2, the electrodes 20 come into contact with the skin 2, so that biosignals can be detected. Note that the electrode 20 may be buried in the second base material 41 in an exposed state so that it can come into contact with the skin 2.
  • the electrode 20 is composed of a pair of electrodes 20A and 20B. As shown in FIG. 3, the electrode 20A is placed on the left side of the figure, and the electrode 20B is placed on the right side of the figure.
  • the electrode 20A has one end (inside) in its longitudinal direction (Y-axis direction) in contact with the terminal part 332A, and the electrode 20B has one end (inside) in its longitudinal direction (Y-axis direction) in contact with the terminal part 332B. be done.
  • the pair of electrodes 20A and 20B have substantially the same shape.
  • one end side of the electrode 20A that comes into contact with the terminal section 332A of the sensor section 30 is defined as the opposing portion 201A
  • one end side of the electrode 20B that comes into contact with the terminal section 332B of the sensor section 30 is defined as the opposing section 201B.
  • the part of the electrode 20A that does not come into contact with the terminal part 332A is defined as the exposed part 202A
  • the part of the electrode 20B that does not come into contact with the terminal part 332B is the exposed portion 202B.
  • the electrode 20 may have any shape, such as a sheet shape.
  • the shape of the electrode 20 in plan view is not particularly limited, and may be appropriately designed to have any shape depending on the application and the like.
  • opposing portions 201A and 201B at one end are formed in an arc shape, and exposed portions 202A and 202B at the other end are formed in a rectangular shape. It's fine.
  • the electrodes 20A and 20B are provided on one end side (inside) in the longitudinal direction (Y-axis direction), and have an elongated oblong through-hole 203A and 203B, and circular through holes 204A and 204B provided on the other end side (outside) in the longitudinal direction (Y-axis direction).
  • the electrode 20 can expose the first adhesive layer 122 to the attachment side from the through holes 203A and 203B and the through holes 204A and 204B while being attached to the first adhesive layer 122. Adhesion between the electrode 20 and the skin 2 can be improved.
  • the numbers of through holes 203A and 203B and through holes 204A and 204B are not particularly limited, and may be set as appropriate depending on the size of opposing portions 201A and 201B of electrode 20, etc.
  • the electrode 20 is an electrode with adhesiveness (adhesive electrode).
  • the electrode 20 is formed using an adhesive electrode sheet in which an adhesive conductive composition containing a conductive polymer, a binder resin, and a humectant is formed into a sheet shape. can.
  • Examples of conductive polymers include polythiophene-based conductive polymers, polyaniline-based conductive polymers, polypyrrole-based conductive polymers, polyacetylene-based conductive polymers, polyphenylene-based conductive polymers, and derivatives thereof.
  • a complex etc. of can be used. These may be used alone or in combination of two or more. Among these, it is preferable to use a composite in which polythiophene is doped with polyaniline as a dopant.
  • polystyrene sulfonic acid poly4-styrene sulfonate
  • PEDOT/PSS doped with PEDOT/PSS
  • the binder resin consists of a water-based emulsion adhesive.
  • the water-based emulsion adhesive has the function of improving the adhesiveness and flexibility of the electrode 20. Therefore, by including the water-based emulsion adhesive in the electrode 20, the electrode 20 can have low elasticity and can improve its ability to follow irregularities on the surface of the skin 2.
  • an acrylic emulsion adhesive can be used as the water-based emulsion adhesive.
  • acrylic emulsion adhesive it is preferable to use a silane emulsion adhesive containing a water-dispersed copolymer and an organic liquid component that is compatible with the water-dispersed copolymer.
  • a water-dispersed copolymer is a polymer obtained by copolymerizing a monomer mixture containing an alkyl (meth)acrylate with a silane monomer that can be copolymerized with an alkyl (meth)acrylate. be.
  • a monomer mixture containing an alkyl (meth)acrylate ester is a monomer mixture containing an alkyl (meth)acrylate as a main component, preferably 50 wt% to 100 wt%.
  • the (meth)acrylic acid alkyl ester a linear or branched alkyl ester in which the alkyl group has 1 to 15 carbon atoms, preferably 1 to 9 carbon atoms, is used. Specifically, for example, methyl (meth)acrylate, ethyl (meth)acrylate, n-butyl (meth)acrylate, isobutyl (meth)acrylate, pentyl (meth)acrylate, hexyl (meth)acrylate.
  • alkyl (meth)acrylates having a linear or branched alkyl group such as decyl meth)acrylate, undecyl (meth)acrylate, and tridecyl (meth)acrylate. These can be used alone or in combination of two or more.
  • the monomer mixture containing the (meth)acrylic acid alkyl ester may also contain a carboxyl group-containing monomer that is copolymerizable with the (meth)acrylic acid alkyl ester.
  • the carboxyl group-containing monomer copolymerizable with (meth)acrylic acid alkyl ester is a polymerizable compound that contains a carboxyl group in its structure and is copolymerizable with (meth)acrylic acid alkyl ester.
  • Examples include (meth)acrylic acid, itaconic acid, maleic acid, maleic anhydride, 2-methacryloyloxyethylsuccinic acid, and the like, although there are no particular limitations. In particular, acrylic acid is preferred.
  • the carboxyl group-containing monomer is 0.1 wt% based on 100 wt% of the monomer mixture containing the (meth)acrylic acid alkyl ester, from the viewpoint of hydrolysis of the silane monomer and adjustment of the resulting tackiness. It is preferable to contain up to 10 wt%.
  • the silane monomer copolymerizable with the (meth)acrylic acid alkyl ester is not particularly limited as long as it is a polymerizable compound having a silicon atom and copolymerizable with the (meth)acrylic acid alkyl ester.
  • silane compounds having a (meth)acryloyl group such as (meth)acryloyloxyalkylsilane derivatives are preferred because they have excellent copolymerizability with alkyl (meth)acrylic esters.
  • silane monomer examples include 3-(meth)acryloyloxypropyltrimethoxysilane, 3-(meth)acryloyloxypropyltriethoxysilane, 3-(meth)acryloyloxypropylmethyldimethoxysilane, and 3-(meth)acryloyloxypropyltrimethoxysilane. ) Acryloyloxypropylmethyldiethoxysilane and the like. These silane monomers can be used alone or in combination of two or more.
  • silane monomers other than those mentioned above include vinyltrimethoxysilane, vinyltriethoxysilane, 4-vinylbutyltrimethoxysilane, 4-vinylbutyltriethoxysilane, 8-vinyloctyltrimethoxysilane, -vinyloctyltriethoxysilane, 10-methacryloyloxydecyltrimethoxysilane, 10-acryloyloxydecyltrimethoxysilane, 10-methacryloyloxydecyltriethoxysilane, 10-acryloyloxydecyltriethoxysilane, etc. can also be used.
  • the silane monomer is added to the monomer mixture containing the (meth)acrylic acid alkyl ester in an amount of 0.005 wt% to 2 wt% based on 100 wt% of the monomer mixture containing the (meth)acrylic acid alkyl ester. Polymerization is preferred.
  • a silane monomer is copolymerized with a monomer mixture containing an alkyl (meth)acrylic acid ester, so that the silane compound that serves as a crosslinking point can exist evenly within the molecules of the resulting copolymer. becomes.
  • the water-based emulsion adhesive is water-dispersed, the inside and outside of the particles of the water-based emulsion adhesive are uniformly crosslinked, resulting in excellent cohesive strength and low skin irritation due to the addition of organic liquid components. In addition to being durable, it also has excellent fixation and sweat-proof fixation properties.
  • the water-dispersed copolymer is obtained by copolymerizing monomers that can be copolymerized with (meth)acrylic acid alkyl esters other than the above-mentioned silane monomers and carboxyl group-containing monomers, if necessary. It may be. Monomers other than silane monomers and carboxyl group-containing monomers that can be copolymerized with (meth)acrylic acid alkyl esters are used to increase the cohesive force of the electrode 20 when forming the aqueous emulsion adhesive into a sheet form. It can be used for the purpose of adjustment, improvement of compatibility with organic liquid components, etc., and the amount used can be arbitrarily set depending on the purpose by replacing a part of the content of the alkyl (meth)acrylate ester.
  • Examples of monomers copolymerizable with (meth)acrylic acid alkyl ester other than silane monomers and carboxyl group-containing monomers include styrene sulfonic acid, allyl sulfonic acid, sulfopropyl (meth)acrylate, ( Sulfoxyl group-containing monomers such as meth)acryloyloxynaphthalenesulfonic acid and acrylamide methylpropanesulfonic acid; hydroxyl group-containing monomers such as (meth)acrylic acid hydroxyethyl ester and (meth)acrylic acid hydroxypropyl ester; ) Acrylamide, dimethyl(meth)acrylamide, N-butylacrylamide, N-methylol(meth)acrylamide, N-methylolpropane(meth)acrylamide, etc., amide group-containing monomers, (meth)acrylic acid aminoethyl ester, (meth)acrylic acid aminoethyl ester,
  • (meth)acrylic acid alkoxyalkyl ester (meth)acrylic acid methoxyethylene glycol ester, (meth)acrylic acid tetrahydrofurfuryl ester, (meth)acrylic acid methoxyethylene glycol ester, (meth)acrylic acid methoxydiethylene glycol ester, (meth)acrylic acid methoxydiethylene glycol ester, ) Methoxypolyethylene glycol acrylate, methoxypolypropylene glycol ester (meth)acrylate, etc.
  • a water-dispersed polymer can be produced by subjecting a mixture of a monomer mixture containing an alkyl (meth)acrylate ester and a silane monomer to ordinary emulsion polymerization to produce an alkyl (meth)acrylate copolymer.
  • the combination can be prepared as an aqueous dispersion.
  • polymerization method general batch polymerization, continuous dropwise polymerization, divided dropwise polymerization, etc. can be employed, and the polymerization temperature is, for example, 20°C to 100°C.
  • the polymerization initiator used in polymerization is not particularly limited, and common components used as polymerization initiators can be used.
  • a chain transfer agent may be used in the polymerization to adjust the degree of polymerization.
  • the chain transfer agent is not particularly limited, and common components used as chain transfer agents can be used.
  • the water-dispersed copolymer is obtained by obtaining a copolymer of a monomer mixture containing a (meth)acrylic acid ester and a silane monomer by a method other than emulsion polymerization, and then water-dispersing it with an emulsifier. It may also be prepared by dispersing it in
  • the organic liquid component contained in the acrylic emulsion adhesive is blended with the water-dispersed copolymer to maintain good adhesion to the surface of the skin 2, reduce keratin damage during peeling, and reduce keratin damage during peeling. It can also reduce pain.
  • the organic liquid component is preferably liquid at room temperature and has good compatibility with the water-dispersed copolymer.
  • “compatible” refers to a state in which the organic liquid component is uniformly dissolved and incorporated into the water-dispersed copolymer, and separation cannot be visually confirmed.
  • organic liquid components include esters of monobasic acids or polybasic acids having 8 to 18 carbon atoms and branched alcohols having 14 to 18 carbon atoms, and unsaturated fatty acids or branched acids having 14 to 18 carbon atoms and Examples include esters with alcohols having a lower alcohol value.
  • esters of monobasic acids or polybasic acids having 8 to 18 carbon atoms and branched alcohols having 14 to 18 carbon atoms include isostearyl laurate, isocetyl myristate, octyldodecyl myristate, and isostearyl palmitate. , isocetyl stearate, octyldodecyl oleate, diisostearyl adipate, diisocetyl sebacate, trioleyl trimellitate, triisocetyl trimellitate, and the like.
  • Examples of unsaturated fatty acids or branched acids having 14 to 18 carbon atoms include myristoleic acid, oleic acid, linoleic acid, linolenic acid, isopalmitic acid, and isostearic acid.
  • alcohols having a valence of 4 or less include ethylene glycol, propylene glycol, glycerin, trimethylolpropane, pentaerythritol, and sorbitan.
  • the content of the organic liquid component can be arbitrarily set depending on the type of the water-dispersed copolymer and the organic liquid component, for example, 20 wt% to 80 wt% with respect to 100 wt% of the water-dispersed copolymer Good too.
  • the acrylic emulsion adhesive is a silane emulsion adhesive
  • the acrylic emulsion adhesive specifically includes 2-ethylhexyl acrylate, methyl methacrylate, acrylic acid, and 3-methacryloxypropyltrimethoxysilane.
  • a silane emulsion adhesive can be used.
  • acrylic emulsion adhesive a two-component or three-component acrylic emulsion adhesive containing a monomer mixture containing an alkyl (meth)acrylate ester and a carboxyl group-containing monomer can be used. . These may contain a predetermined amount of a solvent and other components as long as the performance can be exhibited.
  • the monomer mixture containing the (meth)acrylic acid alkyl ester contained in the two-component or three-component acrylic emulsion adhesive is the monomer mixture containing the (meth)acrylic acid alkyl ester contained in the above-mentioned silane emulsion adhesive. Since this is the same as the body mixture, details will be omitted.
  • the carboxyl group-containing monomer is preferably a carboxyl group-containing monomer that can be copolymerized with a (meth)acrylic acid alkyl ester.
  • the carboxyl group-containing monomer copolymerizable with the (meth)acrylic acid alkyl ester is the same as the carboxyl group-containing monomer included in the monomer mixture containing the (meth)acrylic acid alkyl ester described above. , details are omitted.
  • the two-component acrylic emulsion adhesive includes 2-ethylhexyl acrylate, which is a monomer mixture containing an alkyl (meth)acrylic ester, and acrylic acid, which is a carboxyl group-containing monomer mixture.
  • An adhesive can be used.
  • the three-component acrylic emulsion adhesive includes 2-ethylhexyl acrylate and methyl methacrylate, which are monomer mixtures containing an alkyl (meth)acrylate ester, and acrylic acid, which is a carboxyl group-containing monomer mixture.
  • An adhesive containing the following can be used.
  • the average particle diameter of the water-based emulsion pressure-sensitive adhesive is preferably 100 nm to 1.0 ⁇ m, more preferably 100 nm to 500 nm, even more preferably 100 nm to 300 nm. When the average particle diameter is within the above preferred range, adhesive strength and water resistance can be imparted to the electrode 20.
  • the shape of the water-based emulsion pressure-sensitive adhesive is not particularly limited, and may be, for example, spherical, ellipsoidal, spindle-shaped, crushed, plate-shaped, columnar, etc.
  • the average particle diameter refers to the volume average particle diameter based on the effective diameter.
  • the average particle diameter is defined as the cumulative amount of particles in a particle size distribution curve obtained by measuring the particle size distribution of an emulsion adhesive or an acrylic emulsion adhesive using a laser diffraction/scattering method or a dynamic light scattering method. This is the particle diameter (median diameter) when the particles accumulate from the smallest to 50% on a volume basis.
  • the content of the binder resin is preferably 35 wt% to 90 wt%, more preferably 40 wt% to 85 wt%, even more preferably 50 wt% to 80 wt%.
  • content of the binder resin is within the above-mentioned preferable range, adhesive strength and flexibility can be imparted to the electrode 20, and a decrease in conductivity can be suppressed.
  • the humectant has the function of improving the conductivity of the electrode 20 as well as its adhesive strength and flexibility.
  • Moisturizers include polyol compounds such as glycerin, ethylene glycol, propylene glycol, sorbitol, and polymers thereof, N-methylpyrrolidone (NMP), dimethylformaldehyde (DMF), N-N'-dimethylacetamide (DMAc), and dimethylsulfoxide.
  • NMP N-methylpyrrolidone
  • DMF dimethylformaldehyde
  • DMAc N-N'-dimethylacetamide
  • dimethylsulfoxide examples include aprotic compounds such as (DMSO). These may be used alone or in combination of two or more. Among these, glycerin is preferred from the viewpoint of compatibility with other components.
  • the content of the humectant is preferably 2 wt% to 60 wt%, more preferably 3 wt% to 50 wt%, and even more preferably 5 wt% to 35 wt%, based on 100 wt% of the electrode. If the content of the humectant is within the above-mentioned preferred range, it is possible to improve the adhesive strength of the electrode 20 and maintain high adhesiveness to the surface of the skin 2, as well as reduce the storage modulus and increase the viscosity. Since the elasticity can be increased, the amount of noise generated during use can be suppressed. Moreover, the electrode 20 can suppress water absorption from the outside and suppress swelling.
  • the thickness of the electrode 20 is 15 ⁇ m or more, preferably 20 ⁇ m to 100 ⁇ m, more preferably 25 ⁇ m to 90 ⁇ m, and even more preferably 30 ⁇ m to 80 ⁇ m.
  • the electrode 20 can be provided with sufficient strength, flexibility, low resistance, and conductive stability during deformation.
  • the thickness of the electrode 20 refers to the length in the direction perpendicular to the surface of the electrode 20.
  • the thickness of the electrode 20 is, for example, the thickness measured at an arbitrary location in the cross section of the electrode 20, and when measurements are made at multiple locations at an arbitrary location, the average value of the thickness of these measurement locations. You can also use it as
  • the area of the electrode 20 is 2.0 cm 2 to 5.0 cm 2 , preferably 2.5 cm 2 to 4.5 cm 2 , and more preferably 2.7 cm 2 to 4.0 cm 2 . If the area of the electrode 20 is 2.0 cm 2 to 5.0 cm 2 , the electrode 20 can have sufficient conductive stability and adhesive strength.
  • a general measuring method can be used to measure the area of the electrode 20.
  • the area of the electrode 20 expressed in dots (pixels) can be calculated by binarizing an image taken of the surface of the electrode 20 using general image analysis software (for example, ImageJ, etc.). is required.
  • the tack force of the electrode 20 is 60 gf/ ⁇ 5 mm or more, preferably 63 gf/ ⁇ 5 mm or more, and more preferably 65 gf/ ⁇ 5 mm or more.
  • the upper limit of the tack force of the electrode 20 is not particularly limited, but can be appropriately selected depending on the size, shape, material, etc. of the electrode 20, and may be, for example, 200 gf/ ⁇ 5 mm or less. If the area of the electrode 20 is 60 gf/ ⁇ 5 mm or more, the electrode 20 can have electrical conductivity while maintaining sufficient adhesive strength.
  • the tack force refers to the tack force when the electrode 20 is a circle with a diameter of 5 mm.
  • the tack force of the electrode 20 can be measured using a general measuring method, for example, using a general tacking tester.
  • the pressing load on the electrode 20 may be 50 gf
  • the pressing speed may be 0.01 mm/s
  • the holding time may be 1.0 s
  • the pulling speed may be 1 mm/s.
  • the occupancy rate of the electrode 20 in the first layer member 10 is preferably 40% to 90%, more preferably 45% to 80%, and more preferably 50% to 70%. If the occupancy is 40% to 90%, the electrode 20 can have conductivity while maintaining sufficient strength, flexibility, and adhesive strength.
  • the sensor section 30 includes a flexible substrate 31, a sensor main body 32, and connection parts 33A and 33B connected to the sensor main body 32.
  • the flexible board 31 is a resin board on which various parts for acquiring biological information are mounted, and the sensor main body 32 and connection parts 33A and 33B are arranged on the flexible board 31.
  • the sensor main body 32 includes a component mounting section 321, which is a control section, and a battery mounting section 322, and acquires biological information.
  • the component mounting section 321 includes a flexible substrate such as a CPU and an integrated circuit that process biosignals acquired from a living body to generate biosignal data, a switch SW that starts the biosensor 1, a flash memory that stores biosignals, a light emitting element, etc. It has various parts mounted on 31 and acquires biological information. Note that examples of circuits using various parts will be omitted.
  • the component mounting section 321 operates using electric power supplied from the battery 34 mounted on the battery mounting section 322 .
  • the component mounting unit 321 transmits the information by wire or wirelessly to an external device such as an operation confirmation device that confirms the initial operation or a reading device that reads the biometric information from the biosensor 1.
  • the battery mounting section 322 is arranged between the connection section 33A and the component mounting section 321, and supplies power to the integrated circuit etc. mounted on the component mounting section 321. As shown in FIG. 2, the battery 34 is attached to the battery attachment part 322.
  • the connecting parts 33A and 33B are provided at the ends of the wirings 331A and 331B, which are respectively connected to the sensor body 32 in the longitudinal direction (Y-axis direction) of the sensor body 32, and are connected to the electrode 20. It has terminal parts 332A and 332B.
  • One ends of the wirings 331A and 331B are each connected to the electrode 20, as shown in FIG. As shown in FIG. 3, the other end of the wiring 331A is connected to a switch SW etc. mounted on the component mounting section 321 along the outer periphery of the sensor main body 32. The other end of the wiring 331B is connected to a switch SW etc. mounted on the component mounting section 321.
  • the terminal portions 332A and 332B are arranged such that one end thereof is connected to the wirings 331A and 331B, and the upper surface of the other end is sandwiched between the first layer member 10 and the second layer member 40 while being in contact with the electrode 20. has been done.
  • a known battery can be used as the battery 34.
  • a coin type battery such as CR2025 can be used.
  • the second layer member 40 is provided on the side of the attachment surface of the electrode 20 and the sensor section 30, and serves as a support substrate on which the sensor section 30 is installed, and also forms part of the attachment surface with the skin 2. do.
  • the outer shape of both sides of the second layer member 40 in the width direction (X-axis direction) is approximately the same as the outer shape of both sides of the first layer member 10 in the width direction (X-axis direction). It may be assumed that they are the same.
  • the length (Y-axis direction) of the second layer member 40 is shorter than the length (Y-axis direction) of the cover member 11 and the upper sheet 12 . As shown in FIG.
  • both ends of the second layer member 40 in the longitudinal direction are positions where the wirings 331A and 331B of the sensor section 30 are sandwiched between the second layer member 40 and the upper sheet 12, and the ends of the electrode 20. It is in a position that overlaps with some parts.
  • the second layer member 40 includes a second base material 41 , a lower adhesive layer 42 provided on the upper surface of the second base material 41 , and a second adhesive layer 43 provided on the lower surface of the second base material 41 .
  • the second base material 41, the lower adhesive layer 42, and the second adhesive layer 43 may be formed in the same shape in plan view.
  • the second adhesive layer 43 of the second layer member 40 and the electrode 20 form a surface to be applied to the skin 2 .
  • the waterproofness and moisture permeability can vary depending on the position of the attachment surface, and the adhesiveness can be varied.
  • waterproofness and moisture permeability can be varied, as well as adhesiveness.
  • the second base material 41 can be formed using a flexible resin having appropriate stretchability, flexibility, and toughness.
  • materials 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, polymethyl acrylate, polymethyl methacrylate (PMMA), polyethyl methacrylate, polybutyl acrylate; polyolefin resins such as polyethylene and polypropylene; polystyrene, imide-modified polystyrene , acrylonitrile-butadiene-styrene (ABS) resin, imide-modified ABS resin, styrene-acrylonitrile copolymer (SAN) resin, acrylonitrile-ethylene-propylene-diene-styren
  • thermoplastic resins have waterproof properties that do not allow moisture or water vapor to pass through (low moisture permeability). Therefore, the second base material 41 is formed using these thermoplastic resins, so that when the biosensor 1 is attached to the skin 2 of the living body, sweat or water vapor generated from the skin 2 is absorbed into the second base material 41. Intrusion into the flexible substrate 31 side of the sensor section 30 through the base material 41 can be prevented.
  • the second base material 41 is preferably formed into a flat plate shape since the sensor section 30 is installed on the upper surface thereof via the lower adhesive layer 42.
  • the thickness of the second base material 41 can be arbitrarily selected as appropriate, and may be, for example, 1 ⁇ m to 300 ⁇ m.
  • the lower adhesive layer 42 is provided on the upper surface of the second base material 41 on the cover member 11 side (+Z-axis direction), and the sensor section 30 is adhered thereto. Both ends of the lower adhesive layer 42 of the second layer member 40 in the longitudinal direction are provided at positions facing the opposing portions 201A and 201B of the electrode 20. Thereby, the opposing portions 201A and 201B of the electrode 20 and the terminal portions 332A and 332B can be sandwiched between the upper sheet 12 and the second layer member 40 in a pressed state, and the electrode 20 and the terminal portions 332A and 332B can be sandwiched between the upper sheet 12 and the second layer member 40. can be made conductive. Since the lower adhesive layer 42 can be made of the same material as the second adhesive layer 43 described later, the details will be omitted. Note that the lower adhesive layer 42 does not necessarily need to be provided, and may not be provided.
  • the second adhesive layer 43 is provided on the lower surface of the second base material 41 on the application side (-Z-axis direction), and is a layer that comes into contact with a living body.
  • the second adhesive layer 43 preferably has pressure-sensitive adhesive properties. Since the second adhesive layer 43 has pressure-sensitive adhesive properties, it can be easily attached to the skin 2 of the living body by pressing the biosensor 1 against the skin 2 of the living body.
  • the material for the second adhesive layer 43 is not particularly limited as long as it has pressure-sensitive adhesive properties, and includes biocompatible materials.
  • Examples of the material for forming the second adhesive layer 43 include acrylic pressure-sensitive adhesives, silicone pressure-sensitive adhesives, and the like. Preferably, an acrylic pressure-sensitive adhesive is used.
  • the acrylic pressure-sensitive adhesive preferably contains an acrylic polymer as a main component.
  • Acrylic polymers can function as pressure sensitive adhesive components.
  • the acrylic polymer is a monomer component that contains (meth)acrylic esters such as isononyl acrylate and methoxyethyl acrylate as a main component, and optionally contains monomers that can be copolymerized with (meth)acrylic esters such as acrylic acid.
  • a polymer obtained by polymerizing can be used.
  • the acrylic pressure-sensitive adhesive further contains a carboxylic acid ester.
  • the carboxylic acid ester functions as a pressure-sensitive adhesive strength adjusting agent that reduces the pressure-sensitive adhesive strength of the acrylic polymer and adjusts the pressure-sensitive adhesive strength of the second adhesive layer 43.
  • a carboxylic ester that is compatible with the acrylic polymer can be used.
  • trifatty acid glyceryl or the like can be used.
  • the acrylic pressure-sensitive adhesive may contain a crosslinking agent if necessary.
  • a crosslinking agent is a crosslinking component that crosslinks the acrylic polymer.
  • crosslinking agents 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, polyisocyanate compounds are preferred. These crosslinking agents may be used alone or in combination.
  • the second adhesive layer 43 preferably has excellent biocompatibility.
  • the keratin exfoliation area ratio is preferably 0% to 50%. If the exfoliated area ratio is within the range of 0% to 50%, even if the second adhesive layer 43 is attached to the skin 2, the load on the skin 2 can be suppressed.
  • the second adhesive layer 43 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 upper sheet 12 side via the second adhesive layer 43. Further, as described later, since the upper sheet 12 has a bubble structure, water vapor can be released to the outside of the biosensor 1 via the second adhesive layer 43. This can prevent sweat or water vapor from accumulating at the interface between the second adhesive layer 43 and the skin 2 on which the biosensor 1 is attached. As a result, the moisture accumulated at the interface between the skin 2 and the second adhesive layer 43 weakens the adhesive force of the second adhesive layer 43, making it possible to prevent the biosensor 1 from peeling off from the skin.
  • the moisture permeability of the second adhesive layer 43 is preferably, for example, 300 g/(m 2 ⁇ day) to 10000 g/(m 2 ⁇ day). As long as the moisture permeability of the second adhesive layer 43 is within the above-mentioned preferred range, even if the second adhesive layer 43 is attached to the skin 2, sweat generated from the skin 2 will be appropriately removed from the second adhesive layer 43. Since it can be transmitted toward the skin, the burden on the skin 2 can be reduced.
  • the thickness of the second adhesive layer 43 can be arbitrarily selected as appropriate, and is preferably 10 ⁇ m to 300 ⁇ m. If the thickness of the second adhesive layer 43 is 10 ⁇ m to 300 ⁇ m, the biosensor 1 can be made thinner.
  • the surface of the electrode 20 and the second base material 41 that is attached to the living body is used to protect the electrode 20 and the second layer member 40. It is preferable to apply the release liner 50 until then. In use, the release liner 50 is peeled off from the electrode 20 and the second layer member 40, and the application surface of the biosensor 1 is applied to the skin 2. By pasting the release liner 50 on the attachment surface, the adhesive force of the electrode 20 and the second layer member 40 can be maintained even if the biosensor 1 is stored for a long period of time. Therefore, by peeling off the release liner 50 from the second layer member 40 and the electrode 20 during use, the application surface can be reliably attached to the skin 2 during use.
  • the method for manufacturing the biosensor 1 is not particularly limited, and it can be manufactured using any suitable method. An example of a method for manufacturing the biosensor 1 will be described.
  • the first layer member 10, electrode 20, sensor section 30, and second layer member 40 shown in FIGS. 1 and 2 are prepared.
  • the first layer member 10, the electrode 20, the sensor section 30, and the second layer member 40 are not particularly limited as long as they can be manufactured by any suitable manufacturing method.
  • the sensor section 30 is installed on the second layer member 40. Thereafter, the first layer member 10, electrode 20, sensor section 30, and second layer member 40 are stacked in this order from the first layer member 10 side to the second layer member 40 side. Thereby, the biosensor 1 shown in FIG. 1 is obtained.
  • FIG. 5 is an explanatory diagram showing a state in which the biosensor 1 of FIG. 1 is attached to the chest of the subject P.
  • the biosensor 1 is placed with the longitudinal direction (Y-axis direction) aligned with the sternum of the subject P, with one electrode 20 on the upper side and the other electrode 20 on the lower side. It is attached to P's skin.
  • the biosensor 1 is attached to the skin of the subject P using the second adhesive layer 43 shown in FIG. Acquire biological signals such as electrocardiogram signals.
  • the biosensor 1 stores the acquired biosignal data in a nonvolatile memory such as a flash memory mounted on the component mounting section 321.
  • the biosensor 1 includes the first layer member 10, the electrode 20, the sensor body 32, and the second layer member 40.
  • the electrode 20 has a thickness of 15 ⁇ m or more, an area of 2.0 cm 2 to 5.0 cm 2 , and a tack force of 60 gf/ ⁇ 5 mm or more.
  • the electrode 20 has appropriate flexibility and can be made easily stretchable, such as in the longitudinal direction of the biosensor 1, so that the adhesion of the biosensor 1 to the surface of the skin 2 can be improved.
  • the occupancy rate of the electrodes 20 in the first layer member 10 is 40% to 90%. Thereby, the contact impedance of the biosensor 1 can be lowered, so that the generation of noise can be suppressed. Therefore, the biosensor 1 can suppress the generation of noise during use and can be stably attached to a living body.
  • the biosensor 1 can improve the accuracy of the electrocardiogram waveform measured during electrocardiogram measurement as a biosignal, and can also improve the adhesion to the surface of the skin 2.
  • the first layer member 10 includes a first base material 121 and a first adhesive layer 122, and the electrode 20 can be attached to the lower surface of the first adhesive layer 122 on the second layer member 40 side. Since the first adhesive layer 122 has adhesive properties, the electrode 20 can be brought into contact with the surface of the skin 2 while being stably attached to the first layer member 10 by the first adhesive layer 122. , the contact impedance of the electrode 20 with the surface of the skin 2 can be further reduced, and the generation of noise can be further suppressed. Therefore, the biosensor 1 can stably suppress the generation of noise during use, and can stably maintain adhesion to the living body.
  • the biosensor 1 can have a second adhesive layer 43 on the surface of the second layer member 40 opposite to the first layer member 10 side. As a result, the biosensor 1 can attach the second layer member 40 to the skin 2 via the second adhesive layer 43, which further reduces the contact impedance of the electrode 20 with the surface of the skin 2 and reduces noise. The occurrence can be further suppressed. Therefore, the biosensor 1 can stably suppress the generation of noise during use, and can stably maintain adhesion to the living body.
  • the biosensor 1 can form a surface to be attached to the skin 2 by the first layer member 10, the electrode 20, and the second layer member 40. Thereby, the thickness of the biosensor 1 can be reduced. Therefore, the biosensor 1 is smaller and can reduce contact impedance with the surface of the skin 2.
  • the electrode 20 can have adhesiveness. Since the electrode 20 has adhesive properties, it can be attached to the lower surface of the first layer member 10 without providing the first adhesive layer 122 on the first layer member 10 . Therefore, the thickness of the biosensor 1 can be reduced. Moreover, since the electrode 20 can adhere to the skin 2, the adhesiveness with the skin 2 can be maintained. Therefore, the biosensor 1 is smaller and can further effectively reduce the contact impedance with the surface of the skin 2.
  • the electrode 20 has adhesive properties, it is not necessary to provide the first adhesive layer 122 on the first layer member 10, and the biosensor 1 can be made smaller. Therefore, the biosensor 1 can reduce manufacturing cost.
  • the biosensor 1 since the electrode 20 has adhesiveness, it can be attached to the upper surface of the second layer member 40, so that the contact resistance between the electrode 20 and the second layer member 40 can be reduced. Therefore, the biosensor 1 can detect biosignals acquired from the skin 2 more stably.
  • the electrode 20 includes a conductive polymer, a binder resin, and a humectant, and the binder resin can be composed of a water-based emulsion adhesive.
  • the electrode 20 can lower resistance, increase viscoelasticity, and suppress swelling due to water absorption. Therefore, the electrode 20 can have increased water resistance, and thus can exhibit conductivity and adhesive strength, and can also increase its flexibility and followability to the surface of the skin 2. Therefore, in the biosensor 1, since the electrode 20 can maintain adhesive strength to the skin 2, the contact impedance with the surface of the skin 2 can be reduced more reliably.
  • the biosensor 1 can use an acrylic emulsion adhesive as the water-based emulsion adhesive of the electrode 20. Thereby, the water resistance of the electrode 20 can be reliably increased, so that a decrease in adhesive strength can be suppressed while maintaining resistance, and the followability to the surface of the skin 2 can be reliably improved. Therefore, since the electrode 20 can reliably suppress viscoelasticity to a low level, it can have high adhesive strength and followability to the surface of the skin 2. Therefore, the biosensor 1 can reliably reduce the contact impedance with the surface of the skin 2.
  • the biosensor 1 uses a monomer mixture containing a (meth)acrylic acid alkyl ester and a silane monomer copolymerizable with the (meth)acrylic acid alkyl ester as an acrylic emulsion adhesive for the electrode 20.
  • a silane-based emulsion pressure-sensitive adhesive containing a water-dispersed copolymer obtained by this process and an organic liquid component that is compatible with the water-dispersed copolymer can be used.
  • the viscoelasticity of the electrode 20 can be reliably suppressed to a low level, so that the adhesive force can be increased, and the followability to the surface of the skin 2 can be further improved. Therefore, the biosensor 1 can further reliably reduce the contact impedance with the surface of the skin 2.
  • the biosensor 1 includes, as the acrylic emulsion adhesive of the electrode 20, one or more components selected from the group including a monomer mixture containing an alkyl (meth)acrylate ester and a monomer mixture containing a carboxyl group. Two-component or three-component acrylic emulsion adhesives can be used. Even in this case, since the viscoelasticity of the electrode 20 can be reliably suppressed to a low level, the adhesive force can be increased, and the followability to the surface of the skin 2 can be further improved. Therefore, the biosensor 1 can further reliably reduce the contact impedance with the surface of the skin 2.
  • the biosensor 1 can stably measure biometric information from the skin 2 during use for a long period of time, so it can be effectively used as a pasted biosensor that is attached to a person's skin 2, etc. Can be used.
  • the biosensor 1 can be suitably used, for example, in a wearable device for healthcare, which is attached to the skin of a living body, has high electrocardiogram detection sensitivity, and is required to have a high suppression effect on noise generated in the electrocardiogram.
  • Electrode 1 which is an adhesive electrode sheet (bioelectrode), was produced by stamping (pressing) the cured product into a desired shape and forming it into a sheet.
  • the thickness of electrode 1 is 30 ⁇ m.
  • the concentration of modified PVA in the aqueous solution containing modified PVA is about 10%
  • the content of modified PVA in the conductive composition aqueous solution A is 1.00 parts by mass. Note that the remainder is the solvent in the conductive composition aqueous solution A.
  • the contents of the conductive polymer, binder resin, and plasticizer with respect to 100.0 parts by mass of the conductive composition were 11.2 parts by mass, 29.6 parts by mass, and 59.2 parts by mass, respectively.
  • Electrode Sheet The prepared conductive composition aqueous solution A was applied onto a polyethylene terephthalate (PET) film using an applicator. Thereafter, the PET film coated with the conductive composition aqueous solution A is transferred to a drying oven (SPHH-201, manufactured by ESPEC), and the conductive composition aqueous solution A is heated and dried at 135°C for 3 minutes to make it conductive. A cured product of the composition was prepared. The cured product was punched and molded into a desired shape (pressing) into a sheet to produce electrode 2, which is an electrode sheet (bioelectrode) having a thickness of 20 ⁇ m.
  • SPHH-201 drying oven
  • the contents of the conductive polymer, binder resin, and plasticizer contained in the electrode 2 are the same as those of the conductive composition, and are 11.2 parts by mass, 29.6 parts by mass, and 59.2 parts by mass, respectively. there were.
  • the tack force of the electrode was measured using a tacking tester (Tackiness Tester TAC1000, manufactured by Resca). As measurement conditions, the pressing load on the electrode was 50 gf, the pressing speed was 0.01 mm/s, the holding time was 1.0 s, and the pulling speed was 1 mm/s. Table 1 shows the measurement results of the tack force of the electrodes.
  • a cover member was produced by forming a coat layer made of silicone rubber and having a shore hardness of A40 on a support formed using PET as a base resin, and molding the coated layer into a predetermined shape.
  • Double-sided adhesive tape 1 (PKE- 20, manufactured by Nitto Denko Corporation, thickness: 60 ⁇ m) to form a first adhesive layer.
  • Double-sided adhesive tape 1 is a double-sided adhesive tape with an adhesive (acrylic resin) formed on its surface.
  • a silicone tape ST503 (HC) 60, manufactured by Nitto Denko Corporation, thickness: 60 ⁇ m was attached to the upper surface of the attachment layer to form an upper adhesive layer, thereby producing a first laminated sheet.
  • Adhesive Permyroll, Nitto Denko Co., Ltd., moisture permeability: 21 g was applied to both sides of a rectangular base material (PET (PET-50-SCA1 (white), manufactured by Mitsui Bussan Plastics Co., Ltd., thickness: 38 ⁇ m). /(m 2 ⁇ day)) to form a lower adhesive layer and a second adhesive layer, thereby producing a second laminated sheet.
  • PET PET-50-SCA1 (white), manufactured by Mitsui Bussan Plastics Co., Ltd., thickness: 38 ⁇ m). /(m 2 ⁇ day)
  • a sensor unit including a battery and a control unit was installed in the center of the upper surface of the second laminated sheet. After that, adhesive electrodes are pasted as a pair of electrodes 1 on the pasting 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 1 and the sensor part The wiring was connected. Thereafter, the cover member was laminated on the first laminated sheet so that the sensor part was placed in the accommodation space formed by the first laminated sheet and the cover member, thereby producing a biosensor.
  • a sample piece (width 10 mm x length 50 mm) was cut out from the adhesive sheet with the backing tape.
  • the adhesive sheet side surface of the sample piece was bonded to a resin plate (Bakelite plate).
  • a tensile tester Autograph AGS-50NX, manufactured by Shimadzu Corporation
  • the backing tape of the sample piece on the resin plate was tested at 23°C, at a peeling angle of 180°, and at a peeling speed of 300 mm/min.
  • a peel test was conducted by pulling the adhesive sheet, and the peel strength (peel force) (unit: N/10 mm) of the adhesive sheet at 23° C. was measured against the resin plate.
  • Electrode occupancy rate (%) Area S2/(Area S1 + Area S2) x 100 (1)
  • Table 1 shows the measurement results of the area of the first adhesive layer, the area of the electrode, and the occupancy tack force of the electrode.
  • Example 2 In Example 1, double-sided adhesive tape 2 (H-PAO, manufactured by Nitto Denko Corporation, thickness: 60 ⁇ m) was used instead of double-sided adhesive tape 1 as the first adhesive layer, and the area S1 of one first adhesive layer was A biosensor was produced in the same manner as in Example 1, except that the area S2 and the occupation rate of one electrode were changed as shown in Table 1.
  • H-PAO manufactured by Nitto Denko Corporation, thickness: 60 ⁇ m
  • Example 1 except that electrode 1 was changed to electrode 2, and the area S1 of one first adhesive layer and the area S2 and occupancy rate of one electrode were changed as shown in Table 1. A biosensor was produced in the same manner as in 1.
  • Example 2 In Example 1, double-sided adhesive tape 2 (PH-PAO, manufactured by Nitto Denko Corporation, thickness: 60 ⁇ m) was used instead of double-sided adhesive tape 1 as the first adhesive layer, electrode 1 was changed to electrode 2, and one The area S1 of the first adhesive layer, the area S2 and the occupation rate of one electrode were changed as shown in Table 1. Other than that, a biosensor was produced in the same manner as in Example 1.
  • PH-PAO manufactured by Nitto Denko Corporation, thickness: 60 ⁇ m
  • Table 1 shows the measurement results of the first adhesive layer area, electrode area, and electrode occupancy tack force for each of the above Examples and Comparative Examples.
  • the waveform accuracy of the biosensor was evaluated based on the following evaluation criteria by measuring contact impedance while measuring an electrocardiogram by attaching the biosensor to a subject for 24 hours. If the contact impedance is 400 k ⁇ or less, it can be effectively used during electrocardiogram measurement. (Evaluation criteria) A: Contact impedance is 400 k ⁇ or less. B: Contact impedance exceeds 400 k ⁇ .
  • Adhesiveness The adhesion of the biosensor was evaluated based on the following evaluation criteria when the biosensor was attached to a subject for 24 hours and an electrocardiogram was measured. (Evaluation criteria) A: The biosensor remains attached to the subject's skin. B: At least a portion of the biosensor has peeled off from the subject's skin.
  • the biosensor of each of the above embodiments can stably obtain an electrocardiogram waveform by suppressing the noise generated in the electrocardiogram during electrocardiogram measurement, if the thickness, area, and tack force of the electrodes are each set to below predetermined values. At the same time, it was possible to maintain a stable state of adhesion to the subject's skin and maintain adhesion. Therefore, it can be said that even if the biosensor according to this embodiment is attached to the subject's skin for a long time (for example, 24 hours), it can be effectively used to continuously measure an electrocardiogram for a long time.
  • aspects of the present invention are, for example, as follows.
  • a sensor body that acquires biological information, an adhesive electrode connected to the sensor body; a first layer member having a storage space in which the electrode is provided on the lower surface and the sensor main body is stored; a second layer member that is attached to the lower surface of the first layer member so as to expose the electrode and cover the sensor body; Equipped with The thickness of the electrode is 15 ⁇ m or more, the area of the electrode is 2.0 cm 2 to 5.0 cm 2 , and the tack force of the electrode is 60 gf / 5 mm or more, The biosensor wherein the occupancy rate of the electrode in the first layer member is 40% to 90% when viewed from the bottom.
  • the first layer member is a first base material having a through hole at a position corresponding to the storage space; a first adhesive layer provided on the living body side surface of the first base material and to which the electrode is attached; Equipped with The biosensor according to ⁇ 1>, wherein the electrode is attached to the second layer member side of the first adhesive layer.
  • ⁇ 4> The biosensor according to any one of ⁇ 1> to ⁇ 3>, wherein the first layer member, the electrode, and the second layer member form a surface to be attached to a living body.

Landscapes

  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

本発明に係る生体センサは、生体情報を取得するセンサ本体と、前記センサ本体に接続される粘着性を有する電極と、下面に前記電極が設けられ、前記センサ本体が収納される収納空間を有する第１層部材と、前記第１層部材の前記下面に前記電極を露出させると共に前記センサ本体を覆うように貼り付けられる第２層部材と、を備え、前記電極の厚さが１５μｍ以上であり、前記電極の面積が２．０ｃｍ２～５．０ｃｍ２であり、前記電極のタック力が６０ｇｆ／Ф５ｍｍ以上であり、底面視において、前記第１層部材における前記電極の占有率が、４０％～９０％である。

Description

生体センサ
　本発明は、生体センサに関する。
　病院、診療所等の医療機関、介護施設、自宅等において、例えば、心電図波形、脈波、脳波、筋電等の生体情報を測定する生体センサが用いられる。生体センサは、生体と接触して被験者の生体情報を取得する生体電極を備えており、生体情報を測定する際には、生体センサを被験者の皮膚に貼り付けて、生体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、センサ本体と、電極と、上部シートにカバーを積層し、センサ本体が収納可能に形成された第１層部材と、第１層部材の生体側の面に貼り付けられ、センサ本体が設置されると共に電極が露出するように形成された第２層部材とを有する生体センサが開示されている（例えば、特許文献１参照）。
　この生体センサでは、第１層部材の生体と対向する面に設けた第１粘着層と第２層部材の生体と対向する面に設けた第２粘着層を皮膚に貼り付けながら、第１粘着層に貼り付けた電極を皮膚に接触させて生体情報を取得している。
日本国特許第６９４７９５５号公報
　ここで、特許文献１では、電極の厚さ及び面積と、皮膚との接触インピーダンス及び生体表面からの剥がれ易さについて検討していない。電極の厚さ又は面積が増大すると、生体表面の接触インピーダンスが小さくなり、検出される電気信号のノイズは抑えられるが、被験者の皮膚等の生体表面に対する貼付性が悪化して剥がれ易くなる可能性がある。
　生体センサは、皮膚等の生体表面に貼り付けて長時間使用されることが多く、生体情報を精度良く検知されることが要求される。そのため、生体センサが皮膚等の生体表面から生体情報に関する電気信号を長時間安定して精度良く取得するためには、生体センサは、検出される電気信号のノイズの発生を抑えつつ、生体表面に安定して貼付した状態に維持できることが重要である。
　本発明の一態様は、使用時にノイズの発生を抑えると共に、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、
　生体情報を取得するセンサ本体と、
　前記センサ本体に接続される粘着性を有する電極と、
　下面に前記電極が設けられ、前記センサ本体が収納される収納空間を有する第１層部材と、
　前記第１層部材の前記下面に前記電極を露出させると共に前記センサ本体を覆うように貼り付けられる第２層部材と、
を備え、
　前記電極の厚さが１５μｍ以上であり、前記電極の面積が２．０ｃｍ２～５．０ｃｍ２であり、前記電極のタック力が６０ｇｆ／Ф５ｍｍ以上であり、
　底面視において、前記第１層部材における前記電極の占有率が、４０％～９０％である。
　本発明に係る生体センサの一態様は、使用時にノイズの発生を抑えると共に、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を示す全体構成を示す斜視図である。 生体センサの各部品の例を示す平面図である。 生体センサの長手方向の断面図であり、図１のI－I断面図である。 図１の生体センサの底面図である。 図１の生体センサを生体の胸部に貼り付けた状態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「～」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。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。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、生体が人である場合について説明する。
　本実施形態に係る生体センサは、生体の一部（例えば、皮膚、頭皮又は額等）に貼付して生体情報の測定を行う貼付型生体センサである。本実施形態では、生体センサが人の皮膚に貼付して、人の生体情報に関する電気信号（生体信号）を測定す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を示す全体構成を示す斜視図である。図１の左側は、本実施形態に係る生体センサの外観を示し、図１の右側は、本実施形態に係る生体センサの各部品を分解した状態を示す。図２は、生体センサの各部品の例を示す平面図である。図３は、生体センサの長手方向の断面図であり、図１のI－I断面図である。
　図１及び図２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、第１層部材１０、電極２０、センサ部３０及び第２層部材４０を有し、第１層部材１０、電極２０及び第２層部材４０を第１層部材１０側から第２層部材４０側に向かってこの順に積層することで形成される。生体センサ１では、第１層部材１０、電極２０及び第２層部材４０が生体の一例である皮膚２への貼付面を形成する。生体センサ１は、貼付面を皮膚２に貼付して、皮膚２と電極２０との間の電位差（分極電圧）を測定することで、被験者の生体情報に関する電気信号（生体信号）を測定する。
　図１～図３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１が生体（被検体）に貼り付けられる側（貼付側）の反対方向（外側）を＋Ｚ軸方向とし、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軸方向を上側又は上、－Ｚ軸方向を下側又は下という場合があるが、普遍的な上下関係を表すものではない。
　なお、生体信号は、例えば、心電図波形、脳波、脈拍等を表す電気信号である。
　本願発明者は、生体センサ１を使用するに当たり、第１層部材１０の生体である皮膚２側に設けられる電極２０の厚さ、面積及びタック力と、電極２０の第１層部材１０に占める占有割合とが、生体センサ１の使用時に生じるノイズの抑制と、生体に対する貼付性とに与える影響に着目した。そして、本願発明者は、電極２０の体積及び粘着性を所定の範囲内に抑えると共に第１層部材１０に占める割合を抑えることで、電極２０の皮膚２の表面への密着状態を維持すると共に皮膚２の表面との密着性を高められるため、生体センサ１の使用時に検出されるノイズの発生を抑えると共に、生体センサ１の生体への貼付性が高められることを見出した。
［第１層部材］
　図１及び図２に示すように、第１層部材１０は、カバー部材１１及び上部シート１２をこの順に積層して備える。カバー部材１１及び上部シート１２は、平面視において略同一の外形形状を有する。
（カバー部材）
　図３に示すように、カバー部材１１は、生体センサ１の最も外側（＋Ｚ軸方向）に位置しており、上部シート１２の上面に接着されている。カバー部材１１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）に向けて略ドーム状に突出した突出部１１１と、カバー部材１１の長手方向（Ｙ軸方向）の両端側に設けられる平坦部１１２Ａ及び１１２Ｂとを有する。突出部１１１の上面及び下面と、平坦部１１２Ａ及び１１２Ｂの上面及び下面は、平坦に形成されている。
　カバー部材１１は、突出部１１１の内側（貼付側）に、皮膚２側に凹状に形成された窪み１１１ａを有するように形成された開口部を有する。窪み１１１ａは、センサ部３０の少なくとも一部が収納可能な大きさを有すればよい。突出部１１１の内側（貼付側）には、突出部１１１の内面の窪み１１１ａ、電極２０及び第２層部材４０により、センサ部３０を収納する収納空間Ｓが形成される。
　カバー部材１１を形成する材料としては、例えば、シリコーンゴム、フッ素ゴム、ウレタンゴム等の柔軟性を有する材料を用いて形成できる。また、カバー部材１１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してもよい。カバー部材１１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１１の収納空間Ｓに配置されるセンサ部３０が保護されると共に、生体センサ１に上面側から加えられる衝撃が吸収されてセンサ部３０に加わる衝撃が和らげられる。
　突出部１１１の上面及び側壁の厚さは、平坦部１１２Ａ及び１１２Ｂの厚さよりも厚くてよい。これにより、突出部１１１の柔軟性を平坦部１１２Ａ及び１１２Ｂ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３０を保護することができる。
　突出部１１１の上面及び側壁の厚さは、適宜設計可能であり、例えば、１．５ｍｍ～３ｍｍとしてよい。平坦部１１２Ａ及び１１２Ｂの厚さも、適宜設計可能であり、例えば、０．５ｍｍ～１ｍｍとしてよい。
　厚さが薄い平坦部１１２Ａ及び１１２Ｂは、突出部１１１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い。これにより、皮膚２の表面が変形した場合に平坦部１１２Ａ及び１１２Ｂに加わ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１１２Ａ及び１１２Ｂ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してよい。これにより、平坦部１１２Ａ及び１１２Ｂの外周部の柔軟性をさらに高くすることができ、平坦部１１２Ａ及び１１２Ｂ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１１の硬度（強度）は、適宜任意の大きさに設計でき、例えば、４０～７０としてよい。カバー部材１１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、カバー部材１１の影響を受けることなく、上部シート１２、電極２０及び第２層部材４０が皮膚２の動きに合わせて変形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。本明細書において、ショアＡ硬度は、ＩＳＯ７６１９（ＪＩＳ　Ｋ　６２５３：２０１２）にに準拠して測定された値をいう。ショアＡ硬度は、タイプＡ（円柱状）の圧子を用いたゴム硬度計（タイプＡデュロメータ）により測定されるタイプＡデュロメータ硬さである。
（上部シート）
　図３に示すように、上部シート１２は、カバー部材１１の下面に接着して設けられている。上部シート１２は、カバー部材１１の突出部１１１に対向する位置に貫通孔１２ａを有する。貫通孔１２ａにより、センサ部３０のセンサ本体３２は、上部シート１２に遮られることなく、カバー部材１１の内面の窪み１１１ａと貫通孔１２ａとにより形成される収納空間Ｓに収納できる。
　上部シート１２は、第１基材１２１と、第１基材１２１の電極２０と対向する一方の面に電極２０が貼り付けられる第１粘着層１２２と、第１基材１２１の電極２０と対向する一方の面とは反対側の面に設けられる上部用粘着層１２３を有する。
（（第１基材））
　図３に示すように、第１基材１２１は、カバー部材１１の開口部側である貼付側に設けられる。第１基材１２１は、シート状に形成される。第１基材１２１は、多孔質構造を有し、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されてもよい。多孔質体として、例えば、連続気泡、独立気泡、半独立気泡等の気泡構造を有する発泡素材（発泡体）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、第１基材１２１を介して生体センサ１の外部に放出することができる。
　第１基材１２１の透湿度は、１００ｇ／（ｍ2・ｄａｙ）～５０００ｇ／（ｍ2・ｄａｙ）であることが好ましい。第１基材１２１の透湿度を１００ｇ／（ｍ2・ｄａｙ）～５０００ｇ／（ｍ2・ｄａｙ）とすることで、第１基材１２１は一方の面側から侵入した水蒸気を第１基材１２１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。
　第１基材１２１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。第１基材１２１としては、例えば、イノアックコーポレーション製のＦＯＬＥＣを用いてよい。
　第１基材１２１の厚さは、適宜設定可能であり、例えば、０．５ｍｍ～１．５ｍｍとしてよい。
　第１基材１２１は、カバー部材１１の突出部１１１に対向する位置に貫通孔１２１ａを有する。第１基材１２１の貫通孔１２１ａ以外の表面に第１粘着層１２２及び上部用粘着層１２３が設けられることで、第１粘着層１２２及び上部用粘着層１２３にも貫通孔１２２ａ及び１２３ａを形成できる。貫通孔１２１ａ、１２２ａ及び１２３ａにより、貫通孔１２ａが形成される。
　なお、第１基材１２１は、可撓性、防水性及び透湿性を有していれば、多孔質構造を有しない基材でもよい。第１基材１２１が可撓性、防水性及び透湿性を有することで、第１基材１２１は皮膚２に接触した状態で延び易くなり、皮膚２に接触した状態を維持できると共に、第１基材１２１と上部用粘着層１２３との隙間への液体の侵入を抑制できる。また、生体センサ１が貼り付けられた皮膚２から発生する汗等による水蒸気は、第１基材１２１を介して生体センサ１の外部に放出できる。このため、上部シート１２は接着耐久性を維持し易くなる。
　多孔質構造を有しない基材の材料としては、上記と同様、例えば、ポリウレタン系樹脂、ポリスチレン系樹脂、ポリオレフィン系樹脂、シリコーン系樹脂、アクリル系樹脂、塩化ビニル系樹脂、ポリエステル系樹脂等の熱可塑性樹脂を用いることができる。第１基材１２１が多孔質構造を有しない基材の材料である場合、第１基材１２１としては、例えば、日本マタイ製のエスマーＵＲＳ等のポリウレタンシートを用いてよい。
（（第１粘着層））
　図３に示すように、第１粘着層１２２は、第１基材１２１の電極２０と対向する一方の面に貼り付けられた状態で設けられている。第１粘着層１２２は、第１基材１２１の生体側（－Ｚ軸方向）の面に位置し、皮膚２と第１基材１２１とを接着する機能と、第１基材１２１と第２基材４１とを接着する機能と、第１基材１２１と電極２０とを接着する機能を有する。
　第１粘着層１２２は、透湿性を有してよい。これにより、後述するように、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、第１粘着層１２２を介して第１基材１２１に逃がし、第１基材１２１から生体センサ１の外部に放出することができる。第１基材１２１が、上述の通り、気泡構造を有する場合には、第１粘着層１２２を介して水蒸気を生体センサ１の外部に放出できる。これにより、生体センサ１を装着した皮膚２と第１層部材１０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１２２との界面に溜まった水分により第１粘着層１２２の粘着力が弱まり、生体センサ１が皮膚２から剥がれることを抑止できる。
　第１粘着層１２２の透湿度は、例えば、１ｇ／（ｍ2・ｄａｙ）以上であることが好ましい。第１粘着層１２２の透湿度は、１００００ｇ／（ｍ2・ｄａｙ）以下としてよい。第１粘着層１２２の透湿度が１ｇ／（ｍ2・ｄａｙ）以上であれば、第１粘着層１２２を皮膚２に貼着した際、第１粘着層１２２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の負荷を低減できる。
　第１粘着層１２２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、例えば、アクリル系感圧接着剤を用いてよい。
　第１粘着層１２２は、上記材料で形成した粘着テープでもよい。
　第１粘着層１２２は、その表面に、厚さが他の部分より薄い（又は厚さがゼロである）凹部が繰り返し交互に配置されるように形成された、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１２２としては、例えば、その表面にウェブ模様が形成された粘着テープを用いてもよい。第１粘着層１２２は、その表面にウェブ模様を有することで、第１粘着層１２２の表面に粘着剤が生体と接触し易い部分と生体と接触し難い部分との両方が存在することになる。第１粘着層１２２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１２２の表面に生体と接触し易い部分を点在させることができる。第１粘着層１２２の透湿性は、粘着剤が薄いほど高くなり易い。そのため、第１粘着層１２２は、その表面にウェブ模様が形成して、粘着剤の厚み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。なお、凹部の形状は、波形状の他に、直線状にしてもよいし、円形状にしてもよい。
　粘着剤形成部分及び非粘着部分との幅は、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、非粘着部分の幅は１５００μｍ～５０００μｍであることが好ましい。粘着剤形成部分及び非粘着部分の幅が、それぞれ、上記の好ましい範囲内であれば、第１粘着層１２２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１２２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１２２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１粘着層１２２の粘着力は、適宜任意に設定可能であり、例えば、ベーク板に対して、３．０Ｎ／１０ｍｍ～２０Ｎ／１０ｍｍであることが好ましく、４．０Ｎ／１０ｍｍ～１５Ｎ／１０ｍｍであることがより好ましく、５．０Ｎ／１０ｍｍ～１０Ｎ／１０ｍｍであることがさらに好ましい。第１粘着層１２２の粘着力が３．０Ｎ／１０ｍｍ～２０Ｎ／１０ｍｍであれば、第１粘着層１２２は、生体センサ１の皮膚２の表面に対する貼付面の一部を構成するため、生体センサ１の生体に対する貼付性の向上が図れる。
（（上部用粘着層））
　図３に示すように、上部用粘着層１２３は、第１基材１２１の電極２０と対向する一方の面とは反対側の面に貼り付けられた状態で設けられている。上部用粘着層１２３は、第１基材１２１の上面のうち、カバー部材１１の貼付側（－Ｚ軸方向）の平坦面に対応する位置に貼り付けられており、第１基材１２１とカバー部材１１とを接着する機能を有する。
　上部用粘着層１２３を形成する材料としては、シリコーン系粘着剤やシリコーンテープ等を用いることができる。
　上部用粘着層１２３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２０は、第１粘着層１２２の貼付側（－Ｚ軸方向）の面である下面に、電極２０のセンサ本体３２側の一部が配線３３１Ａ及び３３１Ｂに接続されつつ、第１粘着層１２２と下部用粘着層４２とに挟み込まされた状態で貼り付けられている。電極２０は、第１粘着層１２２と下部用粘着層４２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２０が皮膚２に接触することで、生体信号を検出できる。なお、電極２０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２０は、一対の電極２０Ａ及び２０Ｂで構成される。図３に示すように、電極２０Ａは、図中、左側に配置され、電極２０Ｂは、図中、右側に配置されている。電極２０Ａは、その長手方向（Ｙ軸方向）の一端側（内側）が端子部３３２Ａに接触され、電極２０Ｂは、その長手方向（Ｙ軸方向）の一端側（内側）が端子部３３２Ｂに接触される。一対の電極２０Ａ及び２０Ｂは略同じ形状を有している。
　なお、センサ部３０の端子部３３２Ａに接触される電極２０Ａの一端側を対向部分２０１Ａとし、センサ部３０の端子部３３２Ｂに接触される電極２０Ｂの一端側を対向部分２０１Ｂとする。電極２０Ａにおいて端子部３３２Ａと接触しない部分（長手方向（Ｙ軸方向）の他端側（外側））を、露出部分２０２Ａとし、電極２０Ｂにおいて端子部３３２Ｂと接触しない部分（長手方向（Ｙ軸方向）の他端側（外側））を、露出部分２０２Ｂとする。
　電極２０は、シート状等、任意の形状を有してよい。
　電極２０の平面視における形状は、特に限定されず、用途等に応じて適宜任意の形状に設計されてよい。電極２０Ａ及び２０Ｂは、それぞれ、図２に示すように、平面視において、一端側である対向部分２０１Ａ及び２０１Ｂが円弧状に形成され、他端側である露出部分２０２Ａ及び２０２Ｂが矩形に形成されてよい。
　電極２０Ａ及び２０Ｂは、図２及び図３に示すように、長手方向（Ｙ軸方向）の一端側（内側）に設けられ、幅方向（Ｘ軸方向）に細長い長円形状の貫通孔２０３Ａ及び２０３Ｂと、長手方向（Ｙ軸方向）の他端側（外側）に設けられる円形状の貫通孔２０４Ａ及び２０４Ｂとを有してよい。これにより、電極２０は、第１粘着層１２２に貼り付けられた状態で、貫通孔２０３Ａ及び２０３Ｂと、貫通孔２０４Ａ及び２０４Ｂとから第１粘着層１２２を貼付側に露出させることができるため、電極２０と皮膚２との密着性を高められる。なお、貫通孔２０３Ａ及び２０３Ｂと、貫通孔２０４Ａ及び２０４Ｂの数は特に限定されず、電極２０の対向部分２０１Ａ及び２０１Ｂの大きさ等に応じて適宜設定してよい。
　電極２０は、粘着性を有する電極（粘着性電極）であることが好ましい。電極２０が粘着性電極である場合、電極２０は、導電性高分子と、バインダー樹脂と、保湿剤とを含む粘着性導電性組成物がシート状に形成された粘着性電極シートを用いて形成できる。
　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を用いることが好ましい。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を用いることがより好ましい。
　バインダー樹脂は、水系エマルジョン粘着剤からなる。水系エマルジョン粘着剤は、電極２０の粘着性及び柔軟性を向上させる機能を有する。そのため、水系エマルジョン粘着剤が電極２０に含まれることで、電極２０を低弾性とし、皮膚２の表面の凹凸に対する追従性を向上させることができる。
　水系エマルジョン粘着剤としては、アクリル系エマルジョン粘着剤を用いることができる。
　アクリル系エマルジョン粘着剤は、水分散型共重合体と、水分散型共重合体と相溶する有機液状成分とを含むシラン系エマルジョン粘着剤を用いることが好ましい。
　水分散型共重合体は、（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物に（メタ）アクリル酸アルキルエステルと共重合可能なシラン系単量体を共重合させることで得られる重合体である。
　（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物とは、（メタ）アクリル酸アルキルエステルを主成分として含み、好ましくは５０ｗｔ％～１００ｗｔ％含む単量体混合物である。
　（メタ）アクリル酸アルキルエステルとしては、アルキル基の炭素数が１～１５、好ましくは１～９の直鎖又は分岐アルキルエステルが用いられる。具体的には、例えば、（メタ）アクリル酸メチル、（メタ）アクリル酸エチル、（メタ）アクリル酸ｎ－ブチル、（メタ）アクリル酸イソブチル、（メタ）アクリル酸ペンチル、（メタ）アクリル酸ヘキシル、（メタ）アクリル酸ヘプチル、（メタ）アクリル酸ｎ－オクチル、（メタ）アクリル酸イソオクチル、（メタ）アクリル酸２－エチルヘキシル、（メタ）アクリル酸ｎ－ノニル、（メタ）アクリル酸イソノニル、（メタ）アクリル酸デシル、（メタ）アクリル酸ウンデシル、（メタ）アクリル酸トリデシル等の直鎖又は分岐アルキル基を有する（メタ）アクリル酸アルキルエステルが挙げられる。これらは単独で又は２種以上を組み合わせて使用できる。
　（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物は、（メタ）アクリル酸アルキルエステルと共重合可能なカルボキシル基含有単量体を含んでもよい。
　（メタ）アクリル酸アルキルエステルと共重合可能なカルボキシル基含有単量体としては、その構造中にカルボキシル基を含む重合性化合物であって、（メタ）アクリル酸アルキルエステルと共重合可能なものであれば特に限定されないが、例えば、（メタ）アクリル酸、イタコン酸、マレイン酸、無水マレイン酸、２－メタクリロイルオキシエチルコハク酸等が挙げられる。特に、アクリル酸が好ましい。
　カルボキシル基含有単量体は、シラン系単量体の加水分解や得られる粘着性の調整の観点から、（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物１００ｗｔ％に対して、０．１ｗｔ％～１０ｗｔ％含むことが好ましい。
　（メタ）アクリル酸アルキルエステルと共重合可能なシラン系単量体としては、ケイ素原子を有する重合性化合物であって、（メタ）アクリル酸アルキルエステルと共重合可能なものであれば特に限定されないが、（メタ）アクリル酸アルキルエステルに対する共重合性に優れている点で、（メタ）アクリロイルオキシアルキルシラン誘導体等の（メタ）アクリロイル基を有するシラン化合物が好ましい。シラン系単量体としては、例えば、３－（メタ）アクリロイルオキシプロピルトリメトキシシラン、３－（メタ）アクリロイルオキシプロピルトリエトキシシラン、３－（メタ）アクリロイルオキシプロピルメチルジメトキシシラン、３－（メタ）アクリロイルオキシプロピルメチルジエトキシシラン等が挙げられる。これらのシラン系単量体は、単独で又は２種以上を組み合わせて使用できる。
　また、上記以外のシラン系単量体としては、例えば、ビニルトリメトキシシラン、ビニルトリエトキシシラン、４－ビニルブチルトリメトキシシラン、４－ビニルブチルトリエトキシシラン、８－ビニルオクチルトリメトキシシラン、８－ビニルオクチルトリエトキシシラン、１０－メタクリロイルオキシデシルトリメトキシシラン、１０－アクリロイルオキシデシルトリメトキシシラン、１０－メタクリロイルオキシデシルトリエトキシシラン、１０－アクリロイルオキシデシルトリエトキシシラン等も使用できる。
　シラン系単量体は、（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物に、（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物１００ｗｔ％に対して、０．００５ｗｔ％～２ｗｔ％を共重合させることが好ましい。
　シラン系単量体は、（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物に共重合させることにより、架橋点となるシラン化合物が、得られる共重合体の分子内に均等に存在しうる状態となる。これにより、水系エマルジョン粘着剤は、水分散型であるにも関わらず、水系エマルジョン粘着剤の粒子の内部と外側が均一に架橋されるので凝集力に優れ、有機液状成分の添加により低皮膚刺激性であるのに加え、優れた固定性及び耐汗固定性を兼ね備える。
　水分散型共重合体は、必要に応じて、上記のシラン系単量体及びカルボキシル基含有単量体以外の（メタ）アクリル酸アルキルエステルと共重合可能な単量体を共重合させたものであってもよい。シラン系単量体及びカルボキシル基含有単量体以外の（メタ）アクリル酸アルキルエステルと共重合可能な単量体は、水系エマルジョン粘着剤をシート状等に形成する場合の電極２０の凝集力の調整や、有機液状成分との相溶性改善等を目的として用いることができ、使用量は、（メタ）アクリル酸アルキルエステルの含有量の一部を置き換えて、目的に応じて任意に設定できる。
　シラン系単量体及びカルボキシル基含有単量体以外の（メタ）アクリル酸アルキルエステルと共重合可能な単量体としては、例えば、スチレンスルホン酸、アリルスルホン酸、スルホプロピル（メタ）アクリレート、（メタ）アクリロイルオキシナフタレンスルホン酸、アクリルアミドメチルプロパンスルホン酸等のスルホキシル基含有単量体、（メタ）アクリル酸ヒドロキシエチルエステル、（メタ）アクリル酸ヒドロキシプロピルエステル等のヒドロキシル基含有単量体、（メタ）アクリルアミド、ジメチル（メタ）アクリルアミド、Ｎ－ブチルアクリルアミド、Ｎ－メチロール（メタ）アクリルアミド、Ｎ－メチロールプロパン（メタ）アクリルアミド等のアミド基含有単量体、（メタ）アクリル酸アミノエチルエステル、（メタ）アクリル酸ジメチルアミノエチルエステル、（メタ）アクリル酸ｔｅｒｔ－ブチルアミノエチルエステル等の（メタ）アクリル酸アルキルアミノアルキルエステル、（メタ）アクリル酸メトキシエチルエステル、（メタ）アクリル酸エトキシエチルエステル等の（メタ）アクリル酸アルコキシアルキルエステル、（メタ）アクリル酸メトキシエチレングリコールエステル、（メタ）アクリル酸テトラヒドロフルフリルエステル、（メタ）アクリル酸メトキシエチレングリコールエステル、（メタ）アクリル酸メトキシジエチレングリコールエステル、（メタ）アクリル酸メトキシポリエチレングリコールエステル、（メタ）アクリル酸メトキシポリプロピレングリコールエステル等のアルコキシ基（又は側鎖にエーテル結合）含有（メタ）アクリル酸エステル、（メタ）アクリロニトリル、酢酸ビニル、プロピオン酸ビニル、Ｎ－ビニル－２－ピロリドン、メチルビニルピロリドン、ビニルピリジン、ビニルピペリジン、ビニルピリミジン、ビニルピペラジン、ビニルピラジン、ビニルピロール、ビニルイミダゾール、ビニルカプロラクタム、ビニルオキサゾール、ビニルモルホリン等のビニル系単量体等が挙げられる。これらは単独で又は２種以上を組み合わせて使用できる。
　水分散型重合体は、例えば、（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物とシラン系単量体との混合物を通常の乳化重合に付すことにより、（メタ）アクリル酸アルキルエステル共重合体の水分散液として調製することができる。
　重合方法としては、一般的な一括重合、連続滴下重合、分割滴下重合等を採用でき、重合温度は、例えば、２０℃～１００℃である。
　重合に用いる重合開始剤としては、特に限定されず、重合開始剤として用いられる一般的な成分を用いることができる。
　重合には重合度を調整するために連鎖移動剤を用いてもよい。連鎖移動剤としては、特に限定されず、連鎖移動剤重として用いられる一般的な成分を用いることができる。
　水分散型共重合体は、上記方法の他、（メタ）アクリル酸エステルを含む単量体混合物とシラン系単量体との共重合体を乳化重合以外の方法で得た後、乳化剤により水に分散させて調製してもよい。
　アクリル系エマルジョン粘着剤に含まれる有機液状成分は、水分散型共重合体に配合されることで、皮膚２の表面に対する良好な接着性を保つ共に、剥離時の角質損傷を低減し、剥離時の痛みも低減させることができる。
　有機液状成分は、常温で液状であって、水分散型共重合体との相溶性が良好であることが好ましい。なお、「相溶」とは、水分散型の共重合体中に有機液状成分が均一に溶解して取り込まれていることをいい、目視にて分離が確認できない状態をいう。
　有機液状成分としては、炭素数が８～１８の一塩基酸又は多塩基酸と炭素数が１４～１８の分岐アルコールとのエステル、及び炭素数が１４～１８の不飽和脂肪酸又は分岐酸と４価以下のアルコールとのエステル等が挙げられる。
　炭素数が８～１８の一塩基酸又は多塩基酸と炭素数が１４～１８の分岐アルコールとのエステルとしては、例えば、ラウリン酸イソステアリル、ミリスチン酸イソセチル、ミリスチン酸オクチルドデシル、パルミチン酸イソステアリル、ステアリン酸イソセチル、オレイン酸オクチルドデシル、アジピン酸ジイソステアリル、セバシン酸ジイソセチル、トリメリト酸トリオレイル、トリメリト酸トリイソセチル等が挙げられる。
　炭素数が１４～１８の不飽和脂肪酸又は分岐酸としては、例えば、ミリストレイン酸、オレイン酸、リノール酸、リノレン酸、イソパルミチン酸、イソステアリン酸等が挙げられる。
　４価以下のアルコールとしては、例えば、エチレングリコール、プロピレングリコール、グリセリン、トリメチロールプロパン、ペンタエリスリトール及びソルビタン等が挙げられる。
　有機液状成分の含有量は、水分散型共重合体及び有機液状成分の種類等に応じて適宜任意に設定でき、例えば、水分散型共重合体１００ｗｔ％に対して、２０ｗｔ％～８０ｗｔ％としてもよい。
　アクリル系エマルジョン粘着剤が、シラン系エマルジョン粘着剤である場合、アクリル系エマルジョン粘着剤としては、具体的には、２－エチルヘキシルアクリレート、メチルメタクリレート、アクリル酸及び３－メタクリルオキシプロピルトリメトキシシランを含むシラン系エマルジョン粘着剤を用いることができる。
　また、アクリル系エマルジョン粘着剤は、（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物と、カルボキシル基含有単量体とを含む、２成分又は３成分のアクリル系エマルジョン粘着剤を用いることができる。これらは、溶媒や他の成分を性能を発揮できる範囲内で適宜所定量含んでもよい。
　２成分又は３成分のアクリル系エマルジョン粘着剤に含まれる（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物は、上記のシラン系エマルジョン粘着剤に含まれる（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物と同様であるため、詳細は省略する。
　カルボキシル基含有単量体は、（メタ）アクリル酸アルキルエステルと共重合可能なカルボキシル基含有単量体であることが好ましい。（メタ）アクリル酸アルキルエステルと共重合可能なカルボキシル基含有単量体は、上記の、（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物に含められるカルボキシル基含有単量体と同様であるため、詳細は省略する。
　２成分アクリル系エマルジョン粘着剤としては、具体的には、（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物である２－エチルヘキシルアクリレートと、カルボキシル基含有単量体混合物であるアクリル酸とを含む粘着剤を用いることができる。
　３成分アクリル系エマルジョン粘着剤としては、具体的には、（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物である２－エチルヘキシルアクリレート及びメチルメタクリレートと、カルボキシル基含有単量体混合物であるアクリル酸とを含む粘着剤を用いることができる。
　水系エマルジョン粘着剤の平均粒子径は、１００ｎｍ～１．０μｍであることが好ましく、１００ｎｍ～５００ｎｍであることがより好ましく、１００ｎｍ～３００ｎｍであることがさらに好ましい。平均粒子径が上記の好ましい範囲内であると、電極２０に粘着力及び耐水性を与えることができる。
　水系エマルジョン粘着剤の形状は、特に限定されず、例えば、球状、楕円体状、紡錘状、破砕状、板状、柱状等でよい。
　平均粒子径とは、有効径による体積平均粒子径をいう。平均粒子径は、例えば、レーザ回折・散乱法又は動的光散乱法等によって系エマルジョン粘着剤又はアクリル系エマルジョン粘着剤の粒度分布を測定して求めた粒度分布曲線において、その積算量が粒子の小さい方から累積して体積基準で５０％を占める時の粒子径（メディアン径）である。
　バインダー樹脂の含有量は、３５ｗｔ％～９０ｗｔ％であることが好ましく、４０ｗｔ％～８５ｗｔ％であることがより好ましく、５０ｗｔ％～８０ｗｔ％であることがさらに好ましい。バインダー樹脂の含有量が上記の好ましい範囲内であると、電極２０に粘着力及び軟性を与えることができると共に、導電性の低下を抑えることができる。
　保湿剤は、電極２０の導電性を向上させると共に、粘着力度及び柔軟性を向上させる機能を有する。保湿剤としては、グリセリン、エチレングリコール、プロピレングリコール、ソルビトール、これらの重合体等のポリオール化合物Ｎ－メチルピロリドン（ＮＭＰ）、ジメチルホルムアルデヒド（ＤＭＦ）、Ｎ－Ｎ'－ジメチルアセトアミド（ＤＭＡｃ）、ジメチルスルホキシド（ＤＭＳＯ）等の非プロトン性化合物等が挙げられる。これらは、一種単独で用いてもよいし、二種以上併用してもよい。これらの中でも、他の成分との相溶性の観点から、グリセリンが好ましい。
　保湿剤の含有量は、電極１００ｗｔ％に対して、２ｗｔ％～６０ｗｔ％であることが好ましく、３ｗｔ％～５０ｗｔ％であることがより好ましく、５ｗｔ％～３５ｗｔ％であることがさらに好ましい。保湿剤の含有量が上記の好ましい範囲内であれば、電極２０の粘着力を向上させ、皮膚２の表面に対して高い接着性を維持することができると共に、貯蔵弾性率を低下させ、粘弾性を高めることができるので、使用時に生じるノイズの大きさを抑えることができる。また、電極２０が外部からの吸水を抑制し、膨潤を抑制できる。
　電極２０の厚さは、１５μｍ以上であり、２０μｍ～１００μｍであることが好ましく、２５μｍ～９０μｍであることがより好ましく、３０μｍ～８０μｍであることがさらに好ましい。電極２０の厚さが１５μｍ以上であると、電極２０に十分な強度、柔軟性及び低抵抗性と、変形時の導電安定性を与えることができる。
　なお、電極２０の厚さとは、電極２０の表面に垂直な方向の長さをいう。電極２０の厚さは、例えば、電極２０の断面において、任意の場所を測定した時の厚さであり、任意の場所で複数箇所測定した場合には、これらの測定箇所の厚さの平均値としてもよい。
　電極２０の面積は、２．０ｃｍ２～５．０ｃｍ２であり、２．５ｃｍ２～４．５ｃｍ２であることが好ましく、２．７ｃｍ２～４．０ｃｍ２であることがさらに好ましい。電極２０の面積が２．０ｃｍ２～５．０ｃｍ２であれば、電極２０に十分な導電安定性及び接着力を有することができる。
　なお、電極２０の面積の測定は、一般的な測定方法を用いることができる。例えば、一般的な画像解析ソフト（例えば、ＩｍａｇｅＪ等）を用いて電極２０の表面を撮影した画像を二値化処理して、ドット（ピクセル）単位で表される電極２０の面積を算出することで求められる。
　電極２０のタック力は、６０ｇｆ／Ф５ｍｍ以上であり、６３ｇｆ／Ф５ｍｍ以上であることが好ましく、６５ｇｆ／Ф５ｍｍ以上であることがさらに好ましい。なお、電極２０のタック力の上限値は、特に限定されないが、電極２０の大きさ、形状、材質等に応じて適宜選択可能であり、例えば、２００ｇｆ／Ф５ｍｍ以下であればよい。電極２０の面積が６０ｇｆ／Ф５ｍｍ以上であれば、電極２０に十分な接着力を保持しつつ導電性を有することができる。
　なお、本明細書において、タック力は、電極２０が直径５ｍｍの円としたときのタック力をいう。電極２０のタック力は、一般的な測定方法を用いて測定することができ、例えば、一般的なタッキング試験機等を用いて測定できる。測定条件としては、例えば、電極２０への押付け荷重は５０ｇｆとし、押付け速度は０．０１ｍｍ／ｓとし、保持時間は１．０ｓとし、引き上げ速度は１ｍｍ／sとしてよい。
　底面視において、第１層部材１０における電極２０の占有率は、４０％～９０％であり、り、４５％～８０％であることが好ましく、５０％～７０％であることがさらに好ましい。占有率が４０％～９０％であれば、電極２０に十分な強度、柔軟性及び接着力を保持しつつ導電性を有することができる。
　なお、第１層部材１０における電極２０の占有率は、第１層部材１０の底面視において、図４に示すように、生体センサの底面視において、第１層部材１０と電極２０が生体への貼付面として露出する領域（面積）における電極２０が占める割合である。即ち、第１層部材１０における電極２０の占有率は、下記式（１）の通り、第１層部材１０の面積とＳ１と電極２０の面積Ｓ２との和に対する電極２０の面積Ｓ２の比率をいう。
第１層部材１０における電極２０の占有率（％）＝電極２０の面積Ｓ２／（第１層部材１０の面積とＳ１＋電極２０の面積Ｓ２）×１００　・・・（１）
（センサ部）
　図２に示すように、センサ部３０は、フレキシブル基板３１と、センサ本体３２と、センサ本体３２と接続された接続部３３Ａ及び３３Ｂを有する。
　フレキシブル基板３１は、生体情報を取得する各種部品が搭載された樹脂基板であり、フレキシブル基板３１には、センサ本体３２と、接続部３３Ａ及び３３Ｂとが配置されている。
　図２に示すように、センサ本体３２は、制御部である部品搭載部３２１と、バッテリ装着部３２２とを有し、生体情報を取得する。
　部品搭載部３２１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ＳＷ、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３１に搭載される各種部品を有し、生体情報を取得する。なお、各種部品による回路例は省略する。部品搭載部３２１は、バッテリ装着部３２２に装着されるバッテリ３４から供給される電力により動作する。
　部品搭載部３２１は、初期動作を確認する動作確認機器、生体センサ１からの生体情報を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３２２は、接続部３３Ａと部品搭載部３２１との間に配置され、部品搭載部３２１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３２２には、図２に示すように、バッテリ３４が装着される。
　接続部３３Ａ及び３３Ｂは、センサ本体３２の長手方向（Ｙ軸方向）にセンサ本体３２とそれぞれ接続された配線３３１Ａ及び３３１Ｂと、配線３３１Ａ及び３３１Ｂの先端側に設けられ、電極２０と接続される端子部３３２Ａ及び３３２Ｂを有する。
　配線３３１Ａ及び３３１Ｂの一端は、図３に示すように、それぞれ、電極２０に連結されている。図３に示すように、配線３３１Ａの他端は、センサ本体３２の外周に沿って部品搭載部３２１に搭載されるスイッチＳＷ等に接続されている。配線３３１Ｂの他端は、部品搭載部３２１に搭載されるスイッチＳＷ等に接続されている。
　端子部３３２Ａ及び３３２Ｂは、その一端が配線３３１Ａ及び３３１Ｂに連結され、他端の上面が電極２０と接触しながら第１層部材１０と第２層部材４０との間に挟み込まれた状態で配置されている。
　バッテリ３４は、公知の電池を用いることができる。バッテリ３４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。
［第２層部材］
　図３に示すように、第２層部材４０は、電極２０及びセンサ部３０の貼付面側に設けられ、センサ部３０を設置する支持基板であると共に皮膚２との貼付面の一部を形成する。図１及び図２に示すように、第２層部材４０の幅方向（Ｘ軸方向）の両側の外形形状は、第１層部材１０の幅方向（Ｘ軸方向）の両側の外形形状と略同一としてよい。第２層部材４０の長さ（Ｙ軸方向）は、カバー部材１１及び上部シート１２の長さ（Ｙ軸方向）よりも短く形成されている。図３に示すように、第２層部材４０の長手方向の両端は、センサ部３０の配線３３１Ａ及び３３１Ｂを第２層部材４０と上部シート１２との間に挟み込む位置であって、電極２０の一部と重なる位置にある。
　第２層部材４０は、第２基材４１、第２基材４１の上面に設けられる下部用粘着層４２及び第２基材４１の下面に設けられる第２粘着層４３を有している。第２基材４１、下部用粘着層４２及び第２粘着層４３は、平面視において、同一形状に形成されてよい。第２層部材４０の第２粘着層４３と電極２０とにより、皮膚２への貼付面が形成されている。電極２０及び第２粘着層４３の面積に応じて、貼付面の位置に応じて、防水性及び透湿性が相違し、粘着性を相違させることができるので、第２粘着層４３の貼付面の面積に応じて、防水性及び透湿性を相違させると共に、粘着性を相違させることができる。
（第２基材）
　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、水分及び水蒸気を透過しない防水性を有する（水分透過性が低い）。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３０のフレキシブル基板３１側に侵入することを抑止できる。
　第２基材４１は、その上面側に下部用粘着層４２を介してセンサ部３０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としてよい。
（下部用粘着層）
　図３に示すように、下部用粘着層４２は、第２基材４１のカバー部材１１側（＋Ｚ軸方向）の上面に設けられており、センサ部３０が接着される。第２層部材４０の下部用粘着層４２の長手方向の両端側は、電極２０の対向部分２０１Ａ及び２０１Ｂと対向する位置に設けられる。これにより、上部シート１２と第２層部材４０との間に電極２０の対向部分２０１Ａ及び２０１Ｂと端子部３３２Ａ及び３３２Ｂとを押圧した状態で挟み込むことができ、電極２０と端子部３３２Ａ及び３３２Ｂとを導通させることができる。下部用粘着層４２は、後述する第２粘着層４３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、下部用粘着層４２は、必ずしも設ける必要はなく、設けなくてもよい。
（第２粘着層）
　図３に示すように、第２粘着層４３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２粘着層４３は、感圧接着性を有することが好ましい。第２粘着層４３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２粘着層４３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２粘着層４３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２粘着層４３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２粘着層４３は、優れた生体適合性を有することが好ましい。例えば、第２粘着層４３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い。角質剥離面積率が０％～５０％の範囲内であれば、第２粘着層４３を皮膚２に貼着しても、皮膚２の負荷を抑制できる。
　第２粘着層４３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２粘着層４３を介して上部シート１２側に逃がすことができる。また、上部シート１２は、後述する通り、気泡構造を有するため、第２粘着層４３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２粘着層４３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２粘着層４３との界面に溜まった水分により第２粘着層４３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２粘着層４３の透湿度は、例えば、３００ｇ／（ｍ2・ｄａｙ）～１００００ｇ／（ｍ2・ｄａｙ）であることが好ましい。第２粘着層４３の透湿度が上記の好ましい範囲内であれば、第２粘着層４３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粘着層４３から外部に向けて透過させることができるので、皮膚２の負担を低減できる。
　第２粘着層４３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２粘着層４３の厚さが１０μｍ～３００μｍであれば、生体センサ１の薄型化が図れる。
　図１及び図２に示すように、生体センサ１は、未使用時には、電極２０及び第２基材４１の生体との貼付面に、電極２０及び第２層部材４０を保護するため、使用するまで、剥離ライナー５０を貼り付けておくことが好ましい。使用時に、剥離ライナー５０を電極２０及び第２層部材４０から剥がして、生体センサ１の貼付面を皮膚２に貼り付けれる。剥離ライナー５０を貼付面に貼り付けておくことで、生体センサ１を長期間保存等しておいても、電極２０及び第２層部材４０の粘着力を維持できる。そのため、使用時に剥離ライナー５０を第２層部材４０及び電極２０から剥がすことで、貼付面を皮膚２に確実に貼り付けて使用できる。
　生体センサ１の製造方法は、特に限定されず、適宜任意の方法を用いて製造できる。生体センサ１の製造方法の一例について説明する。
　図１及び図２に示す、第１層部材１０、電極２０、センサ部３０及び第２層部材４０を準備する。第１層部材１０、電極２０、センサ部３０及び第２層部材４０は、それぞれ、これらを製造できる方法であれば特に限定されず、適宜任意の製造方法を用いて製造できる。
　図１に示す生体センサ１を構成する、第１層部材１０、電極２０、センサ部３０及び第２層部材４０を準備した後、センサ部３０を第２層部材４０の上に設置する。その後、第１層部材１０側から第２層部材４０側に向かって、第１層部材１０、電極２０、センサ部３０及び第２層部材４０の順に積層する。これにより、図１に示す生体センサ１が得られる。
　図５は、図１の生体センサ１を被検者Ｐの胸部に貼り付けた状態を示す説明図である。図５に示すように、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２０を上側、他方の電極２０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２粘着層４３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２０が圧着された状態で、被検者Ｐから電極２０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３２１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、第１層部材１０、電極２０、センサ本体３２及び第２層部材４０を備える。電極２０は、その厚さを１５μｍ以上とし、面積を２．０ｃｍ２～５．０ｃｍ２とし、タック力を６０ｇｆ／Ф５ｍｍ以上とする。これにより、電極２０は、適度な柔軟性を有し、生体センサ１の長手方向の伸長等、伸び易くすることができるため、生体センサ１の皮膚２の表面に対する貼付性を高めることができる。そして、生体センサ１は、その底面視において、第１層部材１０における電極２０の占有率を４０％～９０％としている。これにより、生体センサ１の接触インピーダンスを低下させることができるため、ノイズの発生を抑えることができる。よって、生体センサ１は、使用時にノイズの発生を抑えると共に、生体に安定して貼付けることができる。
　したがって、生体センサ１は、生体信号として心電図の測定時において測定される心電図波形の精度を高めると共に、皮膚２の表面に対する貼付性を高めることができる。
　生体センサ１は、第１層部材１０が第１基材１２１及び第１粘着層１２２を備え、電極２０は第１粘着層１２２の第２層部材４０側である下面に貼り付けることができる。第１粘着層１２２は粘着性を有するので、電極２０は第１粘着層１２２により第１層部材１０に対して安定して貼り付けられた状態で、皮膚２の表面に接触させることができるため、電極２０の皮膚２の表面との接触インピーダンスをさらに低下させ、ノイズの発生をさらに抑えることができる。よって、生体センサ１は、使用時にノイズの発生を安定して抑えると共に、生体に対する貼付性を安定して維持することができる。
　生体センサ１は、第２層部材４０の第１層部材１０側と反対側の面に第２粘着層４３を有することができる。これにより、生体センサ１は、第２層部材４０を第２粘着層４３を介して皮膚２に貼り付けることができるため、電極２０の皮膚２の表面との接触インピーダンスをさらに低下させ、ノイズの発生をさらに抑えることができる。よって、生体センサ１は、使用時にノイズの発生を安定して抑えると共に、生体に対する貼付性を安定して維持することができる。
　生体センサ１は、第１層部材１０、電極２０及び第２層部材４０により皮膚２への貼付面を形成できる。これにより、生体センサ１の厚さを薄くすることができる。よって、生体センサ１は、より小型で皮膚２の表面との接触インピーダンスを低減することができる。
　生体センサ１は、電極２０が粘着性を有することができる。電極２０が粘着性を有することで、第１層部材１０に第１粘着層１２２を設けなくても、第１層部材１０の下面に貼り付けることができる。このため、生体センサ１の厚さを薄くすることができる。また、電極２０は皮膚２に粘着できるため、皮膚２との接着性を維持できる。よって、生体センサ１は、より小型で皮膚２の表面との接触インピーダンスをさらに効果的に低減することができる。
　また、生体センサ１は、電極２０が粘着性を有することで、第１層部材１０に第１粘着層１２２を設ける必要がなくなり、小型にできる。このため、生体センサ１は、製造コストを低減することができる。
　さらに、生体センサ１は、電極２０が粘着性を有するため、第２層部材４０の上面に粘着させることができるため、電極２０と第２層部材４０との接触抵抗を低減することができる。このため、生体センサ１は、皮膚２から取得した生体信号をより安定して検知することができる。
　生体センサ１では、電極２０が、導電性高分子、バインダー樹脂及び保湿剤を含み、バインダー樹脂は水系エマルジョン粘着剤から構成できる。これにより、電極２０は、抵抗を低くし、粘弾性を高めると共に、吸水による膨潤を抑えることができる。このため、電極２０は、耐水性を高めることができるため、導電性及び粘着力を発揮することができると共に、柔軟性を高めて皮膚２の表面への追従性を高めることができる。よって、生体センサ１は、電極２０が皮膚２への粘着力を維持できるため、皮膚２の表面との接触インピーダンスをより確実に低減することができる。
　生体センサ１は、電極２０の水系エマルジョン粘着剤として、アクリル系エマルジョン粘着剤を用いることができる。これにより、電極２０は、耐水性を確実に高められるので、抵抗を維持しつつ粘着力の低下を抑え、皮膚２の表面への追従性を確実に高めることができる。そのため、電極２０は、粘弾性を確実に低く抑えることができるので、高い粘着力及び皮膚２の表面への追従性を有することができる。よって、生体センサ１は、皮膚２の表面との接触インピーダンスを確実に低減することができる。
　生体センサ１は、電極２０のアクリル系エマルジョン粘着剤として、（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物と、（メタ）アクリル酸アルキルエステルと共重合可能なシラン系単量体を共重合させて得られる水分散型共重合体と、水分散型共重合体と相溶する有機液状成分とを含むシラン系エマルジョン粘着剤を用いることができる。これにより、電極２０は、粘弾性を確実に低く抑えることができるため、粘着力を高めることができ、皮膚２の表面への追従性をより向上させることができる。よって、生体センサ１は、皮膚２の表面との接触インピーダンスをさらに確実に低減することができる。
　生体センサ１は、電極２０のアクリル系エマルジョン粘着剤として、（メタ）アクリル酸アルキルエステルを含む単量体混合物とカルボキシル基含有単量体混合物を含む群から選択される一種以上の成分を含む、２成分又は３成分のアクリル系エマルジョン粘着剤を用いることができる。この場合でも、電極２０は、粘弾性を確実に低く抑えることができるため、粘着力を高めることができ、皮膚２の表面への追従性をより向上させることができる。よって、生体センサ１は、皮膚２の表面との接触インピーダンスをさらに確実に低減することができる。
　このように、生体センサ１は、上記の通り、使用中、皮膚２から生体情報を長時間安定して測定できることから、人の皮膚２等に貼り付け使用される貼付型の生体センサとして有効に用いることができる。生体センサ１は、例えば、生体の皮膚等に貼付され、心電図の検出感度が高く、心電図に発生するノイズの高い抑制効果が要求されるヘルスケア用ウェアラブルデバイスに好適に用いることができる。
　以上の通り、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。
　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＞
［電極の作製］
（電極１の作製）
　導電性高分子としてＰＥＤＯＴ／ＰＳＳのペレット（Ｏｒｇａｃｏｎ　ＤＲＹ、日本アグフアマテリアルズ社製）０．８ｇと、バインダー樹脂としてシラン系エマルジョン粘着剤（日東電工社製）３．２５ｇと、保湿剤としてグリセリン（和光純薬社製）１．６ｇを、プラスチック容器に添加して、遊星攪拌装置を用いて攪拌脱泡し、均一な粘着性電極形成用組成物を調製した。粘着性電極形成用組成物を取り出して硬化させることで、粘着性を有する導電性組成物の硬化物を作製した。硬化物を所望の形状に打ち抜き成形（プレス）してシート状に成形することで、粘着性を有する電極シート（生体電極）である電極１を作製した。電極１の厚さは、３０μｍである。
（電極２の作製）
１．導電性組成物の作製
　導電性高分子としてＰＥＤＯＴ／ＰＳＳのペレット（Ｏｒｇａｃｏｎ　ＤＲＹ、日本アグフアマテリアルズ社製）０．３８質量部と、バインダー樹脂として変性ポリビニルアルコール（変性ＰＶＡ）を含む水溶液（変性ポリビニルアルコール濃度：１０％、ゴーセネックスＺ－４１０、日本合成化学社製）１０．００質量部と、可塑剤としてグリセリン（和光純薬社製）２．００質量部と、溶媒として２－プロパンペール１．６０質量部及び水６．５０質量部を超音波浴に添加した。そして、これらの成分を含む水溶液を超音波浴で３０分間混合し、均一な導電性組成物水溶液Ａを調整した。
　変性ＰＶＡを含む水溶液中の変性ＰＶＡの濃度は約１０％であるため、導電性組成物水溶液Ａ中の変性ＰＶＡの含有量は１．００質量部となる。なお、残部は、導電性組成物水溶液Ａ中の溶媒である。
　導電性組成物１００．０質量部に対する、導電性高分子、バインダー樹脂及び可塑剤の含有量は、それぞれ、１１．２質量部、２９．６質量部及び５９．２質量部であった。
２．電極シートの作製
　調整した導電性組成物水溶液Ａをポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）フィルム上にアプリケータを用いて塗工した。その後、導電性組成物水溶液Ａが塗布されたＰＥＴフィルムを乾燥オーブン（ＳＰＨＨ－２０１、ＥＳＰＥＣ社製）に搬送して、導電性組成物水溶液Ａを１３５℃、３分間加熱乾燥することで、導電性組成物の硬化物を作製した。硬化物を所望の形状に打ち抜き成形（プレス）してシート状に成形し、２０μｍの厚さを有する電極シート（生体電極）である電極２を作製した。
　電極２に含まれる、導電性高分子、バインダー樹脂及び可塑剤の含有量は、導電性組成物と同様であり、それぞれ、１１．２質量部、２９．６質量部及び５９．２質量部であった。
［電極のタック力］
　タッキング試験機（Ｔａｃｋｉｎｅｓｓ　Ｔｅｓｔｅｒ　ＴＡＣ１０００、レスカ社製）を用いて、電極のタック力を測定した。測定条件として、電極への押付け荷重は５０ｇｆとし、押付け速度は０．０１ｍｍ／ｓとし、保持時間は１．０ｓとし、引き上げ速度は１ｍｍ／sとした。電極のタック力の測定結果を表１に示す。
［生体センサの作製］
（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。
（第１積層シートの作製）
　矩形状に形成された多孔基材である第１基材（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）の下面に両面粘着テープ１（ＰＫＥ－２０、日東電工社製、厚さ：６０μｍ）を貼り付けて、第１粘着層を形成した。なお、両面粘着テープ１は、その表面に粘着剤（アクリル樹脂）が形成された両面粘着テープである。その後、貼付層の上面にシリコーンテープ（ＳＴ５０３（ＨＣ）６０、日東電工社製、厚さ：６０μｍ）を貼り付けて上部用粘着層を形成し、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（ＰＥＴ（ＰＥＴ－５０－ＳＣＡ１(白)、三井物産プラスチック社製）、厚さ：３８μｍ）の両面に、粘着剤（パーミロール、日東電工社製、透湿度：２１ｇ／（ｍ2・ｄａｙ））を張り付けて下部用粘着層及び第２粘着層を形成し、第２積層シートを作製した。
（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１として粘着性電極を貼り付け、電極１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。
（第１粘着層の粘着力）
　粘着剤の片面に裏打ちテープを貼り合わせた後、裏打ちテープ付き粘着剤シートから試料片（幅１０ｍｍ×長さ５０ｍｍ）を切り出した。次に、ラミネータを使用して、試料片の粘着剤シート側の面を樹脂製プレート（ベークライト板）に貼り合わせた。そして、引張試験機（オートグラフＡＧＳ－５０ＮＸ、株式会社島津製作所製）を使用して、２３℃、剥離角度１８０°及び剥離速度３００ｍｍ／分の条件で、樹脂製プレート上の試料片の裏打ちテープを引っ張る剥離試験を行い、樹脂製プレートに対する粘着剤シートの２３℃での剥離粘着力（ピール力）（単位：Ｎ／１０ｍｍ）を測定した。
（第１粘着層の面積）
　作製した生体センサの底面を撮影して、画像解析ソフト（ＩｍａｇｅＪ）を用いて、生体センサの底面視を撮影した画像のうち、第１粘着層の底面の画像を二値化処理して、ドット（ピクセル）単位で表される第１粘着層の面積Ｓ１を算出した。
（電極の面積）
　作製した生体センサの底面を撮影して、画像解析ソフト（ＩｍａｇｅＪ）を用いて、生体センサの底面視を撮影した画像のうち、電極の底面の画像を二値化処理して、ドット（ピクセル）単位で表される電極の面積Ｓ２を算出した。
（電極の占有率）
　電極の占有率は、上記で求めた、一方の第１粘着層の面積Ｓ１と一方の電極の面積Ｓ２とを用いて、下記式（１）より求めた。
電極の占有率（％）＝面積Ｓ２／（面積Ｓ１＋面積Ｓ２）×１００　・・・（１）
　第１粘着層の面積、電極の面積、電極の占有率タック力の測定結果を表１に示す。
＜実施例２＞
　実施例１において、第１粘着層として両面粘着テープ１に代えて両面粘着テープ２（Ｈ－ＰＡＯ、日東電工社製、厚さ：６０μｍ）を用い、一方の第１粘着層の面積Ｓ１と、一方の電極の面積Ｓ２及び占有率を、表１に示すように変更したこと以外は、実施例１と同様にして行い、生体センサを作製した。
＜比較例１＞
　実施例１において、電極１を電極２に変更し、一方の第１粘着層の面積Ｓ１と、一方の電極の面積Ｓ２及び占有率を、表１に示すように変更したこと以外は、実施例１と同様にして行い、生体センサを作製した。
＜比較例２＞
　実施例１において、第１粘着層として両面粘着テープ１に代えて両面粘着テープ２（ＰＨ－ＰＡＯ、日東電工社製、厚さ：６０μｍ）を用い、電極１を電極２に変更し、一方の第１粘着層の面積Ｓ１と、一方の電極の面積Ｓ２及び占有率を、表１に示すように変更した。それ以外は、実施例１と同様にして行い、生体センサを作製した。
　上記各実施例及び比較例の、第１粘着層の面積、電極の面積、電極の占有率タック力の測定結果を表１に示す。
＜生体センサの特性の評価＞
　各実施例及び比較例の生体センサの波形精度と貼付性を測定し、評価した。
［波形精度］
　生体センサの波形精度は、生体センサを被験者に２４時間貼り付けて心電図を測定している時の接触インピーダンスを測定し、下記評価基準に基づいて評価した。接触インピーダンスは、４００ｋΩ以下である場合には、心電図の測定時において有効に用いれる。
（評価基準）
Ａ：接触インピーダンスは、４００ｋΩ以下である。
Ｂ：接触インピーダンスは、４００ｋΩ越えている。
［貼付性］
　生体センサの貼付性は、生体センサを被験者に２４時間貼り付けて、心電図を測定している際に、下記評価基準に基づいて評価した。
（評価基準）
Ａ：生体センサが、被験者の皮膚に付着した状態を維持している。
Ｂ：生体センサの少なくとも一部が、被験者の皮膚から剥離している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　表１より、実施例１及び２では、生体センサは、波形精度及び貼付性をいずれも使用上の条件を満たしていたことが確認された。これに対して、比較例１及び２では、生体センサは、波形精度及び貼付性の少なくとも１つ以上が使用上の条件を満たさなかったことが確認された。
　よって、上記各実施例の生体センサは、電極の厚さ、面積及びタック力をそれぞれ所定の値以下にすれば、心電図の測定時に心電図に発生するノイズを抑制して心電図波形を安定して取得できると共に、被験者の皮膚に安定して張り付いた状態を維持して貼付性を維持することができた。よって、本実施形態に係る生体センサを被験者の肌に長時間（例えば、２４時間）貼り付けても、長時間継続して心電図を測定するのに有効に用いることができるといえる。
　なお、本発明の態様は、例えば、以下の通りである。
＜１＞　生体情報を取得するセンサ本体と、
　前記センサ本体に接続される粘着性を有する電極と、
　下面に前記電極が設けられ、前記センサ本体が収納される収納空間を有する第１層部材と、
　前記第１層部材の前記下面に前記電極を露出させると共に前記センサ本体を覆うように貼り付けられる第２層部材と、
を備え、
　前記電極の厚さが１５μｍ以上であり、前記電極の面積が２．０ｃｍ２～５．０ｃｍ２であり、前記電極のタック力が６０ｇｆ／Ф５ｍｍ以上であり、
　底面視において、前記第１層部材における前記電極の占有率が、４０％～９０％である生体センサ。
＜２＞　前記第１層部材は、
　前記収納空間に対応する位置に貫通孔を有する第１基材と、
　前記第１基材の前記生体側の面に設けられ、前記電極が貼り付けられる第１粘着層と、
を備え、
　前記電極は、前記第１粘着層の前記第２層部材側に貼り付けられる＜１＞に記載の生体センサ。
＜３＞　前記第２層部材が、前記第１層部材と反対側の面に第２粘着層を有する＜１＞又は＜２＞に記載の生体センサ。
＜４＞　前記第１層部材、前記電極及び前記第２層部材により、生体への貼付面が形成されている＜１＞～＜３＞の何れか一つに記載の生体センサ。
　本出願は、２０２２年６月３日に日本国特許庁に出願した特願２０２２－０９０９６３号に基づいて優先権を主張し、前記出願に記載された全ての内容を援用する。
　１　生体センサ
　２　皮膚
　１０　第１層部材
　１１　カバー部材
　１２　上部シート
　１２ａ、１２１ａ、１２２ａ　貫通孔
　２０、２０Ａ、２０Ｂ　電極
　３０　センサ部
　３１　フレキシブル基板
　３２　センサ本体
　３３Ａ　接続部
　３３Ａ、３３Ｂ　接続部
　３４　バッテリ
　４０　第２層部材
　４１　第２基材
　４２　下部用粘着層
　４３　第２粘着層
　１１１　突出部
　１１１ａ　窪み
　１１２Ａ、１１２Ｂ　平坦部
　１２１　第１基材
　１２２　第１粘着層
　１２３　上部用粘着層
　２０１Ａ、２０１Ｂ　対向部分
　２０２Ａ、２０１Ｂ　露出部分
　３２１　部品搭載部
　３２２　バッテリ装着部
　３３１Ａ、３３１Ｂ　配線
　３３２Ａ、３３２Ｂ　端子部

Claims (4)

  1. 　生体情報を取得するセンサ本体と、
    　前記センサ本体に接続される粘着性を有する電極と、
    　下面に前記電極が設けられ、前記センサ本体が収納される収納空間を有する第１層部材と、
    　前記第１層部材の前記下面に前記電極を露出させると共に前記センサ本体を覆うように貼り付けられる第２層部材と、
    を備え、
    　前記電極の厚さが１５μｍ以上であり、前記電極の面積が２．０ｃｍ２～５．０ｃｍ２であり、前記電極のタック力が６０ｇｆ／Ф５ｍｍ以上であり、
    　底面視において、前記第１層部材における前記電極の占有率が、４０％～９０％である生体センサ。
  2. 　前記第１層部材は、
    　前記収納空間に対応する位置に貫通孔を有する第１基材と、
    　前記第１基材の前記生体側の面に設けられ、前記電極が貼り付けられる第１粘着層と、
    を備え、
    　前記電極は、前記第１粘着層の前記第２層部材側に貼り付けられる請求項１に記載の生体センサ。
  3. 　前記第２層部材が、前記第１層部材と反対側の面に第２粘着層を有する請求項１に記載の生体センサ。
  4. 　前記第１層部材、前記電極及び前記第２層部材により、生体への貼付面が形成されている請求項１～３の何れか一項に記載の生体センサ。
PCT/JP2023/020226 2022-06-03 2023-05-31 生体センサ WO2023234332A1 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2022090963 2022-06-03
JP2022-090963 2022-06-03

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2023234332A1 true WO2023234332A1 (ja) 2023-12-07

Family

ID=89024837

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2023/020226 WO2023234332A1 (ja) 2022-06-03 2023-05-31 生体センサ

Country Status (1)

Country Link
WO (1) WO2023234332A1 (ja)

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010029966A1 (ja) * 2008-09-10 2010-03-18 国立大学法人筑波大学 生体信号計測装着具及び装着式動作補助装置
US20170164860A1 (en) * 2015-12-14 2017-06-15 Sigknow Biomedical Corporation Limited Long term physiological signal sensing patch
US20200054226A1 (en) * 2017-02-22 2020-02-20 Sigknow Biomedical Co., Ltd. Heart Rhythm Monitoring Apparatus

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010029966A1 (ja) * 2008-09-10 2010-03-18 国立大学法人筑波大学 生体信号計測装着具及び装着式動作補助装置
US20170164860A1 (en) * 2015-12-14 2017-06-15 Sigknow Biomedical Corporation Limited Long term physiological signal sensing patch
US20200054226A1 (en) * 2017-02-22 2020-02-20 Sigknow Biomedical Co., Ltd. Heart Rhythm Monitoring Apparatus

Similar Documents

Publication Publication Date Title
AU2017279796A1 (en) Anisotropically conductive material for use with a biological surface
WO2023234332A1 (ja) 生体センサ
JP6814899B2 (ja) 生体センサ
WO2021200805A1 (ja) 生体センサ
TWI811310B (zh) 生物體感測器用積層體及生物體感測器
WO2023120326A1 (ja) 生体センサ
WO2020184249A1 (ja) 電極及び生体センサ
WO2020184346A1 (ja) 生体センサ
WO2021200807A1 (ja) 生体センサ
WO2023248979A1 (ja) 生体センサ
WO2024004943A1 (ja) 生体センサ
WO2023234329A1 (ja) 生体センサ
JP6886538B2 (ja) 貼付型生体センサ
WO2024005022A1 (ja) 生体センサ
Park et al. Conformal Fixation Strategies and Bioadhesives for Soft Bioelectronics
WO2024024694A1 (ja) 生体用粘着剤及び生体センサ
JP7397041B2 (ja) 生体センサ
WO2022107710A1 (ja) 生体センサ
WO2023054267A1 (ja) 電極パッド及び生体センサ
WO2024070906A1 (ja) 生体信号取得用粘着性電極及び生体センサ
WO2024070680A1 (ja) 生体信号取得用粘着性電極及び生体センサ
WO2020196097A1 (ja) 貼付型生体センサ
WO2021200806A1 (ja) 生体センサ
JP2023100210A (ja) 生体センサ
JP2020142013A (ja) 電極シートの製造方法

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 23816089

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1