JPS60159643A - Composite film containing oxygen, manufacture thereof and electrochemical sensor constituted by said composite film - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は複合酵素含有膜と、そうした膜を作る方法と、
かつまた、そうした膜で構成された電気化学的センサー
とに関するものである。本発明は特に、糖尿病患者にお
けるインシュリンの注入を自動的に調節する挿入可能グ
ルコースセンサーを製作するに応用可能である。従って
、以下に、この応用に関して記述されるが、しかし、本
発明ｔいしそれの種々の特徴とは、他の応用に対しても
また有利に使用され得ることが判るであろう。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention provides complex enzyme-containing membranes, methods for making such membranes, and
The present invention also relates to electrochemical sensors constructed from such membranes. The present invention is particularly applicable to making insertable glucose sensors that automatically regulate insulin infusion in diabetic patients. Accordingly, the following will be described with respect to this application, but it will be appreciated that the invention and its various features may also be used advantageously for other applications.

／　／ｌ／　コース特異性酵素、グルコースオキシダー
ゼのようなものを含んでいるところのグルコースセンサ
ーは公知である。この型のセンサーはグルコースと酵素
との下記の酵素触媒反応に従ってグルコースのレベルを
感知するニゲルコース＋０２°０グルコン酸十Ｈ２０，
かくし−一〉 て、グルコースレベルは、（１）酸素欠乏、（２）過酸
化水素形成、または、（３）グルコｙ酸形成を測定する
ことで監視しうる。/ /l/ Glucose sensors containing course-specific enzymes such as glucose oxidase are known. This type of sensor senses the level of glucose according to the following enzyme-catalyzed reaction between glucose and enzymes:
Thus, glucose levels can be monitored by measuring (1) oxygen deprivation, (2) hydrogen peroxide formation, or (3) glucoyate formation.

酸素欠乏または過酸化水素形成を監視することに基づく
、ビオステーターないし’１８１グルコース分析器のよ
うな若干数のグルコースセンサーおよび分析装置が開発
されている。そうしたセンサーらは、グルコースオキシ
ダーゼのようなグルコ−スレベルの酵素を含んでおシ、
グルコースに対して通過性の膜内に固定化した状況で存
在していて、上記の反応を生ずるようになッテイル。挿
入可能性をはらむグルコースセンサーについてのシンポ
ジウム（糖尿病看護、第５巻第３号、１９８２年発行、
第１８５頁）で提出されたダニエル・アール・スベノー
トの最近の論文に総説されているように、グルコース、
ｔ　キシ！　−セ（７）　［々の不動化過程には、（ａ
）セロファンとポリビニルアルコール膜との間のグルコ
ースオキシダーゼの溶液捕捉化、（旬酵索がアクリルア
マイド中に分散され捕捉されるようにするポリアクリル
アマイドゲル不動化（例えば、ヒツクスその他の米国特
許第３５４２６６２号参照）、（Ｃ）グルコースオキシ
ダーゼおよびアルブミン、コラーゲン、ゼラチン、また
は酵素およびポリアクリルアマイドを含む若干の合成重
合体材料の共重合乃至架橋化、（ｄ）活性化さ、れた金
属へ共有結合的に結合されたグルコースオキシダーゼ、
および、（ｅ）活性化された膜（例えば、テフロン、コ
ラーゲン）へ共有結合的に結合されたグルコースオキシ
ダーゼを含んでいる。A number of glucose sensors and analyzers have been developed, such as the Biostator or '181 glucose analyzer, which are based on monitoring oxygen depletion or hydrogen peroxide formation. Such sensors contain glucose level enzymes such as glucose oxidase,
It is present in an immobilized state within a membrane that is permeable to glucose, allowing the above reaction to occur. Symposium on Glucose Sensors with Insertable Possibilities (Diabetic Nursing, Vol. 5, No. 3, Published in 1982,
Glucose, as reviewed in a recent paper by Daniel R.
T Kishi! -Se (7) [The immobilization process includes (a
) solution entrapment of glucose oxidase between cellophane and polyvinyl alcohol membranes, (polyacrylamide gel immobilization that allows the yeast to be dispersed and entrapped in acrylamide (e.g., U.S. Pat. No. 3,542,662 to Hicks et al. (C) copolymerization or crosslinking of glucose oxidase and some synthetic polymeric materials, including albumin, collagen, gelatin, or enzymes and polyacrylamide; (d) covalent bonding to activated metals; glucose oxidase,
and (e) comprises glucose oxidase covalently bound to an activated membrane (eg, Teflon, collagen).

公知のグルコース特異性膜の主要欠点は特に連続的に使
用される時に有用寿命が比較的に短いことである。例え
ば、ＹＳＳ工商用グルコース電極は２〜４週ないし５０
０測定までの稼動寿命ヲ有シ、ユニバーサルセンサーの
グルコース電極は三カ月ないし５００測定の公称稼動寿
命を有し、後者は連続使用下においては、その稼動時間
はずっと少なく 従って本発明の重要な目的は、グルコースセンサー内に
て使用され、それの有用な寿命が実質的に増加しうる酵
素含有膜を提供し、それにヨリその膜を挿入可能型グル
コースセンサーに使用されることを可能ならしめるにあ
る。本発明の更に別の目的は、そうした膜を作製する方
法およびまた、そうした膜で構成される電気化学的セン
サーを提供することにある。A major drawback of known glucose-specific membranes is their relatively short useful life, especially when used continuously. For example, YSS industrial glucose electrodes are available for 2-4 weeks or 50
The glucose electrode of the universal sensor has a nominal operating life of between 3 months and 500 measurements, the latter having a much lower operating time under continuous use and is therefore an important object of the present invention. provides an enzyme-containing membrane that can be used in a glucose sensor, the useful life of which can be substantially increased, thereby enabling the membrane to be used in an insertable glucose sensor. . Yet another object of the present invention is to provide a method of making such a membrane and also an electrochemical sensor comprised of such a membrane.

本発明の広い面によれば、ヒドロゲル層とヒドロゲル層
の面へ結合された酵素含有層とを含む膜が提供されてい
る。本発明は酵素含有層がグルコースオキシダーゼ酵素
を含んでいるところのもので、特に有用であシ、膜はグ
ルコース特異性センサーに使用されることが可能にされ
ている。According to a broad aspect of the invention, a membrane is provided that includes a hydrogel layer and an enzyme-containing layer bonded to a surface of the hydrogel layer. The present invention is particularly useful where the enzyme-containing layer includes the enzyme glucose oxidase, allowing the membrane to be used in glucose-specific sensors.

先述の特徴は、現在市販のセンサーらよシも実質的に長
い有用寿命を有するグルコースセンサーの構成を可能な
らしめることが見出された。It has been found that the foregoing features enable the construction of a glucose sensor that has a substantially longer useful life than currently available sensors.

かくして、上述した二つの市販センサーらは５００測定
までの有用寿命（最大数週間の連続的操作を示している
）を有するけれども、前述の特徴によって構成された膜
を含んでいるセンサーは、初期の補正曲線に比較してセ
ンサー出力に著しい低下なしに６力月以上も長く連続的
に操作出来、それによシ、そうした膜が挿入可能型セン
サー用に特に有用であることが見出された。Thus, although the two commercially available sensors mentioned above have useful lifetimes of up to 500 measurements (indicating up to several weeks of continuous operation), sensors containing membranes constructed with the aforementioned features are It has been found that such a membrane can be operated continuously for more than 6 months without any significant drop in sensor output compared to the correction curve, making it particularly useful for insertable sensors.

これらの膜の追加的利点は、それがヒドロゲルの良好な
生物相補性性質を開拓するととにある。ヒドロゲルの仁
の性質は、それらを沢山の医療応用に使用されうるよう
にしてお如、それらは、１９８１年ｃＲＯプレス発行、
ダビット・エフ・ライ男アムス編「臨床挿入材料の生物
相補性」内のビー拳ディ・ラトナーによる綜説内に総括
されている。医療応用は血液調和性材料としてのコンタ
クトレンズの製作での、火傷包帯としての根本輸管充填
材料としての、およびそれらの軟い組織相補性のせいに
よる塗装としてのヒドロゲルの使用を含んでいる。An additional advantage of these membranes is that they exploit the good biocomplementarity properties of hydrogels. The unique properties of hydrogels allow them to be used in many medical applications; they are published by cRO Press, 1981.
It is summarized in the comprehensive theory by B-Ken Di Ratner in ``Biocomplementarity of Clinical Insert Materials'' edited by David F. Medical applications include the use of hydrogels in the fabrication of contact lenses as blood-compatible materials, as burn dressings, as root duct filling materials, and as coatings due to their soft tissue complementarity.

酸素電極の塗装としてのヒドロキシメチルメタクリレー
トの特殊用途は応用生理学４４゜９６９（１９７８）中
にペラン・ニー・ヴイ他により言及されている。その出
版物の著者らにより、高度の親水性が水溶性有機物質を
して電極尖端中に拡散することを許し、また電極を毒す
るようにすることによシ安定性問題を呈することが強調
されている。従って、固定化されたグルコースオキシダ
ーゼをつけたコラーゲン換がヒドロゲル層へ付着する複
合体として調製された時に、改良された稼動寿命を示し
、ヒドロゲル塗装のない同じオキシダーゼ膜または従来
の多孔性合成膜によシ保護された同じ膜よりもずっと遅
い減衰を示したことを発見するのは驚くべきことであっ
た。複合膜がシリコーン接着剤の薄層で酸素電極の表面
上に付着させられ、ヒドロゲル表面がグルコース含有媒
体に向ッテ面するようにされると、安定なグルコース特
異性電極が得られ、それは６力月以上も長く再現的に操
作し得た。The special use of hydroxymethyl methacrylate as a coating for oxygen electrodes is mentioned by Perrin N.V. et al. in Applied Physiology 44°969 (1978). The authors of that publication highlight that the high degree of hydrophilicity presents stability problems by allowing water-soluble organic substances to diffuse into the electrode tip and also poison the electrode. has been done. Therefore, collagen membranes with immobilized glucose oxidase exhibit improved service life when prepared as a composite attached to a hydrogel layer and compared to the same oxidase membrane without hydrogel coating or a conventional porous synthetic membrane. It was surprising to discover that it exhibited a much slower decay than the same well-protected membrane. When the composite membrane is deposited on the surface of the oxygen electrode with a thin layer of silicone adhesive, with the hydrogel surface facing the glucose-containing medium, a stable glucose-specific electrode is obtained, which I was able to operate it reproducibly for a longer time than Chizuki.

グルコースオキシダーゼの酵素活性の減衰ハ若干の数の
理由に寄せられ、それらは、老化による蛋白質変性で高
温により高進されるもの；酵素反応の間に形成される過
酸化水素により製品抑制；および蛋白質加水分解酵素に
よシ変質などが含まれる。これらの因子のいずれもが、
ヒドロゲル−グルコースオキシダーゼ複合層上に基づく
ヒドロゲル塗装により消去されるように見られず、それ
によシ更に、ヒドロゲル塗装によシ生ぜられた電極稼動
寿命と電極動作との時間による駕くべく期待されなかっ
た改良が示される。The attenuation of the enzymatic activity of glucose oxidase has been attributed to several reasons, including protein denaturation due to aging, which is accelerated by high temperatures; product inhibition due to hydrogen peroxide formed during the enzymatic reaction; This includes deterioration due to hydrolytic enzymes. Both of these factors
Hydrogel coatings based on hydrogel-glucose oxidase composite layers do not appear to be eliminated, and furthermore, the electrode service life and time between electrode operations produced by hydrogel coatings are not expected to be improved. Improvements are shown.

この点で、上述の米国特許第３５４２６６２号もまたヒ
ドロゲル（すなわち、ポリアクリルアマイド）を含むこ
とを言われるかもしれぬが、ヒドロゲルは酵素含有層か
ら゛分離した別の層として設けられるのではなく、むし
ろ、酵素に対するマトリックスとして使用され、酵素は
このマトリックス内に機械的に捕捉され、かつ、均質に
分布されているのであることに注目すべきである。本発
明によりヒドロゲルを酵素含有層から分離した別の層と
して形成することは、酵素活性における減衰を実質的に
減少し、連続的使用の間の膜の稼動寿命を実質的に延ば
し、膜を挿入可能型グルコーヌセンサー構成用に実用的
にするようにすることが見出された。In this regard, it may be said that the above-mentioned U.S. Pat. It should be noted that, rather, it is used as a matrix for the enzyme, which is mechanically entrapped and homogeneously distributed within this matrix. Forming the hydrogel in accordance with the present invention as a separate layer from the enzyme-containing layer substantially reduces the decay in enzyme activity, substantially extends the operational life of the membrane during continuous use, and allows the membrane to be inserted into It has now been found that this makes it practical for possible glucone sensor configurations.

以下に記す本発明の好ましい実施態様では、酵素含有層
はコラーゲンのマトリックス内の架橋化された酵素を含
み、また、ヒドロゲル層はなるべくはポリヒドロキシア
ルキルメタクリレートを含むようにする。In a preferred embodiment of the invention described below, the enzyme-containing layer comprises a cross-linked enzyme within a matrix of collagen and the hydrogel layer preferably comprises polyhydroxyalkyl methacrylate.

本発明の更に別の特徴によれば、膜はヒドロゲル層にか
ぶさっている多孔質ポリマーフィルムを更に含んでいる
。なるべくは、多孔質ポリマーフィルムは、ポリテトラ
フルオロエチレン、例えばテフロン（登録商標Ｔ、Ｍ、
）のようなパーフルオロ化炭化水素ポリマーとする。後
者の多孔質ポリマーフィルムをヒドロゲル上に適用する
と、このセンサーで測定しうるグルコース濃度範囲が著
しく増大されることが判った。例えば、多孔性重合体が
ないと、測定範囲は１５０ｔｒｑ％までであり、他方、
多孔性重合体つきでは１３５０■チおよび更にもつと増
大された。According to yet another feature of the invention, the membrane further includes a porous polymeric film overlying the hydrogel layer. Preferably, the porous polymeric film is made of polytetrafluoroethylene, such as Teflon® T, M,
), such as perfluorinated hydrocarbon polymers. It has been found that applying the latter porous polymer film onto the hydrogel significantly increases the range of glucose concentrations that can be measured with this sensor. For example, without porous polymers, the measurement range is up to 150 trq%; on the other hand,
With the porous polymer, it was increased to 1350 inches and even more.

本発明はまた、膜の製作の新規な方法をも規定する。か
くて、一つの記された方法では、ヒドロゲル層調製、そ
れの上へ酵素を含む液体混合物の形になった酵素含有層
を適用すること、セよび、酵素含有層を架橋化すること
の段階を含んでいる。別の記された方法では、酵素含有
層を調製すること、その上へ親水性単量体を含む液体塗
装を鋳込むこと、および単量体を重合さぜ、酵素含有層
へ結合されたヒドロゲル層を形成するようにすることな
どの段階を含んでいる。The invention also defines a novel method of membrane fabrication. Thus, one described method includes the steps of preparing a hydrogel layer, applying thereon an enzyme-containing layer in the form of a liquid mixture containing the enzyme, and crosslinking the enzyme-containing layer. Contains. Another described method involves preparing an enzyme-containing layer, casting a liquid coating containing a hydrophilic monomer thereon, and polymerizing the monomer to form a hydrogel bound to the enzyme-containing layer. The method includes steps such as forming a layer.

本発明は壕だ、新規なヒドロゲル酵素膜と、電極と、電
極とヒドロゲル−酵素膜との間に後者のヒドロゲル層を
電極から外に向けてつけている酸素透過性膜とを含んで
いる電気化学的センサーをも規定する。The present invention is a novel hydrogel-enzyme membrane comprising an electrode and an oxygen-permeable membrane between the electrode and the hydrogel-enzyme membrane with the latter hydrogel layer facing outward from the electrode. Chemical sensors are also defined.

一つの記述された実施態様では、透過性膜とヒドロゲル
−酵素膜とは双方共はぼ平面外形になっている。他の記
述された実施態様では、透過性膜は管状外形で、一端が
閉じられカテーテル型センサーを形成している。該セン
サーは更にその中に電極手段がついた電解質を含んでお
り、ヒドロゲル−酵素膜の酵素含有層は、それの外部面
に結合された酵素含有層がつき、ヒドロゲル層が外方に
面している酸素透過性膜上に置かれている。In one described embodiment, the permeable membrane and the hydrogel-enzyme membrane both have a nearly planar profile. In other described embodiments, the permeable membrane has a tubular configuration and is closed at one end to form a catheter-type sensor. The sensor further includes an electrolyte with electrode means therein, the enzyme-containing layer of the hydrogel-enzyme membrane having the enzyme-containing layer attached to its exterior surface, and the hydrogel layer facing outwardly. It is placed on an oxygen permeable membrane.

本発明の更に別の特徴と利点とは若干の実施例に描かれ
、付図に描かれている本発明の種々の実施態様の下記の
説明中に提出されよう。Further features and advantages of the invention will be presented in the following description of various embodiments of the invention, illustrated in some examples and illustrated in the accompanying figures.

第１図に描かれているグルコースセンサーは、そこでは
全体的に２と示されていて、その中に埋設されていて陰
極を構成している環状電極６を有するプラスチックのハ
ウジング４と、それの中央に置かれた陽極８とを含み、
ハウジングは電解質１０で満されている。ハウジング４
は酸素透過性膜１２を担っており、それへ複合ハイドロ
ゲル−酵素膜が接着剤１３の薄いフィルムで付着されて
いる。酸素透過性膜１２はどんな公知の型のもので、ポ
リテトラフルオロエチレンないしポリプロピレンのよう
なものでもよい。複合膜はコラーゲンマトリックスとそ
の中に架橋化されたグルコースオキシダーゼより　？、
？成された酵素膜１４と外側ヒドロゲル層１５から合成
されている。The glucose sensor depicted in Figure 1 comprises a plastic housing 4, generally designated 2 therein, having an annular electrode 6 embedded therein and constituting a cathode. a centrally placed anode 8;
The housing is filled with electrolyte 10. housing 4
carries an oxygen permeable membrane 12 to which the composite hydrogel-enzyme membrane is attached with a thin film of adhesive 13. Oxygen permeable membrane 12 may be of any known type, such as polytetrafluoroethylene or polypropylene. Is the composite membrane composed of a collagen matrix and glucose oxidase cross-linked within it? ,
? The enzyme membrane 14 and the outer hydrogel layer 15 are synthesized.

ヒドロゲル−酵素膜の二つの層１４と１５とは単純な接
着、なるべくは互いに貫通する網状加工により一緒に結
合されている。酵素含有層１４の製作の−っの方法は酵
素（グルコースオキシダーゼ）をコラーゲン生皮の懸濁
液に溶解し１それを前に作ったヒドロゲル層１５上へ注
ぎ、酵素−コラーゲン層１４をグルタルアルデヒドで架
橋化することである。他の方法は、先ず酵素含有層１４
を調製し、それを開始剤と架橋化剤と触媒とを含む溶液
で塗装して、重合が４０℃より高くない温度で進むよう
にし、それにより酵素含有層１４上にヒドロゲル層１５
を造るようにする。The two layers 14 and 15 of the hydrogel-enzyme membrane are bonded together by simple gluing, preferably by mutually penetrating reticulation. One method of fabricating the enzyme-containing layer 14 is to dissolve the enzyme (glucose oxidase) in a suspension of collagen rawhide, pour it onto the previously prepared hydrogel layer 15, and then coat the enzyme-collagen layer 14 with glutaraldehyde. It is crosslinking. Another method is to first prepare the enzyme-containing layer 14
is prepared and coated with a solution containing an initiator, a crosslinking agent and a catalyst so that the polymerization proceeds at a temperature not higher than 40°C, thereby forming a hydrogel layer 15 on the enzyme-containing layer 14.
to create.

ヒドロゲル−酵素膜含有層１４と１５とを酸素透過性膜
］２へ結合するために使用される接着剤１３は医用ブラ
ンドのシリコーン接着剤の薄層でもよい。The adhesive 13 used to bond the hydrogel-enzyme membrane containing layers 14 and 15 to the oxygen permeable membrane 2 may be a thin layer of medical brand silicone adhesive.

第２図は他のグルコースセンサーでそこでは２０と示さ
れているもので、第１図のセンサー２と類似のものを描
いているが、追加の部分品、すなわち、レンズ紙２６の
薄片を含むことだけが異なっており、この紙はヒドロゲ
ルの一部で、それの機械的強度を改良するだめのもので
ある。FIG. 2 depicts another glucose sensor, designated 20 therein, similar to sensor 2 of FIG. 1, but including an additional component, namely a thin piece of lens paper 26. The only difference is that the paper is part of a hydrogel that improves its mechanical strength.

かくして、第２図に描かれているセンサー２０ハ薄いレ
ンズ紙２６の一面へつけられたヒドロゲル層２５を含ん
でおシ、レンズ紙の反対の面は酵素含有層２４へ結合さ
れており、後者の層は接着剤２３によりハウジングの酸
素透過性膜（図示せず）へ結合されている。Thus, the sensor 20 depicted in FIG. 2 includes a hydrogel layer 25 applied to one side of a thin lens paper 26, and the opposite side of the lens paper is bonded to an enzyme-containing layer 24, the latter being bonded to an enzyme-containing layer 24. layer is bonded by adhesive 23 to an oxygen permeable membrane (not shown) of the housing.

第３図はそこでは３０で示されているグルコースセンサ
ーを描いており、挿入可能カテーテルの形に構成されて
いる。かくて第３図のセンサー３０は、一端においてエ
ポキシプラグ３２で閉じられており、それの中に陰極電
極３３、陽極３４および電解質３５を収納している管状
外形の酸素透過性層３１を含んでいる。酵素含有層３６
が酸素透過性チューブ３１の外面をおおっており、ハイ
ドロゲル層３７が酵素含有層３６の外面を蔽っている、
−例として、酸素透過性チューブ３１はテフロン（登録
商標Ｔ３Ｍ、）のようなパーフルオロ化炭化水素重合体
で）公知のエツチング技法で活性化され、酵素を直接に
それへつけるために入手しうる官能基を作るようにした
ものであってもよい。酵素３６はグルコースオキシダー
ゼでもよく、架橋化目的のためにグルタルアルデヒドを
含んでいてもよい。FIG. 3 depicts a glucose sensor, indicated therein at 30, configured in the form of an insertable catheter. Thus, the sensor 30 of FIG. 3 includes an oxygen permeable layer 31 with a tubular profile closed at one end with an epoxy plug 32 and housing therein a cathode electrode 33, an anode 34 and an electrolyte 35. There is. Enzyme-containing layer 36
covers the outer surface of the oxygen permeable tube 31, and the hydrogel layer 37 covers the outer surface of the enzyme-containing layer 36.
- By way of example, the oxygen-permeable tube 31 can be activated with a perfluorinated hydrocarbon polymer such as Teflon® (T3M) using known etching techniques to attach the enzyme directly to it. It may also be one in which a functional group is created. Enzyme 36 may be glucose oxidase and may include glutaraldehyde for crosslinking purposes.

第４図は、そこでは４０と示されている更に別のセンサ
ーで、ハウジングと、その中に略図的に４１に示された
電極らと、接着剤層４３と、酵素含有層４４とヒドロゲ
ル層４５とを総て、第１図に関して上述した如くに含ん
でいるものを描いている。第４図のセンサーでは、しか
しながら、更に、テフロンのような多孔性パーフルオロ
化炭化水素重合体の層４６が適用されている。多孔性テ
フロン層４６を設けることは、クルコースセンサーの測
定範囲を改良することが判った。FIG. 4 shows yet another sensor, designated therein as 40, comprising a housing, electrodes shown schematically at 41 therein, an adhesive layer 43, an enzyme-containing layer 44 and a hydrogel layer. 45, all of which are depicted as including as described above with respect to FIG. In the sensor of FIG. 4, however, a layer 46 of a porous perfluorinated hydrocarbon polymer, such as Teflon, is also applied. Providing a porous Teflon layer 46 has been found to improve the measurement range of the glucose sensor.

以下は図に描かれているセンサー製作の具合についての
若干の特殊例である。Below are some special examples of the sensor fabrication conditions depicted in the figure.

実施例　１ 架橋化２−ヒドロキシエチルメタクリレート（Ｉ”Ｈｌ
ｕＭＡ　）を、市販２−ヒドロキシエチルメタクリレー
ト単量体（ＨＥＭＡ　）の９９．７重量係と、架橋化剤
としてのエチレン−ジメタクリレート（ＥＤＭＡ　）の
０．６チおよび開始剤としての過酸化ベンゾイル０．１
チの混合物から調製した。この混合物の１３０μμをシ
リコーン障壁で（５Ｘ５）−の面積を囲むことによりダ
イスに形成されたガラス板上に拡げた。重合は９０℃で
１時間で行なった。結果の薄片を水中で４８時間注ぎ浸
して、未反応成分を除く。最後に風乾した。Example 1 Crosslinked 2-hydroxyethyl methacrylate (I”Hl
uMA), 99.7% by weight of commercially available 2-hydroxyethyl methacrylate monomer (HEMA), 0.6% of ethylene-dimethacrylate (EDMA) as a crosslinking agent and 0% benzoyl peroxide as an initiator. .1
It was prepared from a mixture of 130 μμ of this mixture was spread on a glass plate formed into a die by surrounding an area of (5×5) with a silicone barrier. Polymerization was carried out at 90°C for 1 hour. The resulting flakes are poured in water for 48 hours to remove unreacted components. Finally, it was air-dried.

コラーゲン懸濁液はυ下の如く調製した。０．５１コラ
ーゲン皮を２５−の水中で均質に混じた。Collagen suspension was prepared as below. 0.51 collagen peel was mixed homogeneously in 25-mL water.

コラ−））’　：／懸濁液のｐＩ（を濃アンモニアで１
０に調整した。０，１−のゼフィラｙを制菌剤として加
えた。このコラーゲン懸濁液の１．６　ｍｅを１０００
単位／−のグルコースオキシダーゼの０．８−とｐＨ４
の０．１Ｍアセテート緩衝液中で混合した。Cola-))': / The pI of the suspension is 1 with concentrated ammonia.
Adjusted to 0. 0,1-Zephyra y was added as a bacteriostatic agent. 1.6 me of this collagen suspension to 1000
Units/- of glucose oxidase 0.8- and pH 4
of 0.1M acetate buffer.

酵素コラーゲン懸濁液をＰＨＦｔＭＡ薄片上に注ぎ夜通
し放置乾燥した。結果のＰＨＥＭＡ−グルコースオキシ
ダーゼ複合膜を２時間殺菌水中で注ぎ、未反応酵素を除
くようにした。結果の複合体を部分的に乾燥し、ガラス
板から気を付けて取外した。直径６ｍの円を切り、シリ
コーン医用紙接着剤を酵素コラーゲン表面上の膜に適用
した。The enzyme collagen suspension was poured onto the PHFtMA thin section and left to dry overnight. The resulting PHEMA-glucose oxidase composite membrane was poured into sterile water for 2 hours to remove unreacted enzyme. The resulting composite was partially dried and carefully removed from the glass plate. A 6 m diameter circle was cut and silicone medical paper adhesive was applied to the membrane on the enzyme collagen surface.

膜は、ガルバニ酸素電極の酸素膜表面上に膠付けした。The membrane was glued onto the oxygen membrane surface of a galvanic oxygen electrode.

電極校正をグルコース溶液の種々の濃度で一定の酸素レ
ベルにおいて標準測定操作に従い３７℃で行なった。Electrode calibration was performed at 37° C. according to standard measurement procedures at various concentrations of glucose solution and at constant oxygen level.

上述の方法で製られだ若干数のグルコース電極を１００
■チのグルコース溶液中に６力月を越える期間にわたり
放置した。グルコース濃度を既定の範囲内に保つために
グルコース溶液は毎日置換され、電極が連続的に稼動状
況に保たれるようにした。グルコースの変化する濃度へ
の校正は毎週−回ないし二回行なった（ｍＶの読みをグ
ルコース濃度の関数として）。電極は６力月の連続運転
後も再現的に機能することが判った。A number of glucose electrodes made by the method described above were used for 100
(2) The sample was left in a glucose solution for more than 6 months. The glucose solution was replaced daily to keep the glucose concentration within a predetermined range, ensuring that the electrode was kept in continuous operation. Calibration to varying concentrations of glucose was performed once or twice weekly (mV readings as a function of glucose concentration). It was found that the electrode functioned reproducibly even after six months of continuous operation.

実施例　２ 酵素−コラーゲン膜が以下の如くに調製された以外は実
施例１と同じ。８■の酸溶解性子・′（−皮コラーゲン
を２−のアセテート緩衝液中にｐＨ＝４で溶解した。１
００りのグルコースオキシダーゼ（シグマ型■）を同じ
溶液中に溶解した。Example 2 Same as Example 1 except that the enzyme-collagen membrane was prepared as follows. Acid-soluble molecules of 8.0% (-skin collagen were dissolved in 2.0% of acetate buffer at pH = 4.1
000 glucose oxidase (Sigma type ■) was dissolved in the same solution.

酵素コラーゲン溶液を架橋化したＰＨＥＭＡフィルムの
２５ｃｔｌ上に注ぎ、乾燥した。緩衝液中ｐＨ＝７６４
で１．５チグルタルアルデヒドの２−を酵素コラーゲン
表面上に拡げた。架橋化は４℃で５時間進行した、その
後で、複合ＰＨＥＭＡ−グルコースオキシダーゼ膜を殺
菌水中で２時間そそぎひだした。The enzyme collagen solution was poured onto 25 ctl of cross-linked PHEMA film and dried. pH in buffer = 764
2- of 1.5 tiglutaraldehyde was spread on the enzyme collagen surface. Crosslinking proceeded for 5 hours at 4°C, after which the composite PHEMA-glucose oxidase membrane was soaked in sterile water for 2 hours.

実施例　３ コラーゲン懸濁液が下記の如く製られた外は、実施例１
と同じ。１２の牛皮粉末を殺菌水２５−中で均質化した
。１．６　ｔｄのコラーゲンスラリー中に（ｐＨ＝４に
て’）　ｐＨ＝　７．４で燐酸塩緩衝液中のグルコース
オキシダーゼの溶液を加えた。Example 3 Example 1 except that the collagen suspension was made as follows.
Same as. 12 cowhide powders were homogenized in sterile water 25°C. A solution of glucose oxidase in phosphate buffer at pH=7.4 (at pH=4') was added into the collagen slurry at 1.6 td.

その結果の懸濁液は架橋化したｐｎｍＭＡｇ上に拡げら
れた。乾燥後、実施例１に記されたようにグルタルアル
デハイドで架橋化を行なった。The resulting suspension was spread on cross-linked pnmMAg. After drying, crosslinking was carried out with glutaraldehyde as described in Example 1.

実施例　４ １重量％のＥＤＭＡ、０．２チのＢＰおよび９８．８チ
のＨ１ｌｌ！ＭＡ単量体を含む重合混合物の２００μ２
をシリコーン障壁で境界付けされたガラス板上のレンズ
紙の２５ｄ上に拡げた。混合物をマイラーシートで蔽い
、９０℃で１時間重合された。実施例１に記された如く
に、グルコースオキシダーゼ−コラーゲン−ＰＩ（ＫＭ
Ａ複合体を造った。レンズ紙はＰＨＫＭＡの機械的強度
を改良し、ガラス板からのよシ容易な取除きを可能にし
た。複合膜はシリコーン接着剤でポーラログラフ酸素電
極の酸素透過性膜へ膠付けされた。Example 4 1% by weight EDMA, 0.2g BP and 98.8g H1ll! 200μ2 of polymerization mixture containing MA monomer
was spread on 25 d of lens paper on a glass plate bordered by a silicone barrier. The mixture was covered with a Mylar sheet and polymerized for 1 hour at 90°C. Glucose oxidase-collagen-PI (KM
I built the A complex. The lens paper improved the mechanical strength of the PHKMA and allowed easier removal from the glass plate. The composite membrane was glued to the oxygen permeable membrane of a polarographic oxygen electrode with silicone adhesive.

グルコース特異性センサーが得られ、それは種々の酸素
分圧におけるグルコース濃度の変化に感受性であった。A glucose-specific sensor was obtained, which was sensitive to changes in glucose concentration at various oxygen partial pressures.

電流対グルコース濃度の校正曲線が３７℃で得られた。A calibration curve of current versus glucose concentration was obtained at 37°C.

電極は２０い０のグルコースの溶液中に保たれ、校正を
７カ月間毎週繰返しだ。電極動作は時間の関数とじての
出力に何らの著しい変化なく一定にとどまっていた。The electrodes were kept in a 200% glucose solution and calibration was repeated weekly for 7 months. Electrode operation remained constant without any significant change in output as a function of time.

実施例　５ 実施例１に記された如きグルコースセンサーをイングイ
ボでの皮下グルコース測定の目的をもってガルバニ酸素
センサーと共に兎の中に皮下挿入した。２力月後、サン
サーらを取除き、実験室で再校正した。グルコースセン
サーは正しく機能し、グルコース濃度の関数としての電
圧の読みは挿入前に得られたものと同様であった。Example 5 A glucose sensor as described in Example 1 was inserted subcutaneously into a rabbit together with a galvanic oxygen sensor for the purpose of measuring subcutaneous glucose in a rabbit. After two months, the Sancer et al. was removed and recalibrated in the laboratory. The glucose sensor functioned correctly and the voltage readings as a function of glucose concentration were similar to those obtained before insertion.

実施例　６ ２−ヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＫＭＡ　）と
メチルメタクリレート（ＭＭＡ　）の架橋化共重合体の
ヒドロゲル層を調製した。重合混合物は０．５重量％の
ＥＤＭＡ、開始剤としての０．１重量％の７ゾビスイソ
プチロニトリル（ＡＩＢＮ）、８０重量％のＨＦｉＭＡ
単量体、および１９．４重量％のＭＭＡ単量体を含んで
いた。上記重合混合物の１２５μβを２５ｉに拡げ、重
合を１時間９０℃で行なつだ。部分的に架橋化した薄片
を真空オープン内で１００℃に４時間硬化させた。最終
のとドロゲルフィルムは未反応単量体を取除くために殺
菌水中で３日間そそいだ。結果のフィルムは風乾し、実
施例１に記した如くグルコースオキシダーゼコラーゲン
ヒドロゲル複合体の基底として役立てた。この膜から調
製したグルコース電極は再現性読みをもつ長い稼動寿命
を持っていた。Example 6 A hydrogel layer of a crosslinked copolymer of 2-hydroxyethyl methacrylate (HKMA) and methyl methacrylate (MMA) was prepared. The polymerization mixture consisted of 0.5% by weight EDMA, 0.1% by weight 7zobisisobutyronitrile (AIBN) as initiator, 80% by weight HFiMA.
monomer, and 19.4% by weight of MMA monomer. 125μβ of the above polymerization mixture was spread over 25i and polymerization was carried out for 1 hour at 90°C. The partially crosslinked flakes were cured at 100° C. for 4 hours in an open vacuum. The final drogel film was poured in sterile water for 3 days to remove unreacted monomer. The resulting film was air dried and served as the basis for a glucose oxidase collagen hydrogel composite as described in Example 1. Glucose electrodes prepared from this membrane had long operating life with reproducible readings.

実施例　７ ガルバニカテーテル型酸素センサーを構成した。酸素セ
ンサーの陽極、陰極および電解質をテフロン（登録閤標
Ｔ、Ｍ、　）製のカテーテル内に挿入し、一端を閉じた
。カテーテルのテフロン壁は酸素透過性膜として役立っ
た。テフロンチューブは電極構成に先立ち、市販蝕刻化
合物で蝕刻した。（蝕刻したテフロンは酵素付着用の官
能基を有する。）エッチした酸素電極は１０００μ／−
のグルコースオキシダーゼ溶液中に浸した。酵素は放置
乾燥した、そして浸漬操作を５回繰返した。結果の電極
はそれの底に濃厚グルタルアルデヒド（２５％）のある
閉じた容器内に装着した。酵素はグルタルアルデヒド蒸
気内で２時間架橋化をうけた。それからセンサーを取除
き、市販ポリＨＥＭＡ　（Ｈｙａｒｏｎ　）の水とエタ
ノールとの５０％１５０チ混合物内の１０チ溶液に浸し
た。センサーを放置乾燥し、浸漬を２回繰返した。最終
のカテーテル型グルコースセンサーは種々のグルコース
濃度で校正され、動作は良好であった。Example 7 A galvanic catheter type oxygen sensor was constructed. The anode, cathode, and electrolyte of the oxygen sensor were inserted into a catheter made of Teflon (registered trademark T, M, ), and one end was closed. The Teflon wall of the catheter served as an oxygen permeable membrane. The Teflon tube was etched with a commercially available etching compound prior to electrode construction. (Etched Teflon has functional groups for enzyme attachment.) The etched oxygen electrode has a 1000μ/-
of glucose oxidase solution. The enzyme was allowed to dry and the soaking operation was repeated five times. The resulting electrode was mounted in a closed container with concentrated glutaraldehyde (25%) at its bottom. The enzyme was crosslinked in glutaraldehyde vapor for 2 hours. The sensor was then removed and immersed in a 10% solution of commercially available polyHEMA (Hyaron) in a 50% 150% mixture of water and ethanol. The sensor was left to dry and the dipping was repeated twice. The final catheter-based glucose sensor was calibrated at various glucose concentrations and worked well.

実施例　８ １０チアクリルアマイド重合体の透明粘性溶液から膜を
鋳込んだ。膜は室温で２４時間乾燥し、それから飽和Ｎ
ａＯＨの溶液に６０℃で浸し、架橋化した。結果のヒド
ロゲル膜を完全にそそぎ、水中にひたし、未反応成分を
取除いた。実施例１に記した如きコラーゲン−グルコー
スオキシダーゼ懸濁液がポリアクリルアマイドフィルム
上に注がれ、複合ヒドロゲル−酵素膜が実施例１に記さ
れた如くに調製された。Example 8 A membrane was cast from a clear viscous solution of 10 thiacrylamide polymer. The membrane was dried for 24 hours at room temperature and then saturated with N
It was immersed in a solution of aOH at 60°C for crosslinking. The resulting hydrogel film was completely drained and immersed in water to remove unreacted components. A collagen-glucose oxidase suspension as described in Example 1 was poured onto a polyacrylamide film and a composite hydrogel-enzyme membrane was prepared as described in Example 1.

実施例　９ ９０℃の蒸溜水と１％（Ｗ　／　Ｖ　）グルタルアルデ
ヒドとの中でＰＴＡを可溶化して５％ポリビニルアルコ
ール（高粘度）溶液を得た。溶液は室温で冷却させた。Example 9 PTA was solubilized in distilled water at 90°C and 1% (W/V) glutaraldehyde to obtain a 5% polyvinyl alcohol (high viscosity) solution. The solution was allowed to cool at room temperature.

膜を鋳込み、２４時間乾燥した。架橋化は膜を１０　％
　ａｃ１溶液中に６℃で１０分間浸して完了させた。結
果のヒドロゲルフィルムは水中でそそぎ、ひたしだ。酵
素−ヒドロゲル複合体を実施例１に記された如くにして
調製した。The membrane was cast and dried for 24 hours. Cross-linking reduces the membrane to 10%
Completed by soaking in ac1 solution for 10 minutes at 6°C. The resulting hydrogel film is poured and soaked in water. An enzyme-hydrogel complex was prepared as described in Example 1.

ポリＨＥＭＡフィルムを室温重合で下記の如く調製した
。PolyHEMA films were prepared by room temperature polymerization as follows.

５０　ｍＪＨＥＭＡ、１０　ｍｌエチレングリコール、
１０ｍ１　ＨｚＯｌｏ、　６２５１ｎｌ！過硫酸アンモ
ニウムおよび０、６２５−のメタ重亜硫酸曹達とを含む
鋳造溶液を調製した。膜は円いアルミニウム箔の間に鋳
込んだ。重合は酸素のない気圏内で室温で２４時間後に
完了した。グルコースオキシダーゼ−ヒドロゲル複合体
を、実施例１に記°されたものよシも、３０００単位／
ゴの活性度を有するグルコースオキシダーゼ調剤を使用
することを除いて、調製した。50 mJHEMA, 10 ml ethylene glycol,
10m1 HzOlo, 6251nl! A casting solution was prepared containing ammonium persulfate and 0,625-carbon metabisulfite. The membrane was cast between circular aluminum foils. Polymerization was completed after 24 hours at room temperature in an oxygen-free atmosphere. The glucose oxidase-hydrogel complex as described in Example 1 was also prepared at 3000 units/g.
was prepared except that a glucose oxidase preparation with the activity of

実施例　１１ 複合グルコースオキシダーゼ−ＰＨＥＭＡ　Ｈ全実施例
４に記された如くに調製した。円い膜を９閣の直径で切
シ、医療縁シリコーン接着剤で小さな磨いた医療縁エポ
キシ円盤上へＰＩＩＭＡ表面が外側に指向し、酵素表面
が円盤に触れているようにして膠付けした。６個の円盤
を１００ｍ９％のグルコース溶液内に室温で制菌剤とし
てチメロサルを含有するものの中に貯えた。グルコース
溶液は毎日更新した。グルコースオキシダーゼ−コラー
ゲン膜をＰＨＥＭＡで塗装せずに、実施例１に記された
如くにして調製した。この膜の円盤６個を調製し、上記
の如きグルコース溶液中に貯えた。グルコースオキシダ
ーゼの活性度を毎週−回試験した、その場合、円盤は非
破慕酵素試験用に取除かれ、また、グルコース溶液中に
再挿入された。ＰＨＥＭＡで複合された酵素膜は３力月
後も何ら活性度を失わぬが、他方、酵素コラーゲン膜は
約２８日の半減期をもつ対数的減衰を示すことが見出さ
れた。Example 11 Complex Glucose Oxidase-PHEMA H All prepared as described in Example 4. A round membrane was cut to a diameter of 9 cm and glued onto a small polished epoxy disk with medical silicone adhesive with the PIIMA surface facing outward and the enzyme surface touching the disk. Six discs were stored in 100 m 9% glucose solution containing thimerosal as a bacteriostatic agent at room temperature. Glucose solution was refreshed daily. Glucose oxidase-collagen membranes were prepared as described in Example 1 without coating with PHEMA. Six disks of this membrane were prepared and stored in a glucose solution as described above. Glucose oxidase activity was tested weekly, in which case the discs were removed for non-disruptive enzyme testing and reinserted into glucose solution. It was found that the enzyme membrane composited with PHEMA does not lose any activity after 3 months, whereas the enzyme collagen membrane exhibits a logarithmic decay with a half-life of approximately 28 days.

上側らにおけるヒドロゲル層の有効性を示すために、ヒ
ドロゲル層のない二つの追加例を我々は提出する。To demonstrate the effectiveness of the hydrogel layer in the upper et al., we present two additional examples without the hydrogel layer.

実施例１に記されたと同じ組成のグルコースオキシダー
ゼ−コラーゲン膜であるが、ヒドロゲルのないものを調
整し、ガラス板上へ直接に注ぎ、架橋化し、洗滌し、実
施例１の如きガルバニ酸素電極の表面上に膠付けした。A glucose oxidase-collagen membrane of the same composition as described in Example 1, but without the hydrogel, was prepared, poured directly onto a glass plate, cross-linked, washed, and prepared using a galvanic oxygen electrode as in Example 1. glued onto the surface.

１５０囚酸素圧でのグルコースの校正を１２０日間毎週
行なって、グルコース濃度の関数としての電位の読みを
出すようにした。測定溶液へグルコースを加えることの
せいによる酸素電極の電圧降下は時間と共に対数的に減
少した。電極の対数的減衰の半減期は３０日であった。Calibration of glucose at 150% oxygen pressure was performed weekly for 120 days to provide a reading of potential as a function of glucose concentration. The voltage drop across the oxygen electrode due to the addition of glucose to the measurement solution decreased logarithmically with time. The logarithmic decay half-life of the electrode was 30 days.

実施例１に記された如きグルコースオキシダーゼ−コラ
ーゲン懸濁液を２５ｃｒｌの多孔性ポリカーボネート膜
（孔径０．０１５μのＮｕｃｌｅｐｏｒｓ　）上に拡げ
た。酵素−コラーゲン混合物を一夜放置乾燥し、グルタ
ルアルデハイドでの架橋化を実施例１に記す如くに行な
った。得られたグルコース特異性膜は、多孔性ポリカー
ボネートが測定溶液に面するようにしてガルバニ酸素電
極の表面上へ膠付けした。酵素反応のせいでグルコース
の存在での酸素の消費により惹起されるグルコース電極
の電位降下は、時間の関数として測定された。酵素電極
が減衰しつつあることを示す電位降下の減少があった。A glucose oxidase-collagen suspension as described in Example 1 was spread on a 25 crl porous polycarbonate membrane (Nuclepors 0.015 micron pore size). The enzyme-collagen mixture was allowed to dry overnight and crosslinked with glutaraldehyde as described in Example 1. The resulting glucose-specific membrane was glued onto the surface of a galvanic oxygen electrode with the porous polycarbonate facing the measurement solution. The potential drop across the glucose electrode caused by the consumption of oxygen in the presence of glucose due to the enzymatic reaction was measured as a function of time. There was a decrease in potential drop indicating that the enzyme electrode was decaying.

減衰の半減期は種々の電極に対して４０〜８０日の間で
あった。The half-life of decay was between 40 and 80 days for various electrodes.

以下は多孔質ポリカーボネート層を含む、実施例１３と
類似の二つの例であるが、しかしまた、ヒドロゲル層を
含んでおシ、酵素層の寿命の改良におけるそれの役割を
示している。Below are two examples similar to Example 13 that include a porous polycarbonate layer, but also include a hydrogel layer, demonstrating its role in improving the lifetime of the enzyme layer.

１チヒドロン（直線状ポリ−ＨＥＭＡ）溶液を５０％：
ｒ−タ／−ルー水ｓｉ中で調製する。このヒドロゲル溶
液の０．６５−を多孔性ポリカーボネート膜（Ｏ，Ｏａ
μ孔径のＮｕａｌｅｐｏｒｅ　）上に塗布されている。1 thihydrone (linear poly-HEMA) solution 50%:
Prepared in r-ta/-ru water si. A porous polycarbonate membrane (O, Oa
Coated on Nualepore (μ pore size).

ヒドロンは放置乾燥され、薄い重合体層を形成する。こ
の層の上にグルコースオキシダーゼ、コラーゲンおよび
グルタルアルデヒドの混合物を拡げ、放置乾燥する。後
者の混合物は０．６５−グルコースオキシダーゼ（１０
００ｕ　／　ｍｅ　）、餠＝１０での２％コラーゲン懸
濁液の０．：Ｍ、１５μλのグルタルアルデヒド２５％
を含んでいる。乾燥された膜は水中で２時間そそいだ。Hydron is allowed to dry and forms a thin polymer layer. A mixture of glucose oxidase, collagen and glutaraldehyde is spread over this layer and left to dry. The latter mixture contains 0.65-glucose oxidase (10
00 u/me), 2% collagen suspension at 餠=10. :M, 15μλ glutaraldehyde 25%
Contains. The dried membrane was soaked in water for 2 hours.

円い膜を切断し、ポーラログラフ過酸化水素電極上に酵
素を電極に向けて指向し、ポリカーボネートをグルコー
ス含有測定用溶液に指向して装着した。A circular membrane was cut and mounted onto a polarographic hydrogen peroxide electrode with the enzyme oriented toward the electrode and the polycarbonate oriented toward the glucose-containing measuring solution.

電極出力電流ないし電圧は２０日間以上一定であった。The electrode output current or voltage remained constant for over 20 days.

これは実施例１３に記されたヒドロンなしのポリカーボ
ネート−グルコースオキシダーゼ膜の動作は、その場合
、電極電位の連続的減少があって、酵素が活性を失いつ
つあるのを示しているのとは、異なっている。This is in contrast to the behavior of the polycarbonate-glucose oxidase membrane without hydrones described in Example 13, in which there is a continuous decrease in electrode potential, indicating that the enzyme is losing activity. It's different.

酵素混合物はグルコースオキシダーゼとグルタルアルデ
ヒドのみを含有し、全くコラーゲンを含まないことを除
いて、実施例１４と同じ。The enzyme mixture is the same as Example 14, except that it contains only glucose oxidase and glutaraldehyde and no collagen.

第４図に描かれている如く、ヒドロゲルを蔽っている多
孔性テフロンフィルムを含むようにセンサーが構成され
る時は、特許出願第号に伴って記された技法をテフロン
−ヒドロゲル層を造るのに使用してもよい。以下は、第
４図で、４５および４６のそれぞれに示されている如く
、多孔性テフロンフィルムで蔽われたヒドロゲル層を有
するセンサーを調製するための二つの追加実施例であ石
。When the sensor is constructed to include a porous Teflon film covering a hydrogel, as depicted in Figure 4, the technique described in conjunction with patent application no. May be used for. Below are two additional examples for preparing a sensor having a hydrogel layer covered with a porous Teflon film, as shown at 45 and 46, respectively, in FIG.

孔の大きさ０．０２μで面積２５　ｃＪの多孔性テフロ
ンフィルム（Ｇｏｒｅ　−ＴθＸ）をガラス板上に置い
た。フィルムをエタノールで完全に濡らした。９８．８
重量％のｕｉｉｂｕ、１重量％のＥＤＭＡおよび０．２
重ｉ％のＢＰを含有する重合する混合物の２００μ℃を
エタノールで浸したテフロン上に拡げた。それからそれ
をマイラーシートで蔽い、架橋化を９０℃で１．５時間
起した。ＨＫＭＡ塗装したテフロンをそれから水中にて
洗滌し浸した。A porous Teflon film (Gore-TθX) with a pore size of 0.02μ and an area of 25 cJ was placed on a glass plate. The film was thoroughly wetted with ethanol. 98.8
wt % uiibu, 1 wt % EDMA and 0.2
200 μC of the polymerizing mixture containing i% of BP was spread on Teflon soaked with ethanol. It was then covered with a Mylar sheet and crosslinking was allowed to occur at 90° C. for 1.5 hours. The HKMA coated Teflon was then washed and soaked in water.

それを放置乾燥し、コラーゲン−グルコースオキシダー
ゼ懸濁液をＨＦｉＭＡ塗装上に拡げ、実施例１での如く
にグルタルアルデヒドで架橋化した。It was left to dry and the collagen-glucose oxidase suspension was spread on the HFiMA coating and crosslinked with glutaraldehyde as in Example 1.

結果の複合膜はテフロンを測定用溶液に向けて指向して
酸素センサー上に装着した。グルコースセンサーが得ら
れ、それは為グルコース濃度の範囲で増大した感度を示
し、３力月間再現的に機能するものであった。The resulting composite membrane was mounted over the oxygen sensor with the Teflon oriented toward the measuring solution. A glucose sensor was obtained that exhibited increased sensitivity over a range of glucose concentrations and functioned reproducibly for three months.

架橋していないポリＨＦｉＭＡ　（ヒドロン）エタノー
ル中の溶液を、０．５ｆのヒドロンを１０−のエタノー
ルと１−の水中に溶解して造った。この溶液の２７！を
ガラス板上に支持され、マイラーシ−ザーで取巻かれた
多孔性テフロン（０，０２μ）の２５　ｃｒｌ上に拡げ
た。溶液は一夜放置乾燥した。それからグルコースオキ
シダーゼ−コラーゲン懸濁液をその上に拡げ、実施例１
に記された如く、グルタルアルデヒドで架橋化した。A solution of uncrosslinked polyHFiMA (hydron) in ethanol was made by dissolving 0.5 f of hydron in 10 - of ethanol and 1 - of water. 27 of this solution! was spread on 25 crl of porous Teflon (0.02μ) supported on a glass plate and surrounded by Mylar Caesar. The solution was left to dry overnight. The glucose oxidase-collagen suspension was then spread over it and Example 1
Crosslinked with glutaraldehyde as described in .

前述の技法、特に実施例１６および１７に記された如き
ものは、グルコースセンサーを構成するに使用される時
に追加的利点を提示する。The techniques described above, particularly those described in Examples 16 and 17, offer additional advantages when used to construct glucose sensors.

かくして、ヒドロゲル層４５上に適用された外部多孔性
重合体層４６は、酵素含有Ｊ＠４４へ拡散するグルコー
スの量を減する、何故なら、グルコースは今や重合体層
の孔を通過すべきでないからである。同時に、重合体層
４６は酸素に透過性である。この結果は、酵素含有層４
４に達するグルコースに対しての酸素の比を増大し、そ
れによって測定範囲を改善す゛ることになり、他方、ヒ
ドロゲル層の存在はそれの有用寿命を増大する。Thus, the external porous polymer layer 46 applied over the hydrogel layer 45 reduces the amount of glucose that diffuses into the enzyme-containing J@44, since glucose should now not pass through the pores of the polymer layer. It is from. At the same time, polymer layer 46 is permeable to oxygen. This result shows that the enzyme-containing layer 4
This increases the oxygen to glucose ratio to reach 4, thereby improving the measuring range, while the presence of the hydrogel layer increases its useful life.

バーフルオレ化重合体（テフロンはそれの一例である）
とヒドロゲルとの層らを含んでいる複合膜は若干数の他
の応用にも有用である。Verfluorinated polymers (Teflon is an example of it)
Composite membranes containing layers of hydrogel and hydrogel are also useful in a number of other applications.

本出願の発明を特にグルコースセンサーを生産すること
↓こ関して記述したけれども、それが多くの他の応用に
も使用出来るだろうこと、例えば、酵素層内に含まるべ
き適当な酵素の選定によシ他の型の電気化学的センサー
を造ることにも使えるだろうことと、本発明の多くの他
の変形、修飾、および応用がなし得ることとが評価され
るであろう。Although the invention of this application has been described with particular reference to producing glucose sensors, it is understood that it could be used in many other applications, for example in the selection of suitable enzymes to be included within the enzyme layer. It will be appreciated that it may also be used to create other types of electrochemical sensors, and that many other variations, modifications, and applications of the invention are possible.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第１図乃至第４図はそれぞれ本発明により構成されたグ
ルコースセンサーの四つの型の略断面図である。 ４：ハウジング　１４：酵素 ６：環状陰極　１５：ヒドロゲル ８：陽極 １０：電解質 １２：０２透過性膜 １３：接着剤 ＩＧ　４FIGS. 1-4 are schematic cross-sectional views of four types of glucose sensors constructed in accordance with the present invention. 4: Housing 14: Enzyme 6: Annular cathode 15: Hydrogel 8: Anode 10: Electrolyte 12: 02 Permeable membrane 13: Adhesive IG 4

Claims (1)

【特許請求の範囲】 １、　ヒドロゲル層と、該ヒドロゲル層の面へ結合され
た酵素含有層とを含むヒドロゲル−酵素膜。 ２、該酵素含有層がグルコースオキシダーゼ酵素を含ん
でいるところの特許請求の範囲第１項記載の膜。 ３、該酵素含有層はコラーゲンのマトリックス内に分散
されて架橋されている酵素を含んでいるところの特許請
求の範囲第１項記載の膜。 ４、該酵素含有層が食刻されたポリマーフィルムに結合
されておシ、該ヒドロゲル層で塗布されているようにな
っているところの特許請求の範囲第１項記載の膜。 ５、　該ヒドロゲル層はポリヒドロキシアルキルメタク
リレートを含んでいるようになっているところの特許請
求の範囲第１項記載の膜。 ６、　該ヒドロゲル層がポリアクリルアマイドヒドロゲ
ルを含んでいるようになっているところの特許請求の範
囲第１項記載の膜。 ７．１Ｅｉ）”ロゲル層ハポリビニルアルコールヒドロ
ゲルを含んでいるところの特許請求の範囲第１項記載の
膜。 ８、該ヒドロゲル層は薄い紙片上へ適用されたヒドロゲ
ルを含んでいるところの特許請求の範囲第１項記載の膜
。 ９、　該ヒドロゲル層にかぶさっている多孔質ポリマー
フィルムを更に含んでいるところの特許請求の範囲第１
項記載の膜。 １０、該多孔質ポリマーフィルムは過弗素化炭化水素ポ
リマーであるところの特許請求の範囲第９項記載の膜。 １１、該多孔質ポリマーフィルムは多孔質ポリカーボネ
ートであるところの特許請求の範囲第９項記載の膜。Claims: 1. A hydrogel-enzyme membrane comprising a hydrogel layer and an enzyme-containing layer bonded to a surface of the hydrogel layer. 2. The membrane according to claim 1, wherein the enzyme-containing layer contains glucose oxidase enzyme. 3. The membrane according to claim 1, wherein the enzyme-containing layer contains an enzyme dispersed and crosslinked within a matrix of collagen. 4. The membrane of claim 1, wherein said enzyme-containing layer is bonded to an etched polymer film and coated with said hydrogel layer. 5. The membrane of claim 1, wherein the hydrogel layer comprises polyhydroxyalkyl methacrylate. 6. The membrane of claim 1, wherein the hydrogel layer comprises a polyacrylamide hydrogel. 7.1Ei) The membrane of claim 1, wherein the gel layer comprises a polyvinyl alcohol hydrogel. 8. The membrane of claim 1, wherein the hydrogel layer comprises a hydrogel applied onto a thin piece of paper. 9. The membrane of claim 1, further comprising a porous polymeric film overlying the hydrogel layer.
Membrane described in section. 10. The membrane of claim 9, wherein the porous polymer film is a perfluorinated hydrocarbon polymer. 11. The membrane of claim 9, wherein the porous polymer film is porous polycarbonate.