(57)【要約】【課題】  柔軟性を有すると共に、生体に用いることができ、特に非侵襲計測に用いるのに適したセンサ（化学センサ及びバイオセンサ）を提供すること。  【解決手段】  本発明の化学センサは、基板と、該基板上に設けられた少なくとも作用電極と対極・参照電極とを含む電極系と、前記電極系上に形成されたガス透過層とを含み、前記電極系から得られる電流値に基づいて特定成分を分析する化学センサであって、前記基板及び前記ガス透過層が、柔軟性を有することを特徴とする。【選択図】  図１
2008139231.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
基板と、該基板上に設けられた少なくとも作用電極と対極・参照電極とを含む電極系と、前記電極系上に形成されたガス透過層とを含み、前記電極系から得られる電流値に基づいて特定成分を分析する化学センサであって、
前記基板及び前記ガス透過層が、柔軟性を有することを特徴とする、化学センサ。
【請求項２】
前記基板がガス不透過性であり、前記ガス透過層がガス透過性である、請求項１に記載の化学センサ。
【請求項３】
前記基板及び前記ガス透過層が、生体適合性である、請求項１又は２に記載の化学センサ。
【請求項４】
前記ガス透過層が、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物を含有する、請求項１〜３のいずれか１項に記載の化学センサ。
【請求項５】
前記ホスホリルコリン基を含む高分子化合物が、一般式（１）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物である、請求項４に記載の化学センサ。
【化１】
2008139231.tif 000005
（式中、aは０．１〜０．９であり、ｂは０．１〜０．９であり、ｎは２〜１８の整数であり、Ａは水素、又は炭素数１〜４個のアルキル基である。）
【請求項６】
前記基板が、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物を含有する、請求項１〜５のいずれか１項に記載の化学センサ。
【請求項７】
前記基板が、ポリジメチルシロキサン 、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリメチルメタクリレート、及びポリスチレンからなる群から選択されるポリマーからなる層と、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物からなる層とを含む、請求項１〜６のいずれか１項に記載の化学センサ。
【請求項８】
前記ホスホリルコリン基を含む高分子化合物が、一般式（１）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物である、請求項６又は７に記載の化学センサ。
【化２】
2008139231.tif 000006
（式中、aは０．１〜０．４であり、ｂは０．６〜０．９であり、ｎは２〜１８の整数であり、Ａは水素、又は炭素数１〜４個のアルキル基である。）
【請求項９】
請求項１〜８のいずれか１項に記載の化学センサの前記ガス透過層上に酵素固定化膜を有するか、又は前記ガス透過層中に酵素が含まれていることを特徴とするバイオセンサ。
【請求項１０】
請求項１〜８のいずれか１項に記載の化学センサの前記作用電極及び対極・参照電極と、前記ガス透過層との間に、電解液層が設けられてなるバイオセンサ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は化学センサ及びバイオセンサに関する。本発明の化学センサ及びバイオセンサは柔軟性を有しており、生体に用いるのに適したセンサ（化学センサ及びバイオセンサ）である。
【背景技術】
【０００２】
従来より、酵素の有する分子識別能力を利用したバイオセンサが種々開発されており、これらのバイオセンサを用いることにより、生体の生理活性物質の分析の応用研究が行われている。
例えば、糖尿病治療の分野においては、バイオセンサによる血糖値測定が行われてきている。糖尿病は、近年急速に増えた疾患であり、安全かつ簡便に連続的に血糖値を測定することが重要である。従来より用いられているバイオセンサでは、血液をサンプリングして血糖値を測定する方法を実施する。この方法では、血液を必要とするので、患者は測定の度に肉体的苦痛を伴うという問題があった。また、血液を用いるため、血液を媒体とするウイルス感染のおそれもあり、患者や血液を採取する者に精神的な不安感を与えるという問題もあった。
【０００３】
このような問題を解決するため、非侵略的な測定法が提案されている（例えば、非特許文献１及び非特許文献２）。しかしながら、決定的な方法はなく、より優れた測定法が望まれている。
一方、血液以外の涙、粘液、汗、唾液等の体液中のグルコース濃度と血中グルコース濃度との関係も報告されており、涙中のグルコース濃度は血中グルコースに比較して、約５分間遅れて変化することが知られており（例えば、特許文献３）、例えば、眼部における生体計測用の電気化学センサが報告されている（特許文献４）。このような用途に用いるには、バイオセンサは柔軟なものであることが要求される。上記特許文献４に記載されたセンサは柔軟性を有するものであるが、更に柔軟性を有することに加え、生体適合性を有することが望ましい。
【０００４】
【非特許文献１】March,W.F. et al. Trans. Am. Soc. Artif. Intern. Organs 28, 232-235(1982)
【非特許文献２】Rabinovitch, B. et al. Diabetes Care 5, 254-258(1982)
【非特許文献３】Wilson, G. S. and Gifford, R.,Biosens. Bioelectron. 20, 2388-2403 (2005)
【非特許文献４】Mitsubayashi, K. et al., Biosens. Bioelectron. 19, 67-71 (2003)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
従って、本発明の目的は、柔軟性を有すると共に、生体に用いることができ、特に非侵襲計測に用いるのに適したセンサ（化学センサ及びバイオセンサ）を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明者らは、上記目的を達成するため検討を重ねた結果、基板及びガス透過層を柔軟性を有するものとすることにより、上記目的を達成し得るという知見を得、その知見を素に営々検討を重ねた結果、本発明を完成するに至った。
【０００７】
本発明は、上記知見に基づいてなされたものであり、基板と、該基板上に設けられた少なくとも作用電極と対極・参照電極とを含む電極系と、前記作用電極上に形成されたガス透過層とを含み、前記電極系から得られる電流値に基づいて特定成分を分析する化学センサであって、前記基板及び前記ガス透過層が、柔軟性を有することを特徴とする、化学センサを提供するものである。
また、本発明は、前記化学センサのガス透過層上に酵素固定化膜を有するか、又は前記ガス透過層中に酵素が含まれているバイオセンサを提供する。
【発明の効果】
【０００８】
本発明によれば、柔軟性を有すると共に、生体に用いることができ、特に非侵襲計測に用いるのに適したセンサ（化学センサ及びバイオセンサ）が提供される。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００９】
以下に、本発明を詳細に説明する。
本発明の化学センサは、    基板と、該基板上に設けられた少なくとも作用電極と対極・参照電極とを含む電極系と、前記作用電極上に形成されたガス透過層とを含み、前記電極系から得られる電流値に基づいて特定成分を分析する化学センサであって、前記基板及び前記ガス透過層が、柔軟性を有する。
【００１０】
本発明の化学センサについて、図面を参照しつつ説明する。図１は、本発明の一実施の形態にかかる化学センサの分解斜視図である。図１に示す化学センサは、基板１と、基板１上に設けられた作用電極３及び対極・参照電極５を含む。この作用電極３及び対極・参照電極５により、電極系７をなしている。そして、電極系７上にはガス透過層９が形成されている。
【００１１】
図１に示す化学センサにおいて、基板１は柔軟性を有している。基板は柔軟性を有する材料から形成されており、このような材料としては、例えば、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物を含む材料が挙げられる。また、例えば、ポリジメチルシロキサン、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリメチルメタクリレート、ポリスチレン等が挙げられる。図１に示す化学センサにおいては、基板１は、ポリジメチルシロキサン、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリメチルメタクリレート及びポリスチレンからなる群から選択されるポリマーからなる層と、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物からなる層とを含むものである。
【００１２】
基板１と、後述するガス透過層９とが柔軟性を有していることにより、本発明の化学センサは、身体を傷つけることのない非侵襲計測に用いる場合に任意の測定部位への装着が可能となる。なお、柔軟性とは、身体に密着させて使用する際に、身体の任意の測定部位に装着可能な程度の柔らかさを有していることを意味する。また、本発明の化学センサは、両端を持って引っ張った際に、元の長さの１．２倍以上にまで伸び、かつこのように伸ばした場合にも、その性能が変化しないことが好ましい。
【００１３】
本発明の化学センサにおける基板１の大きさは、３ｍｍ×５０ｍｍ程度の大きさであるが、この大きさに限定されるものではない。基板１の厚みは０．０１ｍｍ〜５ｍｍ程度であり、上記基板が、ポリジメチルシロキサン等のポリマーからなる層、及びホスホリルコリン基を含む高分子化合物からなる場合は、それぞれの厚みは、０．０１ｍｍ〜５ｍｍ、及び２ｎｍ〜４．９９ｍｍであり、ポリマー層からなる層、及びホスホリルコリン基を含む高分子化合物からなる層の厚みの比（ポリマー層からなる層の厚み／ホスホリルコリン基を含む高分子化合物からなる層の厚み）は１／５００〜１／２５００程度である。
図１に示される化学センサの基板１においては、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物からなる層はガス透過性であるが、ポリマーからなる層がガス不透過性であり、このため基板１はガス不透過性となっている。また、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物からなる層を有することにより、基板１は生体適合性となっている。
【００１４】
基板１に含まれる、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物について説明する。
ホスホリルコリン基を含む高分子化合物（ポリマー）は、既に生物医療用材料や機器の表面に使用されており、そのようなポリマーは血液、涙や尿などの体液と接触する際に発生する異物反応を抑制することができることが知られている。従って、このようなポリマーは生体適合性を有している。従って、このようなポリマーで基板１を構成することにより、例えば、体液中のタンパク質等の非特異的吸着などを防止し、高感度な分析が可能となる。ホスホリルコリン基を含む高分子化合物としては、例えば、２−メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン（ＭＰＣ）と他のモノマーとの共重合体が挙げられる。
【００１５】
ホスホリルコリン基を含む高分子化合物としては、例えば、ＭＰＣと他の重合性モノマーとの共重合体が挙げられ、このような共重合体は、ＭＰＣと以下に挙げるモノマーとのラジカル共重合によって得ることができる。用いられるモノマーとしては、例えば、メチル（メタ）アクリレート、エチル（メタ）アクリレート、プロピル（メタ）アクリレート、ブチル（メタ）アクリレート、アミル（メタ）アクリレート、ヘキシル（メタ）アクリレート、ヘプチル（メタ）アクリレート、オクチル（メタ）アクリレート、ノニル（メタ）アクリレート、デシル（メタ）アクリレート、ドデシル（メタ）アクリレート、ヘキサデシル（メタ）アクリレート、オクタデシル（メタ）アクリレート、ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート、ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート、エチレングリコール（メタ）アクリレート、エチレングリコールメチルエーテル（メタ）アクリレート、ポリ（エチレングリコール）（メタ）アクリレート、ポリ（エチレングリコール）メチルエーテル（メタ）アクリレート、Ｎ−ビニルピロリドン、酢酸ビニル、γ−メタクリルオキシプロピルトリメトキシシラン、γ−メタクリルオキシプロピルトリエトキシシラン、ビニルトリス（２−メトキシエトキシ）シラン、メチルトリビニルメチルジエトキシシラン等が挙げられる。
【００１６】
ホスホリルコリン基を含む高分子化合物を含有するとしては、例えば下記一般式（１）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物が挙げられる。
【００１７】
【化１】
2008139231.tif 000003
【００１８】
一般式（１）において、aは０．１〜０．９であり、好ましくは０．１〜０．４である。また、ｂは０．１〜０．９であり、好ましくは０．６〜０．９である。また、ｎは２〜１８の整数である。Ａは、水素、又は炭素数１〜４個のアルキル基である。
【００１９】
また、ｎを大きくすることにより、ガラス転移温度Ｔｇが低下し、一方、ｎを小さくすることにより、含水率を向上させることができる。本発明においては、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物としては、どのようなものであっても用いることができるが、その用途によって、ａ、ｂ及びｎを適宜変更させて用いる。ａ及びｂは、一般式（１）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物を製造する際の、ＭＰＣ、及び上述したモノマーの仕込み量を調整することによって調整可能である。
【００２０】
一般式（１）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物を得るには、公知の方法により反応させて行う。使用する溶媒としては、モノマーを溶解することのできるものであれば制限なく用いることができ、例えば、水、メタノール、エタノール、プロパノール、ｔ−ブチルアルコール、ベンゼン、トルエン、ジメチルホルムアミド、テトラヒドロフラン、クロロホルム、及びこれらの混合物などが挙げられる。
【００２１】
また、重合開始剤としては、通常に用いられるラジカル開始剤を特に制限なく用いることができ、例えば、２，２’−アゾビスイソブチロニトリル、アゾビスバレロニトリル等の脂肪族アゾ化合物や、過酸化ベンゾイル、過酸化ラウロイル、加硫酸アンモニウム、加硫酸カリウム等の有機過酸化物等が挙げられる。
【００２２】
一般式（１）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物の分子量は、好ましくは５，０００〜３，０００，０００であり、更に好ましくは５０，０００〜１，０００，０００である。分子量が上記範囲内であれば、化学センサを製造する場合に成膜性が良好になる。
なお、一般式（１）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物としては、市販されているものを用いてもよく、例えば、日本油脂（株）製、Ｌｉｐｉｄｕｒｅシリーズ等が使用可能である。
【００２３】
一般式（１）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物の具体例としては、例えば、下記式（２）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物が挙げられる。
【００２４】
【化２】
2008139231.tif 000004
【００２５】
なお、上記式（２）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物としては、公知の方法によって製造することができるが、市販されているものを用いてもよく、例えば、日本油脂（株）製、Ｌｉｐｉｄｕｒｅシリーズ等が使用可能である。
【００２６】
図１に示す化学センサにおいては、基板１上に設けられた電極系７を含む。電極系７は作用電極３と、対極・参照電極５とからなる。作用電極３、対極・参照電極５の形成素材としては、例えば、白金、銀、金、カーボン等が挙げられる。作用電極３、対極・参照電極５の形成方法としては、例えば、スクリーン印刷法やスパッタリング蒸着法等が挙げられ、その形成方法は限定されない。電極系における、作用電極３の厚みは、１０ｎｍ〜５μｍ程度であり、対極・参照電極５の厚みは、１０ｎｍ〜５μｍ程度である。
【００２７】
電極系７の上部にはガス透過層９が形成されている。ガス透過層９は、基板１と同様、柔軟性を有している。柔軟性は、ガス透過層９をホスホリルコリン基を含む高分子化合物によって形成することによって形成される。ホスホリルコリン基を含む高分子化合物としては、上記基板１について説明したものと同様である。ガス透過層９の厚みは１０ｎｍ〜１００μｍ程度であり、好ましくは０．１μｍ〜３５μｍ程度である。ガス透過層９の形成方法に特に制限はないが、例えば、スクリーン印刷法やスピンコーティング法等が挙げられる。
【００２８】
また、ガス透過層９には電子受容体が含まれていてもよい。このような電子受容体としては、たとえば、フェリシアン化カリウム、ｐ−ベンゾキノン及びその誘導体、フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フェロセン及びその誘導体等が挙げられる。
上述した化学センサは試料中の過酸化水素を電流値として検出することができる。化学センサの電極系における反応は以下の通りである。
Ｈ２Ｏ２→Ｏ２  ＋  ２ｅ−  ＋  ２Ｈ２＋
【００２９】
ガス透過層９はガス透過性となっている。このため、上記反応によって生成された酸素がガス透過層９を通過できるようになっている。後述するバイオセンサにおいては、例えばグルコースを検出するためのグルコースセンサとして用いる場合、酵素反応に酸素が必須であり、この反応はガス透過層９中、又はガス透過層９の上に形成された酵素固定化膜中で行われるので、ガス透過層９は酸素を通過できることが必要である。
なお、基板１はガス不透過性となっているが、この理由は  生体に貼り付けて使用する場合、生体と接している面からのみ計測を行うためである。
【００３０】
次に、本発明のバイオセンサについて説明する。
本発明のバイオセンサは、上述した本発明の化学センサのガス透過層上に酵素固定化膜を有するか、又はガス透過層中に酵素が含まれてなる。
含まれる酵素としては、特に制限はなく、検出しようとする成分によって選択される。例えば、検出しようとする成分がアルコールである場合には、酵素としてアルコールオキシダーゼを用い、検出しようとする成分がグルコースである場合には、酵素としてβ−Ｄ−グルコースオキシダーゼを用い、検出しようとする成分がコレステロールである場合には、酵素としてコレステロールオキシダーゼを用い、検出しようとする成分がホスファチジルコリンである場合には、酵素としてホスホリパーゼ及びコリンオキシダーゼを用い、検出しようとする成分が尿素である場合には、酵素としてウレアーゼを用い、検出しようとする成分が尿酸である場合には、酵素としてウリカーゼを用い、検出しようとする成分が乳酸である場合には、酵素として乳酸デヒドロゲナーゼを用い、検出しようとする成分が蓚酸である場合には、酵素として蓚酸デカルボキシラーゼを用い、検出しようとする成分がピルビン酸である場合には、酵素としてピルビン酸オキシダーゼを用い、検出しようとする成分がアスコルビン酸である場合には、酵素としてアスコルビン酸オキシダーゼを用い、検出しようとする成分がトリメチルアミンである場合には、酵素としてフラビン含有モノオキシダーゼを用いる。
【００３１】
ガス透過層中に酵素が含まれる場合は、ガス透過層を形成する際に、原材料中に酵素を含ませることにより、バイオセンサとすることができる。ガス透過層中に酵素が含まれる場合は、その構成は、上述した、図１に示す化学センサと同じである。
また、ガス透過層上に酵素固定化膜を有する場合の実施形態について図２に示す。図２は、本発明の一実施の形態にかかるバイオセンサの分解斜視図である。図２に示すバイオセンサにおいては、ガス透過層９上に酵素固定化膜が形成されている。図２に示すバイオセンサにおいては、酵素固定化膜が形成されている以外の点については、図１に示す化学センサと同様である。
【００３２】
本発明のバイオセンサは、種々の成分を検出するために用いられ、例えばグルコースを検出するためのグルコースセンサとして用いることができる。この場合、酵素としてグルコースオキシダーゼが用いられる。グルコースセンサとして用いる場合、グルコースがグルコースオキシダーゼによって以下のようにグルコノラクトンと過酸化水素に変換される反応を利用している。
グルコース  ＋  Ｏ２  →  グルコノラクトン  ＋  Ｈ２Ｏ２
このようにして生成された過酸化水素は、上記化学センサにおいて説明したようにして検出され、グルコースを検出するこごができる。
【００３３】
本発明の化学センサ及びバイオセンサは、作用電極と対極・参照電極とを含む電極系から得られる電流値に基づいて、特定の成分の分析を行うものである。具体的には、電極系をポテンシオスタット及びＡ−Ｄ変換機に接続し、定電位電流計測によるセンサ出力をコンピュータにて連続的に計測を行うものである。
【００３４】
本発明の化学センサ及びバイオセンサは柔軟性を有しているので、生体の任意の測定部位に装着可能な柔らかさを有しており、従って、身体のいかなる部位にも接着、装着可能である。例えば、眼部に取り付け、血中酸素濃度（血糖値）を測定することも可能であり、例えば、絆創膏状の形態とし、腕などに貼り付け、経皮的に血中酸素濃度（血糖値）を測定することが可能である。また、本発明の化学センサ及びバイオセンサは、基板及びガス透過層が生体適合性を有しており、このため、身体より排出されるタンパク質等の非特異的吸着を防止し、より高濃度の分析を行うことが可能となる。
【００３５】
次に、本発明の化学センサを製造する方法について説明する。
本発明の化学センサの製造方法に特に制限はないが、その一例として、以下に、本発明の化学センサを製造する方法について説明図面を参照しつつする。
図３は、本発明の化学センサを製造する方法を工程順に示す断面図である。
図３（ａ）に示すように、先ず、ダミー基板としてのシリコンウェハ１１にポリジメチルシロキサン樹脂１３をスピンコートし、室温で２４時間静置し、ポリジメチルシロキサン樹脂１３を硬化させる。
【００３６】
次いで、図３（ｂ）に示すように、ポジ型フォトレジスト１５をスピンコートし、その後、フォトマスク１７を重ね、マスクアライナーを用いて、電極部分を紫外線によって露光し、アルカリ現像を行う。次いで、得られた基板をイオンビームシステムのスパッタリングチャンバー中に入れ、白金のスパッタリング１７を行なう（図３（ｃ）参照）。次いで、ポジ型フォトレジスト１９をスピンコートした後、銀２１のスパッタリングを行なう（図３（ｄ）参照）。
【００３７】
次いで、リフトオフ工程によって白金電極２３及び銀電極を形成した後、アセトン等の溶媒を用いてフォトレジスト１９、及びシリコンウェハ１１を除去し、次いで、銀電極を電気化学的に塩素化して銀／塩化銀電極２５を形成する（図３（ｅ）参照）。次いで、得られた基板の両面に、一般式（１）で表わされる繰り返し構造を有する高分子化合物のエタノール溶液を用いてディップコートを行い、基板の一部である樹脂層２７及びガス透過層２９を形成し、本発明の化学センサを得る（図３（ｆ）参照）。
【００３８】
本発明のバイオセンサは、上述した、本発明の化学センサを製造する方法において、反応そう２９を得るための高分子化合物のエタノール溶液中に酵素を混合させておくことによって製造することができ、このような操作により、ガス透過層中に酵素が含有される、本発明のバイオセンサが得られる。
【００３９】
本発明の第二の実施の形態に係るバイオセンサは、ガス透過層上に酵素固定化膜が形成されている（図２参照）。
図２に示すバイオセンサにおいては、図１に示すものと構成はほぼ同一であり、ガス透過層９上に酵素固定化膜１１が形成されている点のみが図１に示すものと異なっている。酵素固定膜１１は、化学センサを作製した後に、酵素を、例えばエタノール等の溶媒に溶解した溶液をガス透過層９上に滴下し、乾燥して形成することができる。
【００４０】
本発明の第三の実施の形態に係るバイオセンサは、上述した、本発明の化学センサの作用電極３及び対極・参照電極５と、前記ガス透過層９との間に、電解液層が設けられている。電解液層としては、例えば、テフロン膜等の担体に電解液を含浸させたものをいう。含浸させる電解液としては、例えば、ＫＣｌ、ＮａＣｌ、ＮａＨＣＯ３等を主成分とする液体が挙げられる。
【実施例】
【００４１】
以下に、実施例を示して本発明を具体的に説明するが、これらにより本発明は何ら制限を受けるものではない。
実施例１
図３に示す方法を用いて、図１に示す化学センサ（過酸化水素センサ）を作製した。すなわち、ダミー基板としてのシリコンウェハ（５０ｍｍ×３ｍｍ）に、ポリジメチルシロキサン樹脂をスピンコートし、室温（約２５℃）で２４時間整地し、ポリジメチルシロキサン樹脂（ダウコーニング東レ（株）製、Silpot 184）を硬化させ、３５０μｍの厚みのポリジメチルシロキサンからなる層を形成した。
【００４２】
次いで、硬化したポリジメチルシロキサンからなる層の上に、ポジ型フォトレジスト（ロームアンドハースエレクトロニックマテリアルズ社製、Shipley S1818）をスピンコートし、次いでフォトマスクを重ね（６０℃、３０分間）、マスクアライナー（ユニオン光機（株）製、PEM-1000）を用いて、電極部分を紫外線によって露光し、次いで、アルカリ現像を行い、基板を得た。次いで、得られた基板をイオンビームスパッタリングシステムのスパッタリングチャンバー（エリオニクス（株）製、EIS-220）中に入れ、１９００Ｖの加速エネルギーを用いて、２００ｎｍ厚の白金のスパッタリングを行った。次いで、１９００Ｖの加速エネルギーにより、イオンビームスパッタリングシステムを用いて、３００ｎｍ厚の銀フィルムのスパッタリングを行った。
【００４３】
次いで、リフトオフ工程によって白金電極及び銀電極を形成し、アセトンを用いて洗浄を行い、フォトレジストを除去した。白金電極及び銀電極を、塩酸溶液（０．１モル／ｌ）に浸漬し、銀電極に、白金電極に対して−１１０ｍＶの電位を印加することにより、銀電極を電気化学的に塩素化し、銀／塩化銀電極を形成した。次いで、一般式（２）で表わされる繰り返し構造を有する高分子化合物（以下、ＰＭＤという）の１０重量％エタノール溶液を用いて、ＰＭＤを基板の両面にディップコートし、本発明の化学センサ（過酸化水素センサ）を得た。
得られた化学センサは柔軟性を有しており、いずれの方向に対しても、１．２倍以上伸展できるものであり、このように伸展した後であっても、その性能に変化はなかった。
【００４４】
実施例２
実施例１で得られた化学センサをＰＢＳ（５０ミリモル／Ｌ、ｐＨ７．０）に浸し、ＰＣ制御ポテンシオスタットを用い、対極・参照電極に対して６５０ｍＶの一定電圧をかけて、出力電流を測定した。結果を図４に示す。図４において、横軸は経過時間であり、縦軸は出力電流（μＡ）を表わし、グラフ中の矢印は過酸化水素を添加したことを示す。図４から明らかなように、過酸化水素のない条件下では、出力電流はほぼ０μｍＡであった。
【００４５】
過酸化水素を、最終濃度が１ミリモル／ＬになるようにＰＢＳに加えたところ、出力電流は上昇し、約３μｍＡになった（出力電流値が最大値の９０％になるのに必要な時間は約５．９秒であった）。従って、実施例１で得られら化学センサ（過酸化水素センサ）は、過酸化水素と接触することによって出力電流が大きくなり、これにより、過酸化水素濃度を測定するためのセンサとして有用であることがわかった。
【００４６】
実施例３
次に、過酸化水素濃度を代えて、実施例２と同様に出力電流の測定を行った。過酸化水素の濃度は、０．１０〜２．５０ミリモル／Ｌの間のものを用い測定を行った。結果を図５に示す。図５において、横軸は過酸化水素濃度を示し、縦軸は出力電流（μＡ）を示し、出力電流は、過酸化水素を所定の濃度になるように加えて２０〜３０秒後の平均値を示す。図５に示すように、過酸化水素濃度が０．２０〜２．００ミリモル／Ｌの間でグラフは直線を示し、この範囲の濃度の過酸化水素濃度の検出及び定量が可能であることが示された。
なお、この測定における相関係数は０．９９８であり、過酸化水素濃度と出力電流との関係は以下の式で表すことができる。
出力電流（μＡ）＝０．８３７＋４．２６×（過酸化水素濃度（ミリモル／Ｌ）
【００４７】
実施例４
ガス透過層を形成するための溶液として、ＰＭＤの１０重量％エタノール溶液に、β−Ｄ−グルコースオキシダーゼを０．５ｍｇ（１０ユニット）加えた溶液を用いた以外は、実施例１と同様に操作を行い、本発明のバイオセンサ（グルコースセンサ）を作製した。
【００４８】
実施例５
過酸化水素に代え、グルコースを最終濃度が１ミリモル／ＬになるようにＰＢＳに加えた以外は、実施例２と同様にして出力電流を測定した。なお、グルコースの滴下は、測定開始後、１分及び２．８分後の２回行った。結果を図６に示す。図６において、横軸は経過時間であり、縦軸は出力電流（μＡ）を表わし、グラフ中の矢印はグルコースを滴下したことを示す。図６から明らかなように、グルコースのない条件下では、出力電流は約０．０４μＡであったが、グルコースを滴下することにより、出力電力は約０．０８μＡに上昇することがわかる。なお、２度目のグルコース滴下によっても出力電流は上昇した（なお、出力電流値が最大値の９０％になるように必要な時間は、約１５秒であった）。
従って、実施例４で得られたバイオセンサ（グルコースセンサ）は、グルコースと接触することによって出力電流が大きくなり、これにより、グルコース濃度を測定するためのセンサとして有用であることがわかった。
【００４９】
実施例６
次に、グルコース濃度を代えて、実施例５と同様に出力電流の測定を行った。グルコースの濃度は、０．０６〜２．００ミリモル／Ｌの間のものを用い測定を行った。結果を図７に示す。図７において、横軸はグルコース濃度を示し、縦軸は出力電流（μＡ）を示し（縦軸は対数表示）、出力電流は、グルコースを所定の濃度になるようにＰＢＳに加えて４０〜６０秒後の平均値を示す。図７に示すように、過酸化水素濃度が０．０６〜２．００ミリモル／Ｌの間でグラフは直線を示し、この範囲の濃度の過酸化水素濃度の検出及び定量が可能であることが示された。なお、生体の正常グルコース濃度は０．１４ミリモル／Ｌであり、この濃度のグルコース濃度を測定可能であることがわかった。
なお、この測定における相関係数は０．９９７であり、グルコース濃度と出力電流との関係は以下の式で表すことができる。
出力電流（μＡ）＝０．１８３×（グルコース濃度（ミリモル／Ｌ））０．６３７
【図面の簡単な説明】
【００５０】
【図１】本発明の一実施の形態にかかる化学センサの分解斜視図である。
【図２】本発明の一実施の形態にかかるバイオセンサの斜視図である。
【図３】本発明の化学センサを製造する方法を工程順に示す断面図である。
【図４】過酸化水素を測定した際の出力電流の変化を示すグラフである。
【図５】過酸化水素を測定した際の出力電流の変化を示すグラフである。
【図６】グルコースを測定した際の出力電流の変化を示すグラフである。
【図７】グルコースを測定した際の出力電流の変化を示すグラフである。
【符号の説明】
【００５１】
１  基板                            ３  作用電極
５  対極・参照電極                  ７  電極系
９  ガス透過層                      １０  酵素固定化膜
１１  シリコンウェハ                １３  ポリジメチルシロキサン樹脂
１５  ポジ型フォトレジスト          １７  フォトマスク
１９  ポジ型フォトレジスト          ２１  銀
２３  白金電極                      ２５  銀／塩化銀電極
２７  樹脂層                        ２９  ガス透過層
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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