(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
バイオセンサーのためのポリウレタン／ポリ尿素膜用の均一なポリマー組成物であって、少なくとも１のジイソシアネート、少なくとも１の長鎖親水性ジオール又はジアミン、以下の：エチレングリコール、プロピレングリコール、１，３-プロパンジオール、及び１，３-ジアミノプロパンからなる群から選ばれる少なくとも１の短鎖脂肪族ジオール又はジアミン、並びに上記ジイソシアネートと反応性である反応性末端基を有する少なくとも１のシリコーンの反応生成物を含むことを特徴とする、前記ポリマー組成物。
【請求項２】
前記ポリマー組成物が、３７℃において１０％〜８０％の間の水を吸収することを特徴とする、請求項１に記載の均一なポリマー組成物。
【請求項３】
前記ジイソシアネートが、イソホロンジイソシアネート、１，６−ヘキサメチレンジイソシアネート又は４，４’-メチレンビスシクロヘキシルイソシアネートからなる群から選ばれることを特徴とする、請求項１に記載の均一なポリマー組成物。
【請求項４】
前記長鎖親水性ジオール又はジアミンが、ポリエチレングリコール、ポリプロピレングリコール、アミノ末端ポリエチレングリコール、アミノ酸エステル末端ポリエチレングリコール、並びにポリエチレングリコール及びポリプロピレングリコールのブロックコポリマーからなる群から選択されることを特徴とする、請求項１に記載の均一なポリマー組成物。
【請求項５】
反応性末端基を有する前記シリコーンが、アミノプロピルジメチル末端シロキサン、カルボキシプロピルジメトキシ末端シロキサン及びカルビノール末端シロキサンからなる群から選ばれることを特徴とする、請求項１に記載の均一なポリマー組成物。
【請求項６】
上記ポリマー組成物が、５０モル％のジイソシアネート、５〜４５モル％の長鎖親水性ジオール又はジアミン、５〜４５モル％の短鎖脂肪族ジオール又はジアミン、及び５〜４０モル％の反応性末端基を有するシリコーンの反応生成物から得られることを特徴とする、請求項１に記載の均一なポリマー組成物。
【請求項７】
前記ポリエチレングリコールが、酸に基づく滴定により測定して６００の平均分子量を有することを特徴とする、請求項４に記載の均一なポリマー組成物。
【請求項８】
前記ポリマー組成物が、３７℃において２０％〜７０％の間の水を吸収することを特徴とする、請求項２に記載の均一なポリマー組成物。
【請求項９】
前記ジイソシアネートが脂肪族ジイソシアネートを含むことを特徴とする、請求項１に記載の均一なポリマー組成物。
【請求項１０】
被検体及び酸素の反応を測定するための移植可能なバイオセンサーであって、前記バイオセンサーが、バイオセンサー要素への被検体及び酸素の透過性を制御するための生物適合性膜を有し、該膜が、少なくとも１のジイソシアネート、少なくとも１の長鎖親水性ジオール又はジアミン、以下の：エチレングリコール、プロピレングリコール、１，３-プロパンジオール、及び１，３-ジアミノプロパンからなる群から選ばれる少なくとも１の短鎖脂肪族ジオール又はジアミン、及び上記ジイソシアネートと反応性である反応性末端基を有する少なくとも１のシリコーンの反応生成物を含む均一なポリマー組成物を含むことを特徴とする、前記バイオセンサー。
【請求項１１】
前記被検体がグルコースを含むことを特徴とする、請求項１０に記載のバイオセンサー。
【請求項１２】
前記均一なポリマー組成物が、５０モル％のジイソシアネート、５〜４５モル％の長鎖親水性ジオール又はジアミン、５〜４５モル％の短鎖脂肪族ジオール又はジアミン、及び５〜４０モル％の反応性の末端基を有するシリコーンの反応生成物を含むことを特徴とする、請求項１０に記載のバイオセンサー。
【請求項１３】
前記均一なポリマー組成物が、イソホロンジイソシアネート、ヘキサメチレンジイソシアネート、４，４’-メチレンビスシクロヘキシルイソシアネート及び芳香族ジイソシアネートからなる群から選ばれる、少なくとも１つのジイソシアネートを含むことを特徴とする、請求項１０に記載のバイオセンサー。
【請求項１４】
前記均一なポリマー組成物が、ポリジメチルシロキサンポリマー、一般的二官能性末端シロキサン、アミノプロピルジメチル末端シロキサン、カルボキシプロピルジメチル末端シロキサン及びカルビノール末端シロキサンからなる群から選ばれる反応性末端基を有するシロキサンを少なくとも１つ含むことを特徴とする、請求項１０に記載のバイオセンサー。
【発明の詳細な説明】
発明の分野
本発明は、広くは、バイオセンサー材料に関する。更に詳しくは、本発明は、バイオセンサーの適用に用いるための外部生物適合性膜として役立つ新規なポリマー材料に関する。
発明の背景
バイオセンサーは、マトリックス中の化学的濃度を検出可能な信号（電気、音、光、熱等）に変換するために生物材料（細胞、酵素、組織等）を用いる装置である。広範囲の種々の被検体に用いられる多くのタイプのバイオセンサーがある。濃度を電気信号に変換するために酵素を用いる電気酵素バイオセンサーは、最も研究されたタイプのバイオセンサーである。バイオセンサーの作動原理のいくつかの報告については、P. Bergveld及びD. Thevenot（Advance in Biosensors, Supplement 1, p.31〜94, A. P. F. Turner, editor)を参照のこと。
原型のバイオセンサーは電流測定型グルコースセンサーである。グルコースセンサーにおける広範囲の関心についてはいくつかの理由がある。グルコースをモニターするのに用いられる極めて丈夫な酵素であるグルコースオキシダーゼの利用性、及び広範囲の種々の被検体のためのモデルセンサーを開発する要求により、科学的関心が引きおこされる。真性糖尿病を患う患者のグルコースをモニターすること、及び生物工学分野において発酵反応をモニターするのに用いることができるセンサーの開発の必要性により商業的な関心が引きおこされる。作動するグルコースセンサーは、移植されたインスリンポンプを有する閉回路人工膵臓の開発において最も難しい構成物でもある。
皮下又は静脈内の使用のために設計された共通基質としてＯ2を用いるいずれかの電流測定型グルコースセンサー又はいずれかのオキシドレダクターゼ酵素は、センサーの基本的性質及び測定が行われる環境のため、外部膜及び抗干渉膜を要求する。
グルコースセンサーは、次の化学反応（等式１）：
0003819427.tif 000002
に従って作動する。
この反応において、グルコースはグルコースオキシダーゼ(GOX)の存在下で酸素と反応してグルコノラクトン及び過酸化水素を形成する。グルコノラクトンは水と反応してラクトン環を開裂してグルコン酸を形成する。H2O2は次に示す（等式２）：
0003819427.tif 000003
ように電気化学的に反応する。
センサー／ポテンショスタットにより測定される電流（白金黒電極で＋0.5〜＋0.7Ｖの酸化）は、H2O2の酸化により発生した２つの電子のためである。あるいは、電流測定型測定により酸素の減少を測定することができる（白金黒電極で−0.5〜−１Ｖの還元）。
等式１の化学量論は、移植可能なグルコースセンサーでの問題のいくつかを示す。等式１で過剰な酸素がある場合、H2O2は酵素と反応するグルコースの量に化学量論的に関連する。この場合、最終的に電流は酵素と反応するグルコースの量にも比例する。グルコースの全てが酵素と反応するのに不十分な酸素しかない場合、電流はグルコース濃度ではなく酸素濃度に比例するだろう。センサーが真のグルコースセンサーたるためには、グルコースは限定的な試薬でなければならない。即ちＯ2濃度は全ての可能性あるグルコース濃度について過剰でなければならない。これは、方法が、GOX膜中のＯ2を増加させるかグルコース濃度を減少させるか、又はＯ2を用いないセンサーをあみ出すかのいずれかを行うように工夫しなければならないことを意味する。
体内でバイオセンサーを用いることにおける基本的な問題は、Ｏ2に対するグルコースの比率がバイオセンサーの最適な作動に要求されるものと反対であることである。糖尿病患者の体内のグルコース濃度は２〜30mM（リッター当りのミリモル又は36〜540mg/dl）で種々であり得るが、組織中の典型的な酸素濃度は0.02〜0.2mMである（U. Fischer, A. Hidde, H. von Woedtke, K. Rebrin、及びP. Abel, Biomed. Biochem. Acta., 1989, Vol. 48, pp.965〜971）。この体の中の比率は、センサーがミカエリスメンテン制限された支配下で作動し、グルコース濃度の小さな変化に極めてインセンシティブであろうことを意味する。この問題は“酸素欠乏問題（oxygen deficit problem）”と呼ばれている。
その欠乏問題を解決しようとする試みが過去に行われている。最も簡単な試みは、グルコース透過性はないが十分にＯ2が透過可能である膜を作製し、それにグルコースの通過を許容する小さな穴を機械的にあけることである。ここで示差透過度は、全膜領域に対する小さな穴領域の比率として定義される。この方法の２つの大きな問題は、第１に小さな穴を再現性高く作ることが困難であること、及び第２により深刻なことに、Ｏ2透過度は膜の厚さの強力な関数であり、大量生産において厚さを制御することが困難であることである。微孔性膜（米国特許第4,759,828号、Youngら）も試みられ、限定された成功をおさめた。膜中の穴の試み及び微孔性膜の試みの両方における他の問題は、センサー電極及び酵素が体液に露出されることである。体液は、センサーのセンシティビティーを減少させる電極を被覆する蛋白質、及びセンサーの活動酵素を消化又は分解し得る酵素（プロテアーゼ）を含む。
酸素欠乏問題に対する１つの試みは、Gough（米国特許第4,484,987号）により開示される。その試みは、疎水性膜中に埋め込まれた親水性材料の別個のドメインとの組合わせ膜を用いる。この場合、その膜は均一でなく、再現性よく製造することが困難である。膜の物理的特徴も傷つけられる。同様に、Gough（米国特許第4,890,620号）は、グルコース拡散が１次元に制限されるが酸素拡散は両方向からのものである“２次元”システムを開示する。このセンサーは極めて複雑であり、大規模に製造することが困難であろうと予想される。
いくつかの他のグループ（G. W. Shaw, D. J. Claremont and J. C. Pickup, Biosensors and Bioelectronics, 1991, Vol. 6, pp. 401〜406 ; D. S. Bindra, Y. Zhang, G. S. Wilson, R. Sternberg, D. R. Thevenot, D. Moatti and G. Reach, Analytical Chemistry, 1991, Vol. 63, p. 1692 ; and M. Shichiri, Y. Yamasaki, K. Nao, M. Sekiya and N. Ueda, Horm. Metab. Res., Suppl. Ser., 1989, Vol. 20, p. 17）は、相対的に疎水性のポリウレタンを用いて良好な結果を得ている。しかしながらこれらの膜での古典的な拡散実験においてはグルコース拡散は極めて小さい。これらのポリウレタン層がグルコース拡散を許容する能力は膜として適用した時のこれらの材料中の微小クラック又は微小穴のためであると信じられる。
均一膜で酸素欠乏問題を回避するために、Allenらは、親水性及び疎水性領域の両方を有する２つの均一な膜を開発した。米国特許第5,284,140号において、彼らはアクリル酸システムを記載し、米国特許第5,322,063号においては彼らはポリウレタンシステムを記載する。その膜の両方は、酸素及びグルコース透過性の制限された制御を誘導する分子中に親水性及び疎水性成分を有する。
安定で高感度の酵素バイオセンサーへの鍵は、センサー出力が関心の被検体によってのみ制限され、いずれかの共通基質又は拡散のような速度論的に制御されたパラメータによって制限されてはならないことである。バイオセンサーの出力電流（等式２）を最大にするために、反応表面において酸素が過剰であることを維持しながら、酸素拡散は可能な限り大きくあるべきである。皮下組織中のＯ2の通常濃度は極めて低いので、Ｏ2拡散係数を最大にすることが要求される。
先に言及される文献に記載される膜システムは、バイオセンサーの作用電極へのグルコース拡散の量を削減することにより酸素欠乏問題を回避しようとするだけである。皮下又は静脈内移植のいずれかのための適切な大きさの典型的なバイオセンサーからの信号の大きさは生理的なグルコース及びＯ2濃度で典型的には１〜10nAである。このレベルの電流は測定用の精巧な電子部品を要求する。酸素輸送量及び相伴うグルコース輸送量の増加は信号を増加させ、（ある程度までは）制御及び記録電子部品の複雑さを減少させるであろう。しかしながら、酸素量を増加させると同じにグルコース量を制限する膜は、より優れた性能とシグナルの増加との両方を導くだろう。
従って、バイオセンサーの外部ポリマー膜に役立つポリマーについての必要性がある。膜が、物理的安定性及び強度、基質への接着剤、製造性（合理的な量で合理的な価格で合成／製造される能力）、生物適合性、レーザー切断（又は特定の他の大規模処理方法）により切断される能力、並びにセンサー上に置かれる酵素との適合性を有することが必要とされる。本発明はこれらの必要性を満たし、他の関連する利点を供する。
発明の概要
本発明の均一なポリマー組成物は、少くとも１つのジイソシアネート、少くとも１の親水性ジオール又はジアミン、及び少くとも１のシリコーン材料の反応生成物から作製される。本組成物は、少くとも１の短鎖脂肪族ジアミン及び／又はジオールも含む。このポリマー組成物はバイオセンサーに用いるための外部生物適合性膜として役立つ。これにより形成された膜は、酸素透過度の増加及び被検体（例えばグルコース）透過度の減少を許容する。それらは外部ポリマー膜のための必要な特性も有する。
本発明の他の特徴及び利点は、実施例により本発明の原理を詳説する添付の図面を伴う以下のより詳細な記載から明らかになるであろう。
図面の簡単な記載
添付の図面は本発明を詳訳する。
図１は、ウレタン結合を作るためのジイソシアネートとジオールとの重合反応、及び尿素結合を作るためのジイソシアネートとジアミンとの反応を示す。
図２は、本発明のポリマー組成物中の第１の構成物として用いられる典型的なジイソシアネートを示す。
図３は、本発明のポリマー組成物中の第２の構成物として用いられる典型的なシリコーンを示す。
図４は、本発明のポリマー組成物中の第３の構成物として用いられる典型的な長鎖親水性ジオール及びジアミンを示す。
図５は、本発明のポリマー組成物中に用いることができる典型的な短鎖脂肪族ジオール及びジアミンを示す。
図６は、本発明の典型的なポリ尿素組成物の赤外スペクトルを示す。
図７Ａは、本発明の典型的なポリマーで覆われた電極を有する典型的なグルコースセンサーの概略頂面図である。
図７Ｂは、酵素及びポリマー組成物の層で覆われた作用電極の横断面図である。
図８は、時間を基準としての種々のグルコース溶液におけるセンサー出力を示すグラフである。
好ましい実施形態の詳細な記載
好ましい実施形態において、センサーのために供される膜は、２つの異なるタイプの結合及び構成物を単一ポリマー内に組み込む。ポリマーのタイプはポリウレタンポリ尿素である。重合の化学を簡略的に図１に示す。図１に示される反応は、ウレタン結合を作るためのジイソシアネートとジオールとの反応、及び尿素結合を作るためのジアミンとの同じイソシアネートの反応を示す。他の実施形態において、ポリマーは、用いられる個々の構成物により、尿素又はウレタン結合のいずれも含み得る。
本発明に記載されるポリマー組成物は、３又は４の個々の構成物から合成される。付着させるための基本的構築ブロックは、典型的には、図２に示されるジイソシアネートである。これらは本発明の膜のために好ましいジイソシアネートであるが、最終的なポリマーから毒性モノマー全てを除去するための適切な注意が払われるなら、芳香族ジイソシアネートを用いることができる。
最終的な膜ポリマーのために２つの他の構成物が用いられる。第１のものは、優れたＯ2透過性を有するシリコーン材料（シロキサン）である。これらはH2O透過性を有さないのでいずれのグルコース拡散も許容しない。反応性末端基を有するポリジメチルシロキサンポリマーがポリマーの好ましい構成物である。図３はバイオセンサー膜内に組み込まれるいくつかの潜在的なシロキサンを示す。
ポリウレタン／ポリ尿素ポリマー組成物の他の構成物は、ポリマーに水透過性を組み込む長鎖親水性ジオール又はジアミンである。いくつかの水透過性ジオール及びジアミンが本膜に用いられ、これは図４に示される。これらは、ポリエチレングリコール(PEG）又はポリプロピレングリコール(PPG）様のジオール、及び同じタイプのジアミンを含む。もちろん、当業者は多くの他のジオール又はジアミンを置換することができることを認める。
予備的データにおいて、用いたジオールは極めて親水性で優れたH2O輸送を導くPEG400又はPEG600である。ジアミンのために、シリコーン材料を用いることができる。もちろん、シリコーン材料はなおジオールであり得るであろうが、安定なジオール末端シリコーンは直ちに手に入らない。
シリコーンは優れたＯ2輸送を有し、他方ジオールはH2O輸送、従ってグルコース透過性を制御するよう調整することができる。シリコーンの使用は５倍、Ｏ2輸送を容易に増加させ、なお５倍、最大グルコース透過性を増加させることができる。作製されたバイオセンサーは速度論的に制限されるので、センサーにより発生する電流の正確な増加量を予測することは難しい。
それは、ポリマーに物理的強度を与えるがその基本的グルコース透過性を増加させないであろう短鎖ジオール又はジアミンを組み込むためにポリウレタン材料を合成する場合に時々、必要である。これらの場合、図５に示されるジオール及びジアミンが用いられる。他の短鎖脂肪族ジアミン及びジオールは、当業者により容易に置換され得よう。
シロキサンは優れた酸素透過性を有し、グルコース透過性を有さず、短鎖ジオール及びジアミンは、グルコース透過性を有さずに相当な酸素透過性を有し、そして長鎖ジオール及びジアミンは優れたグルコース透過性及び優れた酸素透過性を有するので、最終的なポリマーは、グルコース透過性に対する酸素透過性の特定の比率に容易に調整することができる。その比率は正確なグルコースセンサーの作動のための最も重要な変数であるが、個々の拡散係数の大きさはセンサーにより形成される最終的な電流を決定し、電流が高いほど電子部品が簡易になるので、拡散係数の大きさも重要である。
いずれかの溶液で、又はバルク重合により、重合を行った。全ての場合、一方で等モル量のジイソシアネートを、他方でジオール＋ジアミン＋短鎖脂肪族ジオール又はジアミンを用いる。ジメチルホルモアミド(DMF）又はテトラヒドロフラン(THF）のいずれでも溶液重合を行った。
水はジイソシアネートと反応し、最適であるよりも短い鎖のポリマーを導き得るので、全ての溶媒、反応物及びガラス製品ができる限り乾燥しているのを確実にするために注意を払った。短鎖及び長鎖ジオール並びに長鎖ジアミンを、トルエンからの共沸蒸留により乾燥させた。脂肪族ジアミンを分子ふるいから蒸留した。適切にCaH又は分子ふるいから蒸留により乾燥させた。反応物を集めた後、それらを導入する前にガラス製品を火炎乾燥した。ジイソシアネート及びシロキサンを、分子ふるいで受容したもの又は保存されたものとして用いた。
触媒はないが、好ましい実施形態においてのジブチルチンビス（２−エチルヘキサノエート）を少量加えてポリウレタン／ポリ尿素の重合を行うことができる。バルク重合は通常約50℃で開始し、全ての構成物を一緒に混合した時にフラスコ内で約95℃への発熱反応が観察された。最初の発熱反応の後、約４時間、温度は60℃〜80℃に維持した。
75℃までしか上昇しない発熱反応で同様に溶液重合を行った。12時間、50℃〜75℃の間で溶液重合を行った。
重合を完了した後、その反応混合物を大容量（５リッター以上）の迅速に撹拌されるDI（脱イオン）水に移した。水中に沈殿したポリマーを小さな断片に切断し、50℃で一定重量となるまで乾燥させた。
当業者がより十分に本発明を理解するように、以下の実施例を記載する。これらの実施例は詳説する目的のためだけに供され、添付の請求の範囲に記載なれないなら、限定を表すものとして考慮されるべきでない。全ての部及び割合（％）は、他に指示がなければ重量に基づく。
実施例１
バルク重合
4.44グラム（30mmol，100mol％）の分子ふるいを通して乾燥させたイソホロンジイソシアネートを窒素パージ線及び還流冷却器を備えた100ml丸底フラスコに移した。トルエン蒸留により乾燥した2.40グラム（4mmol，20mol％）のPEG600、トルエン蒸留により乾燥した1.06グラム（10mmol，50mol％）のジエチレングリコール及び15グラム（6mmol，30mol％）のアミノプロピル末端ポリジメチルシロキサンMW2500をフラスコに加えた。50℃となるまで、加熱用マントルによる加熱を開始した。この時に、約15mgのジブチルチンビス（２−エチルヘキサノエート）をフラスコに加え、温度を約95℃まで上昇させた。その溶液を連続的に撹拌した。次にその溶液を４時間、65℃に加熱し、ここでこの間、次第に粘性になった。そのポリマーを50mlの熱いTHF中に溶かし、その溶液を冷却した。冷却した後、全溶液の撹拌中のDI水５リッターに注いだ。沈殿したポリマーを小さな断片に分けて、一定重量となるまで50℃で乾燥させた。
実施例２
溶液重合
1.34グラム（8mmol，100mol％）の乾燥１，６ヘキサメチレンジイソシアネートを、乾燥THF 20mlを含む100ml ３つ首フラスコに加えた。0.8グラム（4mmol，50mol％）の乾燥PEG200を撹拌しながら加えた。10グラム（4mmol，50mol％）のアミノプロピル末端ポリジメチルシロキサンMW2500を加えた。50℃になるまで加熱用マントルでの加熱を開始した。この時、約15mgのジブチルチンビス（２−エチルヘキサノエート）をフラスコに加え、温度を約83℃に上昇させた。その混合物を12時間、70℃に加熱し、冷却した。加熱の間、溶液は機械撹拌器を止めるのに十分に極めて粘性になった。その冷却した溶液を３リッターの迅速に撹拌されるDI水に注ぎ、沈殿したポリマーをDI水で３回洗浄し、小さな断片に分けて、一定重量となるまで50℃で乾燥させた。
テスト目的のための膜をいくつかの方法で作った。いくつかの場合、平行アームGardnerナイフを用いて、THF又はDMF／CH2Cl2（２／98容量％）からガラスプレートにキャストした。乾燥フィルムを除去して十分に水和し、マイクロメーターでそれらの厚さを測定した。他の場合は、フィルムを、周知の厚さのろ過膜上に溶液からキャスティングした。膜材料がろ過膜の孔を完全に満たすこと及びろ過媒体の厚さは膜の厚さであることが以下に報告される測定結果において仮定される。
予想される帯域を示す実施例２の生成物の赤外スペクトルを図６に示す。
水の取込み量を重力測定で測定した。拡散係数を、37±0.2℃における標準透過性セル（Crown Glass. Co.）中の拡散のフィックの第１法則を用いて測定した。拡散の数学的計算は本文献の範囲を超えるが、簡単に概説する。
Flux＝−Ｄdc／dxが基本的な拡散等式である。ここで、Ｄは溶質及び拡散する材料の両方の物理特性である拡散係数である。換言すれば、Ｄは分子又はポリマーの特性でなく、系の特性であるので、その系は文脈中に記載されるべき測定について十分に記載される必要がある。dc／dxは、膜の厚さdxで割った濃度勾配dcである。マイナス記号は、単に拡散がより低い濃度の領域に向かうことを意味する。量のバランスが考慮されるなら、拡散のフィックの第２法則は、dc／dt＝Ｄd2c／dx2となり得る。ディリクレ(Dirichlet）境界条件を仮定することにより、この等式はラプラス変換技術を用いて解くことができる。
酸素拡散係数を、ゴム製ガスケットで２つのガラスセル(Crown Glass）間に膜を固定することにより測定した。両方のセルをリン酸緩衝塩類溶液(PBS）（0.1Ｍ NaCl，0.05Ｍリン酸pH7.4)で満たした。１つのセルを部屋の空気で満たし、一方の側をHPLCグレードのHeで満たした。酸素電極(Microelectrodes）を各々のセル内においた。酸素電極の出力をマイクロコンピューター制御のデータ捕捉システムにつなぎ、両方のセルからの酸素濃度を時間の関数として記録した。
一方をPBS中400mg／dlグルコース溶液で満たし、他方をグルコースを含まないPBSで満たした他は同様にグルコース拡散係数を得た。膜の両側上のグルコースの濃度を、平衡になるまで５分間隔でYSIグルコース分析器で測定した。
濃度対時間の曲線をマイクロコンピューターに入力し、全体の曲線を用いて拡散係数を計算した。曲線適合は、全体に、0.95より優れた相関係数（Ｒ2）を有した。
次の表１は、上述の方法により調製された種々のポリマーについての結果のいくつかを示す。
0003819427.tif 000004
表２は、先に列記されるポリマーの物理及び化学特性のいくつかを示す。
0003819427.tif 000005
上述の番号３として同定されたポリマーから作られた膜は、優れた機械特性並びに適切な酸素及びグルコース拡散性を有する。この膜をテストするために、参照数字10により添付の図面の図７Ａに一般に示される原型のグルコースセンサーを作製した。センサー10は、ポリマーシート19上に置かれた標準電極12、作用電極14、及び対電極16を含む。一連の結合パッド18でセンサー10は完成する。図７Ｂに示す通り、作用電極14は酵素グルコースオキシダーゼの層20で覆われ、電極全体はTHF中５重量％のポリマーの溶液から２回、浸漬被覆することによりポリマーの層22で被覆した。センサーを市販のポテンショスタット(BAS Instruments）（不図示）に接続し、作用電極と標準電極との間に＋0.6ボルトの電位で作動した。
グルコース応答を図８に示す。図８に見られるように、電極システムの応答は、生理的グルコース範囲にわたって直線状であり、このことは局所的Ｏ2濃度とは相対的に独立していることを示唆する。テストした全ての他のポリマーは、図８における番号３として示されるポリマーと同様な挙動を示し、バイオセンサーの適用のための膜として許容される。本発明の原理は、グルコースセンサーのための膜の作製に用いることができるが、本発明はそれに限定されない。実際、本発明による膜は、大数の被検体の検出に用いることができる。
本発明の特定の実施形態が詳説する目的のために詳細に記載されているが、本発明の要旨及び範囲から離れることなく種々の改良を行うことができる。従って、本発明は添付の請求の範囲以外で限定されるべきでない。
【図１】
0003819427.tif 000006
【図２】
0003819427.tif 000007
【図３】
0003819427.tif 000008
【図４】
0003819427.tif 000009
【図５】
0003819427.tif 000010
【図６】
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【図７Ａ】
0003819427.tif 000012
【図７Ｂ】
0003819427.tif 000013
【図８】
0003819427.tif 000014