JP2702818B2 - Biosensor and manufacturing method thereof - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【０００１】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は種々の微量の生体試料中
の特定成分について、試料液を希釈することなく迅速か
つ簡便に定量することのできるバイオセンサおよびその
製造法に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a biosensor capable of quickly and easily quantifying specific components in various trace biological samples without diluting the sample solution, and a method for producing the same.

【０００２】[0002]

【従来の技術】試料液の希釈や撹拌などを行なうことな
く、血液などの生体試料中の特定成分について簡易に定
量しうる方式として、以下のようなバイオセンサを既に
提案している（特願平１−２７４１９４号参照）。2. Description of the Related Art The following biosensors have already been proposed as a system capable of easily quantifying a specific component in a biological sample such as blood without diluting or stirring a sample solution (Japanese Patent Application No. 2000-313,197). Hei 1-274194).

【０００３】このバイオセンサは絶縁性の基板上にスク
リ−ン印刷等の方法で電極系を形成し、上記電極系上に
親水性高分子と酸化還元酵素を含む層、親水性高分子層
および電子受容体を含む層を順に形成したものである。
試料液を酵素反応層上へ滴下すると反応層が溶解し、試
料液中の基質との間で酵素反応が進行し、電子受容体が
還元される。酵素反応終了後、この還元された電子受容
体を電気化学的に酸化し、このとき得られる酸化電流値
から試料液中の基質濃度を求めるものである。In this biosensor, an electrode system is formed on an insulating substrate by a method such as screen printing, and a layer containing a hydrophilic polymer and an oxidoreductase, a hydrophilic polymer layer, A layer containing an electron acceptor is formed in order.
When the sample solution is dropped onto the enzyme reaction layer, the reaction layer is dissolved, the enzyme reaction proceeds with the substrate in the sample solution, and the electron acceptor is reduced. After completion of the enzymatic reaction, the reduced electron acceptor is electrochemically oxidized, and the substrate concentration in the sample solution is determined from the oxidation current value obtained at this time.

【０００４】[0004]

【発明が解決しようとする課題】このような従来の構成
では、センサを作製した時点で酸化還元酵素が電極表面
に吸着すること等によって有効な電極面積が減少し、安
定なセンサ応答が得られないことがあった。また、セン
サ製造工程において酸化還元酵素を含む層を形成した後
は酵素活性に影響があるような温度条件下に置くことが
できなかった。In such a conventional configuration, the effective electrode area is reduced due to the adsorption of the oxidoreductase onto the electrode surface at the time of manufacturing the sensor, and a stable sensor response can be obtained. There was nothing. Further, after forming a layer containing an oxidoreductase in the sensor manufacturing process, it was not possible to place the sensor under a temperature condition that would affect the enzyme activity.

【０００５】本発明は上記課題を解決するもので、広い
温度条件下でも製造可能で、安定した高精度のセンサを
提供することを目的としている。An object of the present invention is to solve the above-mentioned problems, and an object of the present invention is to provide a stable and highly accurate sensor which can be manufactured even under a wide range of temperature conditions.

【０００６】[0006]

【課題を解決するための手段】本発明は上記目的を達成
するために、絶縁性の基板上に形成した少なくとも測定
極と対極からなる電極系と、前記電極系上に接して設け
た水溶性の反応層からなり、前記反応層が親水性高分子
と電子受容体を含み前記電極系に接して設けた水溶性の
第１の層、親水性高分子からなり第１の層上に設けた水
溶性の第２の層、および第２層の上に設けた酸化還元酵
素を含む水溶性の第３の層の少なくとも３層からなるこ
とを特徴とするバイオセンサである。In order to achieve the above object, the present invention provides at least a measuring device formed on an insulating substrate.
An electrode system comprising a pole and a counter electrode, and provided in contact with the electrode system
A water-soluble reaction layer, wherein the reaction layer is a hydrophilic polymer.
And water-soluble, provided in contact with the electrode system, including an electron acceptor
A first layer made of a hydrophilic polymer and provided on the first layer with water
A soluble second layer, and a redox enzyme provided on the second layer
A water-soluble third layer containing at least three
A biosensor characterized by the following.

【０００７】さらに、絶縁性の基板上に少くとも測定極
と対極からなる電極系を設けた後、前記電極系上に親水
性高分子と電子受容体を含む第１の層を形成し、次に親
水性高分子の有機溶媒溶液を前記第１の層上に展開して
親水性高分子からなる第２の層を形成し、さらに酸化還
元酵素の水溶液を第２の層上に展開して酸化還元酵素を
含む第３の層を形成することによりバイオセンサを製造
するものである。Further, after providing an electrode system including at least a measurement electrode and a counter electrode on an insulating substrate, a first layer containing a hydrophilic polymer and an electron acceptor is formed on the electrode system. Then, an organic solvent solution of a hydrophilic polymer is spread on the first layer to form a second layer made of a hydrophilic polymer, and an aqueous solution of oxidoreductase is further spread on the second layer. A biosensor is manufactured by forming a third layer containing an oxidoreductase.

【０００８】[0008]

【作用】この型のバイオセンサにおいては、まず最初に
試料液中の特定成分と酸化還元酵素による酵素反応が進
行する。上記した本発明の構成によると、酸化還元酵素
が反応層表面近くに位置しているため、反応層全体が溶
解する前に酸化還元酵素部分が溶解した段階で酵素反応
が開始し、その結果、測定に要する時間を従来のセンサ
より短かくすることができる。また、酸化還元酵素が電
極表面と接触していないため、酸化還元酵素やそれに含
まれる不純物等が電極表面を不活性化することを防ぐこ
とができる。これによって非常に精度の高いバイオセン
サが得られる。In this type of biosensor, first, an enzymatic reaction between a specific component in a sample solution and an oxidoreductase proceeds. According to the configuration of the present invention described above, since the oxidoreductase is located near the surface of the reaction layer, the enzyme reaction starts at the stage where the oxidoreductase portion is dissolved before the entire reaction layer is dissolved, and as a result, The time required for measurement can be made shorter than that of a conventional sensor. Further, since the oxidoreductase is not in contact with the electrode surface, it is possible to prevent the oxidoreductase and impurities contained therein from inactivating the electrode surface. This provides a very accurate biosensor.

【０００９】さらに、酸化還元酵素は一般に温度数十℃
以上で取り扱うとその活性が著しく低下するものが多い
が、本発明の製造法によると酸化還元酵素を含む層の作
製工程以前においては目的に応じて加温操作をすること
が可能となる。すなわち、親水性高分子と電子受容体を
含む層や親水性高分子層を加温して短時間に作製するこ
とや、温度制御によって反応層の性状を制御することが
できる。In addition, oxidoreductases generally have a temperature of several tens of degrees Celsius.
In many cases, the activity significantly decreases when handled as described above. However, according to the production method of the present invention, it is possible to perform a heating operation according to the purpose before the step of preparing the layer containing the oxidoreductase. That is, it is possible to heat the layer containing the hydrophilic polymer and the electron acceptor or the hydrophilic polymer layer to prepare the layer in a short time, or to control the properties of the reaction layer by controlling the temperature.

【００１０】[0010]

【実施例】以下、本発明の一実施例について図１および
図２を参照しながら説明する。バイオセンサの一例とし
て グルコ−スセンサについて説明する。図１は本発明
のバイオセンサの一実施例として作製したグルコ−スセ
ンサのカバ−及びスペ−サを除いたものの断面図であ
り、図２は同じく本発明の一実施例における反応層を除
いたグルコ−スセンサの分解斜視図である。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS One embodiment of the present invention will be described below with reference to FIGS. A glucose sensor will be described as an example of a biosensor. FIG. 1 is a cross-sectional view of a glucose sensor manufactured as one embodiment of the biosensor of the present invention, from which a cover and a spacer are removed, and FIG. It is an exploded perspective view of a glucose sensor.

【００１１】図２において、ポリエチレンテレフタレー
トからなる絶縁性の基板１上に、スクリーン印刷法によ
って銀ペーストを印刷しリード２、３を形成した。さら
に印刷により、樹脂バインダーを含む導電性カーボンペ
ーストからなる電極系（測定極４、対極５）および絶縁
性ペーストからなる絶縁層６を形成した。絶縁層６は電
極系の露出部分の面積を一定とし、かつリードを部分的
に覆っている。 In FIG . 2, leads 2 and 3 were formed by printing a silver paste on an insulating substrate 1 made of polyethylene terephthalate by a screen printing method. Further
Printing on the conductive carbon paper containing resin binder
Electrode system (measurement electrode 4, counter electrode 5) and insulation
An insulating layer 6 made of a conductive paste was formed. The insulating layer 6
Keep the exposed area of the pole system constant and partially
Covered.

【００１２】次に、測定極４および対極５の露出部分を
研磨後、空気中で１００℃にて４時間熱処理を施した。
このようにして電極部分を構成した後、親水性高分子と
して、カルボキシメチルセルロ−ス（以下、ＣＭＣとい
う）の０．５wt％水溶液を電極上へ展開、乾燥させてＣ
ＭＣ層を形成した。次に、このＣＭＣ層上へ電子受容体
としてフェリシアン化カリウムの水溶液を滴下、加熱乾
燥させてＣＭＣ−フェリシアン化カリウム層７を形成し
た。Next, the exposed portions of the measuring electrode 4 and the counter electrode 5 were polished and then heat-treated at 100 ° C. for 4 hours in air.
After forming the electrode portion in this manner, a 0.5 wt% aqueous solution of carboxymethyl cellulose (hereinafter referred to as CMC) as a hydrophilic polymer is spread on the electrode, dried and dried.
An MC layer was formed. Next, an aqueous solution of potassium ferricyanide as an electron acceptor was dropped on the CMC layer and dried by heating to form a CMC-potassium ferricyanide layer 7.

【００１３】このときの加熱温度によって乾燥に要する
時間が変化し、その結果フェリシアン化カリウムの結晶
粒径を制御することができる。乾燥時間を短くすると結
晶粒径は小さくなり、試料液への溶解速度が高められ
る。よってセンサ応答速度を速くすることが可能であ
る。従来は酸化還元酵素が存在していたためにこのよう
な加熱は不可能であった。加温はその酵素活性に影響を
与えるからである。一方、ＣＭＣを含む溶液は粘性が高
いために、あまりに温度を上げて乾燥時間を短くすると
溶液中の気体成分が十分抜けず、泡を含んだ層が形成さ
れる。これはセンサ応答に大きな影響を与えるために避
けなければならない。したがって、このＣＭＣ−フェリ
シアン化カリウム層７の作製温度は２０℃〜１００℃の
範囲であることが望ましい。The time required for drying varies depending on the heating temperature at this time, and as a result, the crystal grain size of potassium ferricyanide can be controlled. If the drying time is shortened, the crystal grain size becomes smaller, and the dissolution rate in the sample liquid is increased. Therefore, it is possible to increase the sensor response speed. Conventionally, such heating was not possible due to the presence of oxidoreductase. This is because heating affects the enzyme activity. On the other hand, since the solution containing CMC has a high viscosity, if the temperature is too high and the drying time is shortened, gas components in the solution are not sufficiently removed, and a layer containing bubbles is formed. This must be avoided because it has a significant effect on sensor response. Therefore, the production temperature of the CMC-potassium ferricyanide layer 7 is desirably in the range of 20C to 100C.

【００１４】このＣＭＣ−フェリシアン化カリウム層７
上を完全に覆うようにして、ポリビニルピロリドン（以
下、ＰＶＰという）の１％エタノ−ル溶液を展開し、乾
燥させ、ＰＶＰ層８を形成した。ＰＶＰ層８を設けるこ
とによって、全血など固形成分を含む試料液に対するセ
ンサ応答度の低下を最小限にすることができる。さら
に、フェリシアン化カリウムと後述の酸化還元酵素を分
離することで、センサの保存特性を著しく向上させるこ
とができる。The CMC-potassium ferricyanide layer 7
A 1% ethanol solution of polyvinylpyrrolidone (hereinafter, referred to as PVP) was developed so as to completely cover the top, and dried to form a PVP layer 8. By providing the PVP layer 8, it is possible to minimize a decrease in sensor response to a sample solution containing a solid component such as whole blood. Further, by separating potassium ferricyanide and an oxidoreductase described later, the storage characteristics of the sensor can be significantly improved.

【００１５】このＰＶＰ層８上へ、酵素としてグルコ−
スオキシダ−ゼ（以下、ＧＯＤという）の水溶液を展開
し、乾燥させ、ＧＯＤ層９を形成した。この場合、ＰＶ
Ｐが親水性高分子であるために、ＧＯＤ層９は部分的に
ＰＶＰ層８と混合された状態で薄膜状となっているが、
撹拌等を伴わないためマクロ的には分離した層としてみ
ることができる。On this PVP layer 8, glucose is added as an enzyme.
An aqueous solution of soxidase (hereinafter referred to as GOD) was developed and dried to form a GOD layer 9. In this case, PV
Since P is a hydrophilic polymer, the GOD layer 9 is in the form of a thin film partially mixed with the PVP layer 8,
Since it does not involve stirring or the like, it can be seen as a separated layer macroscopically.

【００１６】さらに、界面活性剤であるレシチンの１％
トルエン溶液を滴下、図２に示すセンサの試料供給孔１
３に相当する基板先端部分から反応層上に至るまで展開
し、乾燥させることによってレシチン層１０を形成し
た。ここでレシチンは試料液を円滑に反応層上へ導入す
る役割を果たす。Further, 1% of lecithin as a surfactant is used.
The toluene solution was dropped, and the sample supply hole 1 of the sensor shown in FIG.
The lecithin layer 10 was formed by developing from the substrate tip portion corresponding to No. 3 to the top of the reaction layer and drying. Here, lecithin plays a role in smoothly introducing the sample solution onto the reaction layer.

【００１７】レシチン層１０を形成する際の溶媒として
本実施例ではトルエンを用いたが、このように反応層が
難溶性を示す溶媒を用いることによって、反応層を乱す
ことなく一様に広げることが可能である。In this embodiment, toluene is used as a solvent for forming the lecithin layer 10. In this way, by using a solvent in which the reaction layer has poor solubility, the reaction layer can be uniformly spread without disturbing. Is possible.

【００１８】上記のようにして反応層を作製した後、図
２に示すようにカバ−１２およびスペ−サ−１１を図２
中一点鎖線で示すような位置関係をもって接着した。カ
バ−およびスペ−サ−１１に透明な高分子材料を用いる
と、反応層の状態や試料液の導入状況を外部から極めて
容易に判断することも可能である。カバ−１２を装着す
ることによって、試料液をセンサ先端の試料供給孔１３
に接触させるだけの簡易操作で容易に試料液が反応層部
分へ導入される。試料液の供給量はカバ−１２とスペ−
サ−１１によって生じる空間の容積に依存するため予め
定量する必要もない。さらに、測定中の試料液の蒸発を
最小限に抑えることができ、精度の高い測定が可能とな
る。After forming the reaction layer as described above, the cover 12 and the spacer 11 are removed as shown in FIG.
Bonding was performed with a positional relationship as indicated by a chain line. When a transparent polymer material is used for the cover and the spacer 11, the state of the reaction layer and the state of introduction of the sample solution can be extremely easily determined from the outside. By attaching the cover 12, the sample liquid is supplied to the sample supply hole 13 at the tip of the sensor.
The sample solution is easily introduced into the reaction layer portion by a simple operation of simply contacting the sample. The supply amount of the sample solution is
Since it depends on the volume of the space generated by the sensor 11, it is not necessary to determine the amount in advance. Furthermore, evaporation of the sample liquid during measurement can be minimized, and highly accurate measurement can be performed.

【００１９】こうして作製したグルコ−スセンサに試料
液としてグルコ−ス標準液３μｌを試料供給孔より供給
し、４０秒後に対極を基準にして測定極にアノ−ド方向
へ＋０．５Ｖのパルス電圧を印加し、５秒後の電流値を
測定した。試料液が反応層へ到達すると、ＧＯＤ層、Ｐ
ＶＰ層、ＣＭＣ−フェリシアン化カリウム層が順次試料
液に溶解する。試料液中のグルコ−スはＧＯＤによって
酸化され、そこで移動した電子によってフェリシアン化
カリウムがフェロシアン化カリウムに還元される。つぎ
に、上記のパルス電圧の印加により、生成したフェロシ
アン化カリウムの濃度に基づく酸化電流が得られ、この
電流値は基質であるグルコ−スの濃度に対応した。A glucose standard solution (3 μl) is supplied from the sample supply hole as a sample solution to the glucose sensor thus prepared, and a pulse voltage of +0.5 V is applied to the measurement electrode in the anode direction with respect to the counter electrode after 40 seconds. The voltage was applied, and the current value after 5 seconds was measured. When the sample solution reaches the reaction layer, the GOD layer, P
The VP layer and the CMC-potassium ferricyanide layer are sequentially dissolved in the sample solution. Glucose in the sample solution is oxidized by GOD, and the transferred electrons reduce potassium ferricyanide to potassium ferrocyanide. Next, an oxidation current based on the concentration of the generated potassium ferrocyanide was obtained by the application of the pulse voltage, and the current value corresponded to the concentration of glucose as a substrate.

【００２０】上記グルコ−スセンサの測定域は、９００
mg/dl（０．０５モル／ｌ）以上という高濃度まで良好
な直線関係が得られた。さらに、上記グルコ−スセンサ
に全血試料を３μｌ供給して４０秒後の応答電流を測定
したところ４５０mg/dl（０．０２５モル／ｌ）以上ま
での直線関係が得られ、同一全血試料についてセンサ３
０個を用いたときの変動係数も３％以下と非常に再現性
のよい応答が得られた。 なお、上記実施例ではグルコ
−スセンサについて示したが、本発明はアルコ−ルセン
サや乳酸センサ、コレステロ−ルセンサなど酸化還元酵
素の関与する反応系に広く用いることができる。The measurement range of the glucose sensor is 900
A good linear relationship was obtained up to a high concentration of mg / dl (0.05 mol / l) or more. Furthermore, when 3 μl of a whole blood sample was supplied to the glucose sensor and the response current was measured 40 seconds later, a linear relationship up to 450 mg / dl (0.025 mol / l) or more was obtained. Sensor 3
A very good reproducibility response was obtained with a coefficient of variation of 3% or less when 0 pieces were used. Although the glucose sensor has been described in the above embodiment, the present invention can be widely applied to a reaction system involving an oxidoreductase such as an alcohol sensor, a lactic acid sensor, and a cholesterol sensor.

【００２１】上記実施例では親水性高分子としてＣＭＣ
およびＰＶＰを用いたが、これらに限定されることはな
く、ビニルアルコ−ル系、セルロ−ス系、ビニルピロリ
ドン系、ゼラチン系、アクリル酸塩系、デンプン系、無
水マレイン酸系、アクリルアミド系、メタクリレ−ト樹
脂などをそれぞれ用いても同様の効果が得られた。これ
らの親水性高分子を適当な濃度の溶液にしたものを塗
布、乾燥することにより、必要な膜厚の親水性高分子層
を電極上に形成することができる。In the above embodiment, CMC was used as the hydrophilic polymer.
And PVP, but not limited thereto, vinyl alcohol, cellulose, vinylpyrrolidone, gelatin, acrylate, starch, maleic anhydride, acrylamide, methacrylic A similar effect was obtained even when each of these resins was used. A hydrophilic polymer layer having a required thickness can be formed on the electrode by applying and drying a solution of these hydrophilic polymers in an appropriate concentration.

【００２２】また、上記実施例では、測定極と対極のみ
の二極電極系について述べたが、参照極を加えた三電極
方式にすれば、より正確な測定が可能である。In the above embodiment, a bipolar electrode system having only a measurement electrode and a counter electrode has been described. However, if a three-electrode system including a reference electrode is used, more accurate measurement can be performed.

【００２３】一方、電子受容体としては、上記実施例に
示したフェリシアン化カリウム以外に、ｐ−ベンゾキノ
ン、フェナジンメトサルフェ−ト、フェロセンなども使
用できる。On the other hand, as the electron acceptor, p-benzoquinone, phenazine methosulfate, ferrocene and the like can be used in addition to the potassium ferricyanide shown in the above embodiment.

【００２４】さらに、酸化還元酵素としてはグルコ−ス
オキシダ−ゼ以外に、アルコ−ルオキシダ−ゼ、乳酸オ
キシダ−ゼ、コレステロ−ルオキシダ−ゼ、キサンチン
オキシダ−ゼ、アミノ酸オキシダ−ゼ等も用いることが
できる。Further, as the oxidoreductase, besides glucose oxidase, alcohol oxidase, lactate oxidase, cholesterol oxidase, xanthine oxidase, amino acid oxidase and the like can be used. .

【００２５】[0025]

【発明の効果】以上の実施例から明らかなように本発明
によれば、従来より短い時間で高精度測定のできるバイ
オセンサを提供することができる。さらに、本発明の製
造法によると親水性高分子と電子受容体を含む層などを
加温して短時間に作製することや、温度制御によって反
応層の性状を制御することができ、高精度バイオセンサ
を高歩留まりで効率よく製造することができる。As is clear from the above embodiments, according to the present invention, it is possible to provide a biosensor capable of performing high-accuracy measurement in a shorter time than the conventional one. Furthermore, according to the production method of the present invention, it is possible to heat the layer containing the hydrophilic polymer and the electron acceptor and the like in a short period of time, and to control the properties of the reaction layer by controlling the temperature. A biosensor can be efficiently manufactured with a high yield.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】本発明の一実施例のバイオセンサのカバ−およ
びスペ−サを除いた断面図FIG. 1 is a sectional view of a biosensor according to an embodiment of the present invention, excluding a cover and a spacer.

【図２】本発明の一実施例のバイオセンサの反応層を除
いた分解斜視図FIG. 2 is an exploded perspective view of a biosensor according to one embodiment of the present invention, from which a reaction layer is removed.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１ 絶縁性の基板 ４ 測定極 ５ 対極 ７ ＣＭＣ−フェリシアン化カリウム層（第１の層） ８ ＰＶＰ層（第２の層） ９ ＧＯＤ層（第３の層） Reference Signs List 1 Insulating substrate 4 Measurement electrode 5 Counter electrode 7 CMC-potassium ferricyanide layer (first layer) 8 PVP layer (second layer) 9 GOD layer (third layer)

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平３−54447（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−173459（ＪＰ，Ａ) 特開 昭64−23153（ＪＰ，Ａ) ────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (56) References JP-A-3-54447 (JP, A) JP-A-60-173459 (JP, A) JP-A-64-23153 (JP, A)

Claims (2)

(57)【特許請求の範囲】(57) [Claims] 【請求項１】絶縁性の基板上に形成した少なくとも測定
極と対極からなる電極系と、前記電極系上に接して設け
た水溶性の反応層からなり、前記反応層が親水性高分子
と電子受容体を含み前記電極系に接して設けた水溶性の
第１の層、親水性高分子からなり第１の層上に設けた水
溶性の第２の層、および第２層の上に設けた酸化還元酵
素を含む水溶性の第３の層の少なくとも３層からなるこ
とを特徴とするバイオセンサ。1. An electrode system comprising at least a measurement electrode and a counter electrode formed on an insulating substrate, and a water-soluble reaction layer provided in contact with the electrode system, wherein the reaction layer comprises a hydrophilic polymer. first layer of the contact provided water-soluble the electrode system comprises an electron acceptor, a second layer of water soluble provided on the first layer consists of a hydrophilic polymer, and on the second layer A biosensor comprising at least three water-soluble third layers containing an oxidoreductase provided . 【請求項２】絶縁性の基板上に少なくとも測定極と対極
からなる電極系を設けた後、前記電極系上に親水性高分
子と電子受容体を含む水溶液を展開し、乾燥させること
により第１の層を形成し、次に親水性高分子の有機溶媒
溶液を前記第１の層上に展開し、乾燥させることにより
親水性高分子からなる第２の層を形成し、さらに酸化還
元酵素の水溶液を第２の層上に展開し、乾燥させること
により酸化還元酵素を含む第３の層を形成することを特
徴とするバイオセンサの製造法。2. An electrode system comprising at least a measurement electrode and a counter electrode is provided on an insulating substrate, and then an aqueous solution containing a hydrophilic polymer and an electron acceptor is spread on the electrode system and dried. One layer is formed, then a solution of a hydrophilic polymer in an organic solvent is spread on the first layer, and dried to form a second layer made of a hydrophilic polymer. A method for producing a biosensor, comprising: developing an aqueous solution of (1) on a second layer and drying it to form a third layer containing an oxidoreductase.