CN107664658A - 电极及制造方法、酶/葡萄糖传感器及生物成分测定装置 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及电极及制造方法、酶/葡萄糖传感器及生物成分测定装置。本发明提供一种能抑制干扰物质的影响并更灵敏地检出过氧化氢的新手段。在用作酶传感器20的工作电极30的过氧化氢电极100中，在基板21上设置含粒子和用来稳固所述粒子的稳固物质的中间层101，在中间层101上设置电极层107。以此，采用过氧化氢电极100的话，即使施加不易受生物内部所存在的干扰物质干扰的电压也能高灵敏度地检出过氧化氢。

Description

电极及制造方法、酶/葡萄糖传感器及生物成分测定装置
技术领域
本发明涉及一种用于检测过氧化氢的电极及其制造方法、酶传感器、葡萄糖传感器及生物内部成分测定装置。
背景技术
血液、尿等体液中所含的生物内部成分——如葡萄糖和尿酸分别是糖尿病和痛风的指标。要早期发现这些疾病就要求人们能精确检出生物内部成分。
日本专利公报特开昭63-241347号上公开了一种技术，用具有用于检出过氧化氢的过氧化氢电极的酶传感器检出体液中的葡萄糖。如图15所示，特开昭63-241347号公报中所记述的酶传感器500是在基板501上形成导电性薄膜电极层502，在导电性薄膜电极层502表面设置过氧化氢选择性透过膜503。此过氧化氢选择性透过膜503表面设置固定了葡萄糖氧化酶的酶固定化层504。体液中的葡萄糖在固定于酶固定化层504的葡萄糖氧化酶的存在下与氧反应，产生过氧化氢。产生的过氧化氢透过过氧化氢选择性透过膜503并在导电性薄膜电极层502电解，产生电流。测定此电流值来定量葡萄糖量。
已知用这种酶传感器定量葡萄糖量时，施加过氧化氢电解所需电压，则体液中所含抗坏血酸等还原性物质也在电极层电解。抗坏血酸等一旦在电极层电解就会产生电流，因此难以正确测定只由过氧化氢引起的电流值，葡萄糖的检出精度可能下降。因此，特开昭63-241347号公报中所记述的酶传感器500为抑制抗坏血酸等干扰物质在导电性薄膜电极层502电解而在导电性薄膜电极层502表面设置过氧化氢选择性透过膜503，由此选择性地只让酶反应所产生的过氧化氢透过至导电性薄膜电极层502一侧。
发明内容
发明要解决的技术问题
然而，使用特开昭63-241347号公报中所记述的酶传感器500时，很难让葡萄糖所产生的过氧化氢全部透过过氧化氢选择性透过膜503，只有部分过氧化氢透过过氧化氢选择性透过膜503，故难以用电流值精确定量葡萄糖量。
人们希望能减少干扰物质的影响，更灵敏地检出过氧化氢。
解决技术问题的技术手段
本发明第一技术方案涉及的电极具有：中间层，其配置于基板上且包含粒子和用于稳固该粒子的稳固物质；电极层，其配置于中间层上并用于检出过氧化氢。本发明人发现，就算不在电极层上设置过氧化氢选择性透过膜，通过在基板和电极层之间设置包含粒子和稳固物质的中间层也能抑制干扰物质的影响并在电极层高灵敏度地检出过氧化氢。具体而言，本发明人发现，施加生物内部存在的干扰物质在电极层不会电解的低电压时，也能在电极层电解过氧化氢，高灵敏度地检出所产生的电流。因此，本发明第一技术方案涉及的电极能够施加干扰物质在电极层不电解的低电压并检出只由过氧化氢引起的电流，因此电极层上可不设过氧化氢选择性透过膜，从而能够防止到达电极层的过氧化氢的量减少。因此，采用本发明第一技术方案涉及的电极能够抑制干扰物质的影响，灵敏度更高地检出过氧化氢。另外，在本说明书中，所谓“粒子”指微小的球体、纳米粒子、微米粒子或微珠等处于硬化状态的粒子。“粒子”也可以是半硬化状态的粒子。所谓“稳固物质”指能够使粒子分散并稳固在基板与电极层之间的物质。“稳固物质”也可以是亲水性高分子物质、疏水性高分子物质等。所谓“中间层”指配置于基板上且设置在基板与电极层之间的层。中间层的表面也可以设置用于接合电极层的接合层。“电极层”是金、铂等金属薄膜所形成的层。电极层具有电解过氧化氢并接收所产生的电子的功能。
在中间层，宜层叠含粒子的层和含稳固物质的层。本发明人发现，此时过氧化氢电极的强度会得到提高。
粒子可以是纳米粒子或微米粒子。粒子也可以是多孔粒子。粒子的形状可以是球状，也可以是非球状。非球状中包括圆柱状、棱柱状、板状等。
稳固物质可以是亲水性高分子物质。在本说明书中，所谓“亲水性高分子物质”指水溶性高分子化合物或非水溶性但通过静电相互作用或氢键与水分子相互作用的高分子化合物。亲水性高分子物质宜是聚乙烯醇。聚乙烯醇对粒子显示出高接合性。因此，用具有此种结构的过氧化氢电极能够提高过氧化氢电极的强度。
本发明第二技术方案涉及的酶传感器具有：基板、配置在基板上的上述电极、以及固定在电极表面上的氧化酶。酶传感器用于测定在氧化酶这种酶的作用下产生过氧化氢作为产物的物质等。采用本发明第二技术方案涉及的酶传感器时，因为其有上述电极，所以即使施加不易受到生物内部的存在的干扰物质干扰的电压，也能高灵敏度地检出过氧化氢引起的电流。因此，本发明第二技术方案涉及的酶传感器能够高灵敏度地检出在氧化酶的作用下生成过氧化氢的作为产物生物内部成分。
本发明第三技术方案涉及的葡萄糖传感器具有：基板、配置在基板上的上述电极、固定在电极表面上的葡萄糖氧化酶。葡萄糖传感器用于基于葡萄糖引起的过氧化氢测定葡萄糖。采用本发明第三技术方案涉及的葡萄糖传感器时，因为其具有上述电极，因此即使施加不易受到生物内部存在的干扰物质干扰的电压，也能高灵敏度地检出过氧化氢引起的电流。因此，本发明第三技术方案涉及的葡萄糖传感器能够抑制干扰物质的影响，高灵敏度地检出葡萄糖。
本发明第四技术方案涉及的生物内部成分测定装置具有：检出部件，其用于获取从生物抽出的体液中所含的作为测定对象的生物内部成分的量的相关成分信息；分析部件，其用于根据成分信息获取作为测定对象的生物内部成分的量的相关分析值；其中，检出部件包括：包括上述电极和固定在电极表面上的氧化酶的工作电极、对电极。生物内部成分测定装置用于测定在氧化酶作用下产生过氧化氢的作为产物的生物内部成分等。本发明第四技术方案涉及的生物内部成分测定装置包括具有上述电极的工作电极，因此能够高灵敏地检出生物内部成分所产生的过氧化氢引起的电流。因此，采用本发明第四技术方案涉及的生物内部成分测定装置能够抑制干扰物质的影响，提高生物内部成分的检出灵敏度。
本发明第五技术方案涉及的电极的制造方法包括：（A）在基板的一表面上形成包含粒子和用于稳固该粒子的稳固物质的中间层的步骤；（B）在中间层的表面上形成电极层的步骤。本发明第五技术方案涉及的电极的制造方法采用了在基板上形成中间层并在形成的中间层表面上形成电极层的操作，因此能够获得达到上述作用效果的电极。
在步骤（A），宜在基板的一表面上形成含稳固物质的层后再形成含粒子的层。如此就能获得强度更高的电极。
发明效果
本发明能够提供一种能抑制干扰物质影响并能更灵敏地检出过氧化氢的新技术手段及其用途。
附图说明
图1为过氧化氢电极的截面示意图；
图2为过氧化氢电极的截面示意图；
图3为含过氧化氢电极的酶传感器的平面示意图；
图4为生物内部成分测定装置一例的斜视图；
图5为生物内部成分测定装置的平面示意图；
图6为生物内部成分测定装置的侧面示意图；
图7为过氧化氢电极的制造步骤的流程图；
图8（A）为用实施例1的葡萄糖传感器时葡萄糖检出灵敏度与所施加电压的关系图，（B）为用实施例1的葡萄糖传感器时的对乙酰氨基酚检出灵敏度与所施加电压的关系图；
图9（A）为用比较例1的葡萄糖传感器时葡萄糖的检出灵敏度与所施加电压的关系图，（B）为用比较例1的葡萄糖传感器时的对乙酰氨基酚检出灵敏度与所施加电压的关系图；
图10（A）为用比较例2的葡萄糖传感器时的葡萄糖检出灵敏度与所施加电压的关系图，（B）为用比较例2的葡萄糖传感器时的对乙酰氨基酚的干扰率与所施加电压的关系图，（C）为用比较例2的葡萄糖传感器时抗坏血酸的干扰率与所施加电压的关系图；
图11（A）为用实施例2和比较例2的葡萄糖传感器时葡萄糖的检出灵敏度与所施加电压的关系图，（B）为用实施例2和比较例2的葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚的干扰率与所施加电压的关系图；
图12（A）为用实施例3和比较例2的葡萄糖传感器时葡萄糖的检出灵敏度与所施加电压的关系图，（B）为用实施例3和比较例2的葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚的干扰率与所施加电压的关系图，（C）为用实施例3和比较例2的葡萄糖传感器时抗坏血酸的干扰率与所施加电压的关系图；
图13（A）为用实施例4和比较例2的葡萄糖传感器时葡萄糖的检出灵敏度与所施加电压的关系图，（B）为用实施例4和比较例2的葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚的干扰率与所施加电压的关系图，（C）为用实施例4和比较例2的葡萄糖传感器时抗坏血酸的干扰率与所施加电压的关系图；
图14（A）为实验编号1的电极基板的工作电极表面的用作附图的照片，（B）为实验编号2的电极基板的工作电极表面的用作附图的照片，（C）为在实验例2（3）获得的对照用电极基板的工作电极表面的用作附图的照片；
图15为传统的酶传感器的截面示意图。
具体实施方式
（用语说明）
在本说明书中，如“X～Y”一类的用端点表示的数值范围包括各范围内包含的所有数值和有理数及所记述的端点。
所谓“微创组织液抽取技术”指的是以轻微的创伤从受检者抽取组织液的技术。微创组织液抽取技术通过穿刺器具等在生物皮肤形成微孔，促进组织液的抽取。从微孔抽取的组织液用凝胶等抽取媒介回收。
所谓“生物内部成分”指生物，例如从受检者抽取的体液中所含成分。生物内部成分例如有葡萄糖、尿酸、乳酸、半乳糖等，但无特别限定。体液如有组织液、血液等，无特别限定。
（过氧化氢电极）
下面参照附图就过氧化氢电极进行说明。如图1所示，过氧化氢电极100设置于基板21上。过氧化氢电极100包括中间层101、接合层105、电极层107。过氧化氢电极100通过一定方式，例如在电极层107的表面固定氧化酶的方式、让含有氧化酶的凝胶等与电极层107表面接触的方式等，就能用作在有氧化酶存在的情况下检出生物内部成分产生的过氧化氢的电极。使凝胶与电极层107表面接触的情况下，能够用过氧化氢电极100检出抽取到凝胶中的生物内部成分产生的过氧化氢。
中间层101设于基板21上。中间层101表面通过接合层105设置了电极层107。中间层101包含作为稳固物质的亲水性高分子物质以及粒子。
本发明人发现，制作一种在基板21和电极层107之间包含中间层101的过氧化氢电极100的话，即使施加生物内存在的干扰物质不易在电极层107电解的低电压时，也能高灵敏度地检出过氧化氢。关于此效果，随后将与实施例一起阐述。
亲水性高分子物质例如可列举出：聚乙烯醇、羧甲基纤维素、甲基纤维素、纤维素醚、聚氧化乙烯、聚氧化丙烯、聚乙烯基吡咯烷酮、聚丙烯酸钠、淀粉、聚丙烯酰胺及上述物质的衍生物等，无特别限定。在这些亲水性高分子物质中，聚乙烯醇因与粒子的接合性高而宜采用。在此情况下能够提高过氧化氢电极的强度。
粒子的形状可以是球状也可以是非球状。非球状包括圆柱状、棱柱状和板状等。粒子如有纳米粒子、微米粒子、多孔材质构成的粒子等，无特别限定。所谓“纳米粒子”通常指平均粒径为1～500nm的粒子。所谓“微米粒子”指平均粒径为0.5～100µm的粒子。在本说明书中，平均粒径是用电子显微镜直接观察粒子并用电子显微镜内置标尺测量所得到的值。具体而言，粒子如有聚苯乙烯微珠、丙烯酸微珠、二氧化硅粒子、氧化铝粒子、氧化锌粒子、氧化铱粒子、氧化铟（In2O3）粒子、二氧化钛粒子、介孔氧化硅、介孔硅酸铝、上述物质的混合物等，无特别限定。粒子宜是非导电性粒子。从不受干扰物质影响地高灵敏度检出葡萄糖的角度来说，粒子的平均粒径以0.001µm以上为宜，0.005µm以上更好，0.01µm以上更佳，出于同样的考虑，粒子的平均粒径以10µm以下为宜，5µm以下更好，2µm以下更佳。
中间层101可以具有图2（A）所示单层结构，也可以具有图2（B）所示双层结构。图2（A）所示单层102是粒子112分散在亲水性高分子物质111中的结构。图2（B）所示双层结构由含亲水性高分子物质111的第一中间层103、设于第一中间层103上的含有粒子112的第二中间层104构成。从提高过氧化氢电极100强度的角度来说，中间层101宜采用图2（B）所示双层结构。
中间层101的厚度无特别限定，只要在不影响电极层107的导电性的范围内即可。关于中间层101的厚度，通常情况下，从将粒子牢固接合、固定在基板上的角度来说，以0.001µm以上为宜，0.01µm以上更好，从防止电极层从基板剥离的角度来说，以100µm以下为宜，50µm以下更好，30µm以下更佳。
当中间层101为双层结构时，第一中间层103的厚度和第二中间层104的厚度只要在上述中间层101的厚度范围内即可。此时，从粒子接合性的角度来看，一般情况下，第一中间层103的厚度以0.001µm以上为宜，0.01µm以上更好，从与基板剥离的角度来看，其以1000µm以下为宜，100µm以下更佳。在第二中间层104，粒子可以在第二中间层104的厚度方向堆叠，也可以不堆叠。当粒子不在第二中间层104的厚度方向堆叠时，第二中间层104的厚度通常与粒子粒径为同等程度。当粒子在第二中间层104的厚度方向堆叠时，第二中间层104的厚度通常与厚度方向堆叠的粒子数乘以粒径所得厚度值为同等程度。
通常情况下，从高灵敏度检出过氧化氢的角度来说，粒子112在中间层101的密度以9×104个/mm2以上为佳，2×105个/mm2以上更佳，从降低生产成本的角度来说，以9×109个/mm2以下为佳，1×109个/mm2以下更佳。
接合层105是用于接合中间层101和电极层107的层。构成接合层105的材料无特别限定，比如可以是钛。接合层105的厚度只要足以接合中间层101和电极层107即可。从使电极层牢固地紧密接合在基板上的角度来说，接合层105的厚度以0.001µm以上为宜，0.005µm以上更佳，考虑到在确保接合性的同时还需要降低生产成本的话，以0.03µm以下为宜，0.02µm以下更佳。
电极层107与由葡萄糖产生的过氧化氢之间进行电子交换。电极层107的厚度无特别限定，只要能保持导电性即可。从导电性的角度来看，电极层107的厚度一般以0.01µm以上为宜，0.05µm以上更佳，从降低生产成本的角度来说，以0.5µm以下为宜，0.3µm以下更佳。
在本实施方式中，过氧化氢电极100的形状为圆形。过氧化氢电极100的形状也可以是圆形以外的其他形状。过氧化氢电极100的形状无特别限定，比如可以是矩形、多边形等。
（酶传感器的结构）
上述过氧化氢电极100可以用作酶传感器电极，该酶传感器电极用来检出在氧化酶的作用下产生过氧化氢作为酶产物的物质。下面参照附图就酶传感器进行说明。以下以能够检出从受检者抽取的组织液中所含葡萄糖的利用的葡萄糖传感器为例进行说明。
如图3所示，酶传感器20包括基板21、工作电极30、对电极40、参比电极50、电极导线71、72、73。工作电极30、对电极40、参比电极50、电极导线71、72和73均设置在基板21的一表面。
基板21呈矩形。基板21的形状也可以是多边形和圆形等，无特别限定。
构成基板21的材料为至少不影响工作电极30、对电极40和参比电极50的导电性的绝缘材料。构成基板21的材料无特别限定，比如可以是聚乙烯醇、聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚对苯二甲酸丁二醇酯、聚萘二甲酸乙二醇酯、聚萘二甲酸丁二醇酯等聚酯类树脂；聚酰亚胺；玻璃环氧树脂；玻璃；陶瓷等。基板21的厚度可根据酶传感器的用途等适当决定。
工作电极30如图3所示地配置于基板21表面的一侧。工作电极30与电极导线71连接。电极导线71从工作电极30向基板21的另一侧延伸，具体而言是向图3中基板21下侧延伸。
返回图1，工作电极30包括形成在基板21一表面的过氧化氢电极100，以及含有葡萄糖氧化酶的酶层110。酶层110设置于过氧化氢电极100表面上。
酶层110设置于过氧化氢电极100中电极层107的表面。在本实施方式中，酶层110含有葡萄糖氧化酶。葡萄糖氧化酶是将葡萄糖用作底物的、生成过氧化氢的酶。作为葡萄糖氧化酶的供应源的生物无特别限定。将葡萄糖氧化酶在酶层110的量换算成涂在电极层上的溶液中的葡萄糖氧化酶GOD有效量，则通常来说，从葡萄糖检出灵敏度的角度考虑，其数值以0.01U/µL以上为宜，0.1U/µL以上更佳。另外，从成本角度考虑，其数值以100U/µL以下为宜，50U/µL以下更佳。
工作电极30与体液接触。当体液中含有葡萄糖时，如图1所示，工作电极30的酶层110中所存在的葡萄糖氧化酶将葡萄糖氧化。通过葡萄糖的氧化生成过氧化氢和葡糖酸。生成的过氧化氢在工作电极30的过氧化氢电极100的电极层107上被电解。电极层107含有导电材料。用于电极层107的导电材料无特别限定，如有铂、金等金属材料等。利用酶传感器20就能根据随着过氧化氢的电解产生的电流检出体液中所含葡萄糖。
对电极40的配置位置比工作电极30靠外侧，具体而言，在图3中其配置于基板21表面的工作电极30的上侧。对电极40与电极导线72连接。电极导线72从对电极40向基板21的另一侧延伸，具体而言，在图3中向基板21下侧延伸。对电极40包括含导电材料的电极层。对电极40中用于电极层的导电材料无特别限定，如有铂、金等金属材料等。对电极40的电极层厚度可根据酶传感器的用途等适当决定。对电极40也可以与过氧化氢电极100结构相同。
在图3中，参比电极50隔着工作电极30配置在与对电极40相对的位置。参比电极50与电极导线73连接。电极导线73从参比电极50向基板21的另一侧延伸，具体而言在图3中向基板21下侧延伸。参比电极50包括含导电材料的电极层。导电材料无特别限定，如有铂、金、银、铜、碳、钯、铬、铝、镍等金属、含有这些金属中的至少其中之一的合金、以及这些金属的氯化物等金属卤化物等。参比电极无特别限定，具体来说可以是银-氯化银电极等。参比电极50中的电极层厚度可根据测定装置10的用途等适当决定。酶传感器20也可不含参比电极50。此时，对电极40可兼作参比电极50，但要视对电极40所用导电材料的种类和对电极40的厚度等。测定较大电流时，从防止电压下降的影响和稳定施加于工作电极30的电压的角度来说，酶传感器20宜包含参比电极50。
电极导线71、电极导线72和电极导线73在基板21的另一侧相互并列配置，具体而言在图3中基板21下侧部分相互并列配置。
（酶传感器的变形例）
在酶传感器20中，也可以使用对作为底物的物质作用并由此生成过氧化氢的其他酶来取代工作电极30的酶层110中所含的葡萄糖氧化酶。含有其他酶的酶传感器20能够检出葡萄糖以外的物质。酶无特别限定，比如有乳酸氧化酶、半乳糖氧化酶、胆固醇氧化酶等。
（生物内部成分测定装置）
包含上述过氧化氢电极100的酶传感器20可以用作旨在测定在酶的作用下产生过氧化氢作为酶产物的生物内部成分的量的生物内部成分测定装置的酶传感器。关于生物内部成分测定装置（以下也称“测定装置”）将参照附图进行说明。如图4～图6所示，测定装置10具有显示部件11、存储部件12、分析部件13、检出部件14、电源15、作为用户的受检者操作测定装置10时使用的操作按钮16。如图4所示，使用测定装置10时，在设置部件14a放置酶传感器20和存放有从受检者抽取的组织液的收集构件300。
收集构件300是用于存放用微创组织液抽取技术从受检者抽取的组织液的构件。收集构件300包括能够存放组织液的抽取媒介、以及用于支撑抽取媒介且具有粘着层的支撑构件。收集构件300能够通过粘着层安装在受检者的皮肤上。抽取媒介无特别限定，比如为聚乙烯醇凝胶等凝胶等物质。采用含凝胶的收集构件300时，能够通过凝胶所具有的吸湿性从生物皮肤抽取组织液。
在图5和图6上，显示部件11具有显示分析部件13的测定结果和存储部件12存储的数据等的功能。存储部件12具有保存过去的数据的功能、临时保存测定结果的功能。分析部件13具有以下功能：根据检出部件14输出的信息算出组织液中的作为测定对象的生物内部成分的浓度，具体而言即葡萄糖的浓度。检出部件14包括设置部件14a、电路14b和电流表14c。设置部件14a是一个能够收纳酶传感器20的凹形的凹部。电路14b包括在设置部件14a内露出的无图示的三个端子。电路14b通过三个端子与酶传感器20连接。电路14b还与电流表14c连接。电流表14c具有测定在酶传感器20产生并流过电路14b中的电流的功能。操作按钮16用于进行操作，如切换显示部件11的显示等。
除了组织液以外，测定装置10也可以用于获取血液以及其他体液中所含生物内部成分的量的相关成分信息。此外，在测定装置10，也可以直接向酶传感器20的工作电极30表面供应体液。此时，可以将工作电极30表面作为体液接收部件使用。此外，也可以将酶传感器20直接植入受检者皮下，不必抽取体液就能连续获取生物内部成分的量的相关成分信息。
使用测定装置10时，可以运用包括以下步骤的方法等来测定体液所含生物内部成分的量。（I）将酶传感器20放入测定装置10的设置部件14a的步骤，（II）将体液供应到设置部件14a内的酶传感器20的工作电极30上的步骤，（III）以酶传感器20的参比电极50为基准向工作电极30施加一定电压的步骤，（IV）测定工作电极30与对电极40之间流经的电流的步骤，（V）根据所测定的电流算出体液所含生物内部成分的量的步骤。
在步骤（III），向工作电极30施加的电压可以根据生物内部成分的种类、测定生物内部成分量的目的等适当决定。当生物内部成分为葡萄糖时，从抑制干扰物质的干扰、高灵敏度地测定葡萄糖的量的角度来说，向工作电极30施加的电压宜在0.25～0.35V。
在步骤（IV），电流的测定方法无特别限定，例如可采用计时安培分析法等。
在步骤（V），计算体液中所含生物内部成分的量时，可以使用一种根据用已知量的生物内部成分的量的标准液得到的电流值预先绘制的电流值标准曲线等。当生物内部成分是葡萄糖时，可以同时测定钠离子、钾离子等生物内部所含其他成分，计算就葡萄糖获得的信号和就葡萄糖以外的生物内部成分获得的信号之比，由此计算出体液中所含葡萄糖的量。
（过氧化氢电极的制造方法）
过氧化氢电极100可以通过包括以下（A）、（B）步骤的制造方法制得：（A）在基板21的一表面上形成含亲水性高分子物质111和粒子112的中间层101的步骤；（B）在中间层101表面上形成电极层107的步骤。以下参照附图说明制造方法的步骤。图7中的步骤S1对应着所述步骤（A）。图7中的步骤S2和步骤S3对应着所述步骤（B）。
在步骤S1，在基板21的一表面上形成中间层101。中间层101可以通过与中间层101的结构相应的方法形成。
中间层101为图2（A）所示单层结构时，首先在基板21的一表面上滴下含亲水性高分子物质111和粒子112的混合溶液。滴下的混合溶液的量、亲水性高分子物质111在混合溶液中的浓度及粒子112在混合溶液的浓度可根据中间层101的厚度等适当决定。亲水性高分子物质111在混合溶液中的浓度一般以1～50%（质量百分比）为宜，3～30 %（质量百分比）更好，3～20%（质量百分比）更佳。粒子112在混合溶液中的浓度一般以0.1～100%（质量百分比）为宜，0.5～50%（质量百分比）更好，0.5～30%（质量百分比）更佳。然后，用旋转涂敷仪旋转基板21，除去多余的液体。以此在基板21上形成含亲水性高分子物质111和粒子112的涂膜。旋转涂敷仪作用于基板21的转数及时间可根据中间层101的厚度等适当决定。接着，加热基板21，使涂膜干燥。以此形成含亲水性高分子物质111和粒子112的单层102，即中间层101。
中间层101为图2（B）所示双层结构时，在基板的一表面上滴下含亲水性高分子物质111的溶液于基板21的一表面上。滴下的溶液量和亲水性高分子物质111在溶液中的浓度可根据第一中间层103的厚度等适当决定。亲水性高分子物质111在溶液中的浓度一般以1～50%（质量百分比）为宜，3～30%（质量百分比）更好，3～20%（质量百分比）更佳。然后用旋转涂敷仪旋转基板21，除去多余的液体。以此在基板21上形成含亲水性高分子物质111的涂膜。然后，加热基板21，使涂膜干燥。以此形成含亲水性高分子物质111的第一中间层103。接着，在基板21的一表面上滴下含粒子112的溶液。滴下的溶液量和粒子112在溶液中的浓度可根据第二中间层104的厚度等适当决定。粒子112在溶液中的浓度一般以0.1～100%（质量百分比）为宜，0.5～50%（质量百分比）更好，0.5～30%（质量百分比）更佳。然后用旋转涂敷仪旋转基板21，除去多余的液体。以此在基板21上形成含粒子112的涂膜。然后，加热基板21，使涂膜干燥。以此形成含粒子112的第二中间层104。具有双层结构的中间层101的形成方法无特别限定，除上述方法外还可使用其他方法，如将形成第一中间层103后的基板21的第一中间层103浸入含粒子112的溶液中等的方法。
返回图7，在步骤S2，在中间层101表面形成接合层105。当接合层105是钛层时，接合层105的形成方法比如有溅镀法、真空蒸镀法、非电解镀法、电镀法等，无特别限定。
然后，在步骤S3，在接合层105表面形成电极层107。电极层107的形成方法比如有溅镀法、真空蒸镀法、非电解镀法、电镀法等，无特别限定。
（酶传感器的制造方法）
可以通过在过氧化氢电极100的电极层107表面固定酶来形成酶层110，由此来制造酶传感器20。比如可通过以下方法等将酶固定到电极层107表面。方法（a-1）：在过氧化氢电极100的电极层107表面涂布含酶的溶液的方法；方法（a-2）：将过氧化氢电极100的电极层107表面浸入含酶的溶液中的方法；方法（a-3）：向过氧化氢电极100的电极层107表面导入官能基并通过此官能基固定酶的方法。
实施例
缩略语说明
PET：聚对苯二甲酸乙二醇酯
PBS：磷酸盐缓冲生理盐水
PVA：聚乙烯醇
PS：聚苯乙烯
表1显示了实施例和比较例的葡萄糖传感器结构、以及被发现有影响的干扰物质。
【表1】
（实施例1）
以下通过实施例1和比较例1、2说明，在干扰物质存在的情况下，有无氧化铝水合物粒子和亲水性高分子物质的混合层的中间层对检出葡萄糖的影响。在实施例1中，中间层使用的是氧化铝水合物粒子和亲水性高分子物质的混合层。
（1） 形成中间层
将氧化铝水合物粒子（平均粒径：100nm）100g、部分皂化PVA15g、以及硅烷化改性PVA2g添加到加热到95℃的离子交换水614g中，进行搅拌，获得含粒子的液体。
将获得的含粒子的液体0.3g涂布于作为基板的PET制膜（长：3cm，宽：3cm，厚：75µm）的一表面。用旋转涂敷仪以750rpm旋转涂有含粒子的液体的PET制膜10秒，以此除去多余的液体，形成涂膜。然后，将有涂膜的PET制膜在110℃下加热3分钟，以此将含有作为亲水性高分子物质的PVA和氧化铝水合物粒子的中间层（表1的“混合层”）固定在膜上。
（2）电极层的形成
在实施例1（1）获得的中间层上用溅镀法形成钛层（厚：约5nm）。然后，用溅镀法在钛层上形成含铂的工作电极用电极层（直径：8mm，厚：约100nm）和含铂的对电极用电极层（厚：约100nm），以得到图3所示图形。为得到图3所示图形，在钛层上涂布银/氯化银浆,通过干燥形成由银/氯化银构成的参比电极。如上获得电极基板。
（3）酶层的形成
在实施例1（2）获得的电极基板的工作电极上滴下酶溶液[含0.25%（质量百分比）戊二醛、42.984mg/dL牛血清白蛋白、1.5225U/mL葡萄糖氧化酶、0.5U/mL变旋酶的PBS溶液]10µL。保持相对湿度30%、温度25℃的环境下静置电极基板，由此干燥酶溶液。以此在工作电极上形成酶层，获得葡萄糖传感器。
（4）葡萄糖溶液和对乙酰氨基酚溶液的制备
将葡萄糖标准液（希森美康（株）制，商品名：葡萄糖标准液（日语名称：グルコース標準液））用PBS稀释，以此获得葡萄糖浓度为0.05mg/dL、0.2mg/dL或0.8mg/dL的葡萄糖溶液。用PBS稀释对乙酰氨基酚，由此获得对乙酰氨基酚浓度为0.0025mg/dL、0.01mg/dL、或0.04mg/dL的对乙酰氨基酚溶液。
（5） 水凝胶的制备
用照射剂量为25kGr的电子束照射PVA水溶液A[成分：12%（w/w）PVA、2%（w/w）氯化钾和86%（w/w）水]，以此获得PVA的水凝胶。
（6）电化学测定
将实施例1（5）获得的水凝胶贴附到流动室内。放置实施例1（3）获得的葡萄糖传感器并使之接触流动室内的水凝胶。用流动室的夹具固定水凝胶和葡萄糖传感器。使用注射泵使PBS流入流动室内，以此通过水凝胶使葡萄糖传感器与PBS接触。
将葡萄糖传感器与稳压器（BAS（株）制，商品名：ALS832b）连接。以参比电极为标准，向葡萄糖传感器的工作电极施加电压。用计时安培分析法测定工作电极和对电极之间流经的电流。
（7）评价葡萄糖检出灵敏度的电压依赖性
实施例1（6）的电化学测定中，在电流值稳定后，使PBS、0.05mg/dL葡萄糖溶液、0.2mg/dL葡萄糖溶液、0.8mg/dL葡萄糖溶液和PBS按照在该处表述中出现的先后顺序以0.5mL/min的流量用时10分钟在流动室内流过，测定电流值。自各浓度葡萄糖溶液开始流动起经过400秒的时刻为起点，将在其后200秒间所测定的电流值的平均值作为各浓度葡萄糖溶液相应的电流值。
改变施加于工作电极的电压为0.25V、0.3V、0.4V或0.5V，以评价葡萄糖检出灵敏度对所施加电压的依赖性。按式（I）求出葡萄糖检出灵敏度：
[葡萄糖检出灵敏度]=葡萄糖浓度变化时的电流值变化量/葡萄糖浓度的变化量 （I）。
使用实施例1葡萄糖传感器时葡萄糖检出灵敏度与施加电压的关系如图8（A）所示。
（8）评价对乙酰氨基酚检出灵敏度对所施加电压的依赖性
实施例1（6）的电化学测定中，在电流值稳定后，使PBS、0.0025mg/dL对乙酰氨基酚溶液、0.01mg/dL对乙酰氨基酚溶液、0.04mg/dL对乙酰氨基酚溶液、以及PBS按照在该处表述中出现的先后顺序以0.5mL/min的流量用时10分钟在流动室内流动，测定电流值。自各浓度对乙酰氨基酚溶液开始流动起经过400秒的时刻为起点，在其后200秒间测定的电流值的平均值被作为各浓度对乙酰氨基酚溶液相应的电流值。
改变施加到工作电极的电压为0.25V、0.3V、0.4V或0.5V，以评价对乙酰氨基酚的检出灵敏度对所施加电压的依赖性。按式（II）求出对乙酰氨基酚的检出灵敏度：
[对乙酰氨基酚的检出灵敏度]=对乙酰氨基酚浓度变化时的电流值变化量/对乙酰氨基酚浓度的变化量 （II）。
使用实施例1葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚的检出灵敏度与所施加电压的关系如图8（B）所示。
（9）结果
从图8（A）所示结果得知，葡萄糖的检出灵敏度是恒定的，不依赖于对工作电极施加的电压。另一方面，从图8（B）所示结果得知，对乙酰氨基酚的检出灵敏度依赖于对工作电极施加的电压。从这些结果可以看出，只要降低对工作电极施加的电压就能在不受对乙酰氨基酚的干扰或妨碍地、高灵敏度地检出葡萄糖。
（比较例1）（1）电极层的形成
在作为基板的PET制膜（长：3cm，宽：3cm，厚：75µm）上用溅镀法形成钛层（厚：约5nm）。然后，为得到图3所示图形，在钛层上用溅镀法形成含铂的工作电极用电极层（直径：8mm，厚：约100nm）和含铂的对电极用电极层（厚：约100nm）。此外，为得到图3所示图形，在钛层上涂布银/氯化银浆，通过干燥形成由银/氯化银构成的参比电极，以此获得电极基板。
（2）酶层的形成
除了使用比较例1（1）获得的电极基板外，通过与实施例1（3）同样的操作获得葡萄糖传感器。
（3）电化学测定
除了使用比较例1（2）获得的葡萄糖传感器外，通过与实施例1（6）一样的操作进行了电化学测定。
（4）评价葡萄糖的检出灵敏度对所施加电压的依赖性
使用在比较例1（3）进行电化学测定时的电流值稳定后的葡萄糖传感器，除此之外，通过与实施例1（7）同样的操作对葡萄糖的检出灵敏度对所施加电压的依赖性进行了评价。
使用比较例1葡萄糖传感器时的葡萄糖的检出灵敏度与施加的电压的关系如图9（A）所示。
（5）评价对乙酰氨基酚的检出灵敏度对所施加电压的依赖性
使用了在比较例1（3）进行电化学测定时电流值稳定后的葡萄糖传感器，除此之外，通过与实施例1（8）同样的操作对对乙酰氨基酚的检出灵敏度对所施加电压的依赖性进行了评价。
使用比较例1的葡萄糖传感器时的对乙酰氨基酚的检出灵敏度与所施加电压的关系如图9（B）所示。
（6）结果
从图9（A）所示结果得知，葡萄糖的检出灵敏度在施加于电极的电压增大时增强，在施加于电极的电压降低时下降。由此得知，要高灵敏度地检出葡萄糖就要增大施加的电压。此外，从图9（B）所示结果得知，对乙酰氨基酚的检出灵敏度也像葡萄糖的检出灵敏度那样依赖于施加到电极的电压。由此结果可以知道，当为了高灵敏度地检出葡萄糖而增大所施加电压时就会受到对乙酰氨基酚的干扰。因此可以了解到，采用比较例1的葡萄糖传感器的话，无法不受对乙酰氨基酚等干扰物质的影响而高灵敏度地检出葡萄糖。实施例1的葡萄糖传感器和比较例1的葡萄糖传感器在有无中间层这点上有所不同。由此结果可以看出，采用实施例1的葡萄糖传感器时，因为其有中间层，所以能够不受对乙酰氨基酚等干扰物质的影响而高灵敏度地检出葡萄糖。
（比较例2）（1）电极层的形成
钛层的厚度约为10nm，且含铂的电极层厚度约为200nm，除此之外，进行与比较例1（1）相同的操作，获得电极基板。
（2）酶层的形成
使用在比较例2（1）获得的电极基板，除此之外，进行与实施例1（3）同样的操作，获得葡萄糖传感器。
（3）葡萄糖溶液和试验溶液的制备
用PBS稀释葡萄糖标准液，由此获得葡萄糖浓度为0.05mg/dL、0.1mg/dL、0.2mg/dL或0.8mg/dL的葡萄糖溶液。将对乙酰氨基酚溶解于0.1mg/dL葡萄糖溶液中且使其浓度为0.1mg/dL，以此获得含有对乙酰氨基酚的试验溶液。将抗坏血酸溶解于0.1mg/dL葡萄糖溶液中并使其浓度为0.1mg/dL，以此获得含有抗坏血酸的试验溶液。
（4）电化学测定
将在比较例2（2）获得的葡萄糖传感器与稳压器[BAS（株）制，商品名：ALS832b]连接。然后在葡萄糖传感器上滴下PBS400µL。然后，以参比电极为标准，向葡萄糖传感器的工作电极施加电压。用计时安培分析法测定工作电极和对电极之间流经的电流。
（5）评价葡萄糖检出灵敏度对所施加电压的依赖性
比较例2（4）的电化学测定中，在电流值稳定后，将PBS400µL、0.05mg/dL葡萄糖溶液400µL、0.2mg/dL葡萄糖溶液400µL、0.8mg/dL葡萄糖溶液400µL、PBS400µL按照在该处表述中出现的先后顺序滴下至葡萄糖传感器，在180秒中测定电流值。自各浓度葡萄糖溶液滴下起经过150秒的时刻为起点，在其后30秒间测定的电流值的平均值被作为各浓度葡萄糖溶液的电流值。
改变施加于工作电极的电压为0.12V、0.2V、0.3V、0.4V、0.5V或0.6V，以评价葡萄糖的检出灵敏度对所施加电压的依赖性。按式（I）求出葡萄糖的检出灵敏度。
使用比较例2葡萄糖传感器时的葡萄糖检出灵敏度与所施加电压的关系如图10（A）所示。
（6）对干扰物质的影响的评价
比较例2（4）的电化学测定中，在电流值稳定后，将PBS400µL、0.1mg/dL葡萄糖溶液400µL、PBS400µL、含有对乙酰氨基酚的试验溶液400µL、PBS400µL、含抗坏血酸的试验溶液400µL和PBS400µL按照在该处表述中出现的先后顺序滴下至葡萄糖传感器上，在180秒中测定电流值。自各溶液滴下起经过150秒的时刻为起点，在其后的30秒间测定的电流值的平均值被作为各溶液的电流值。
改变施加到工作电极的电压为0.12V、0.2V、0.3V、0.4V、0.5V或0.6V，以评价干扰物质的影响。
对乙酰氨基酚的干扰率按以下式（III）求得：
[对乙酰氨基酚的干扰率]=100×（[含有对乙酰氨基酚的试验溶液的电流值]-[0.1mg/dL葡萄糖溶液的电流值]）/[0.1mg/dL葡萄糖溶液的电流值] （III）。
此外，抗坏血酸的干扰率按以下式（IV）求得：
[抗坏血酸的干扰率]=100×（[含抗坏血酸的试验溶液的电流值]- [0.1mg/dL葡萄糖溶液的电流值]）/[0.1mg/dL葡萄糖溶液的电流值] （IV）。
使用比较例2葡萄糖传感器时，对乙酰氨基酚的干扰率与所施加电压的关系如图10（B）所示，使用比较例2葡萄糖传感器时抗坏血酸的干扰率与所施加电压的关系如图10（C）所示。
（7）结果
从图10（A）所示结果得知，葡萄糖的检出灵敏度会因施加于电极的电压的增大而增强，且会因加于电极的电压降低而下降。此外，从图10（B）和（C）所示结果得知，为了高灵敏度地检出葡萄糖而增大所施加的电压时会受到对乙酰氨基酚和抗坏血酸的干扰。因此可以了解到，采用比较例2的葡萄糖传感器时无法不受干扰物质的影响而高灵敏度地检出葡萄糖。实施例1的葡萄糖传感器和比较例2的葡萄糖传感器在有无中间层这点上有所不同。由此结果可以看出，采用实施例1的葡萄糖传感器的话，因为其有中间层，所以能够不受对乙酰氨基酚等干扰物质的影响而高灵敏度地检出葡萄糖。
（实施例2）
以下通过实施例2和比较例2研究了有无中间层在存在干扰物质的情况下对检出葡萄糖的影响。实施例2中，中间层使用的是含PS制微珠的层和含亲水性高分子物质的层构成的双层中间层。
（1）第一中间层的形成
一边搅拌一边将PVA2.5g溶解在加热到95℃的离子交换水50g中，获得PVA水溶液B。将所得PVA水溶液B500µL涂布于作为基板的PET制膜（长：3cm，宽：3cm，厚：75µm）的一表面。用旋转涂敷仪以750rpm旋转涂有PVA水溶液的PET制膜10秒钟，以此除去多余的液体，形成涂膜。然后，将有涂膜的PET制膜在110℃加热3分钟，以此将含有PVA作为亲水性高分子物质的第一中间层固定在膜上。以此获得有第一中间层的中间基板A。
（2）第二中间层的形成
在实施例2（1）获得的中间基板A的第一中间层上滴下含有PS制微珠的溶液[PS制微珠的平均粒径：500nm，Thermo Fisher Scientific公司制，商品名：5050A]500µL。用旋转涂敷仪以300rpm旋转滴有含PS制微珠的溶液的中间基板A10秒钟，以此除去多余的液体。然后，将中间基板A在110℃加热3分钟，以此将含PS制微珠的第二中间层固定在第一中间层上。以此获得具有带第二中间层的工作电极的中间基板B。
（3）电极层的形成
使用在实施例2（2）获得的中间基板B、使钛层厚度约为10nm、工作电极用电极层厚度约为200nm、对电极用电极层厚度约为200nm，除此之外，进行与实施例1（2）同样的操作，获得电极基板。
（4）酶层的形成
使用在实施例2（3）获得的电极基板，除此之外，进行与实施例1（3）同样的操作，获得葡萄糖传感器。
（5）电化学测定
使用在实施例2（4）获得的葡萄糖传感器，除此之外，进行与比较例2（4）同样的操作，测定工作电极与对电极之间流经的电流。
（6）评价葡萄糖检出灵敏度对所施加电压的依赖性
使用实施例2（5）的电化学测定中电流值稳定后的葡萄糖传感器，改变施加到工作电极的电压为0.05V或0.1V，除此之外，进行与比较例2（5）同样的操作，评价施加低电压时葡萄糖的检出灵敏度对所施加电压的依赖性。
使用实施例2和比较例2的葡萄糖传感器时葡萄糖的检出灵敏度与所施加电压的关系见图11（A）。图中，十字交叉线（“╳”）表示用实施例2的葡萄糖传感器时葡萄糖检出灵敏度与所施加电压的关系的验证结果，白圈表示用比较例2葡萄糖传感器时葡萄糖检出灵敏度与所施加电压的关系的验证结果。
（7）评价干扰物质的影响
实施例2（5）的电化学测定中，电流值稳定后，将PBS400µL、0.1mg/dL葡萄糖溶液400µL、PBS400µL、含对乙酰氨基酚的试验溶液400µL、PBS400µL按照在该处表述中出现的前后顺序滴在葡萄糖传感器上，测定180秒电流值。自各溶液滴下起经过150秒所到达的时刻为起点，在其后30秒间测定的电流值的平均值被作为各溶液的电流值。
改变施加到工作电极的电压为0.05V或0.1V，以评价施加低电压时对乙酰氨基酚的影响。按式（III）求出对乙酰氨基酚的干扰率。按式（IV）求出抗坏血酸的干扰率。
使用实施例2和比较例2葡萄糖传感器时，对乙酰氨基酚的干扰率与施加电压的关系如图11（B）所示。图中，十字交叉线表示使用实施例2葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚干扰率与所施加电压的关系的验证结果，白圈表示使用比较例2葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚干扰率与所施加电压的关系的验证结果。
（8）结果
从图11（A）所示结果得知，当对工作电极施加的电压在0.25V以下时，使用实施例2葡萄糖传感器时葡萄糖的检出灵敏度比使用比较例2葡萄糖传感器时的葡萄糖检出灵敏度高。另外，从图11（B）所示结果得知，当对工作电极施加的电压在0.25V以下时，使用实施例2葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚的干扰率相对于使用比较例2葡萄糖传感器时的对乙酰氨基酚的干扰率来说在同等程度以下。
实施例2葡萄糖传感器的工作电极在基板和电极层之间包括含PS制微珠的中间层。与此相对，比较例2的葡萄糖传感器没有中间层。由此看出，葡萄糖传感器的工作电极在基板和电极层之间有含粒子的中间层的话，通过施加不易受对乙酰氨基酚等干扰物质干扰的电压就能够在不受干扰物质干扰的情况下高灵敏度地检出葡萄糖。
（实施例3）
下面通过实施例3和比较例2验证在干扰物质存在的情况下有无中间层对检出葡萄糖的影响。实施例3中，中间层使用的是含介孔氧化硅的层和含亲水性高分子物质的层所构成的双层中间层。
（1）第一中间层的形成
进行与实施例2（1）相同的操作，获得有第一中间层的中间基板A。
（2）第二中间层的形成
在实施例3（1）获得的中间基板A的第一中间层上滴下含1%（w/w）介孔氧化硅的水溶液[sigma-aldrich公司制，商品名：MCM-41]500µL。用旋转涂敷仪以300rpm旋转滴有含介孔氧化硅的溶液的中间基板A10秒钟，以此除去多余的液体。然后，将中间基板A在110℃加热3分钟，以此将含介孔氧化硅的第二中间层固定在第一中间层上。以此获得具有第二中间层的中间基板B。
（3）电极层的形成
使用在实施例3（2）获得的中间基板B，除此之外，进行与实施例1（2）同样的操作，获得电极基板。
（4）酶层的形成
使用在实施例3（3）获得的电极基板，除此之外，进行与实施例1（3）同样的操作，获得葡萄糖传感器。
（5）电化学测定
使用在实施例3（4）获得的葡萄糖传感器，除此之外，进行与比较例2（4）同样的操作，测定工作电极与对电极之间流经的电流。
（6）评价葡萄糖检出灵敏度对所施加电压的依赖性
使用实施例3（5）的电化学测定中电流值稳定后的葡萄糖传感器，改变施加于工作电极的电压为0.18V、0.25V、0.35V或0.45V，除此之外，进行与比较例2（5）同样的操作，评价葡萄糖检出灵敏度对所施加电压的依赖性。
使用实施例3和比较例2的葡萄糖传感器时葡萄糖检出灵敏度与所施加电压的关系见图12（A）。图中，十字交叉线表示使用实施例3葡萄糖传感器时的葡萄糖检出灵敏度与所施加电压的关系的验证结果，白圈表示使用比较例2葡萄糖传感器时的葡萄糖检出灵敏度与所施加电压的关系的验证结果。
（7）干扰物质的影响的评价
使用实施例3（5）的电化学测定中电流值稳定后的葡萄糖传感器，改变施加到工作电极的电压为0.18V、0.25V、0.35V或0.45V，除此之外，进行与比较例2（6）同样的操作，评价对乙酰氨基酚的影响及抗坏血酸的影响。
使用实施例3和比较例2的葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚的干扰率与施加电压的关系如图12（B）所示。图中，十字交叉线表示使用实施例3葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚干扰率与所施加电压的关系的验证结果，白圈表示使用比较例2葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚的干扰率与所施加电压的关系的验证结果。使用实施例3和比较例2葡萄糖传感器时抗坏血酸的干扰率与施加电压的关系如图12（C）所示。图中，十字交叉线表示使用实施例3葡萄糖传感器时抗坏血酸的干扰率与所施加电压的关系的验证结果，白圈表示使用比较例2葡萄糖传感器时抗坏血酸的干扰率与所施加电压的关系的验证结果。
（8）结果
从图12（A）所示结果得知，当所施加的电压在0.4V以下时，使用实施例3葡萄糖传感器时葡萄糖的检出灵敏度比使用比较例2葡萄糖传感器时的葡萄糖检出灵敏度高。另外，从图12（B）所示结果得知，当施加的电压在0.4V以下时，使用实施例3葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚的干扰率相对于使用比较例2葡萄糖传感器时的对乙酰氨基酚的干扰率来说在同等程度以下。此外，从图12（C）所示结果得知，当施加的电压在0.4V以下时，使用实施例3葡萄糖传感器时抗坏血酸的干扰率相对于使用比较例2葡萄糖传感器时的抗坏血酸的干扰率来说在同等程度以下。
实施例3葡萄糖传感器的工作电极在基板和电极层之间包括中间层，该中间层含多孔质材料所构成的粒子即介孔氧化硅，由此取代了实施例1和2的葡萄糖传感器所用的粒子。与此相对，比较例2的葡萄糖传感器没有中间层。这些结果可以看出，葡萄糖传感器的工作电极在基板和电极层之间包括含多孔体的中间层的话，通过施加不易受对乙酰氨基酚和抗坏血酸等干扰物质干扰的电压就能在不受干扰物质干扰的情况下高灵敏度地检出葡萄糖。
（实施例4）
下面通过实施例4和比较例2验证在干扰物质存在的情况下有无中间层对检出葡萄糖的影响。实施例4中，中间层使用的是：含平均粒径比实施例2所用PS制微珠大的PS制微珠的层和含亲水性高分子物质的层所构成的双层中间层。
（1）第一中间层的形成
进行与实施例2（1）相同的操作，获得有第一中间层的中间基板A。
（2）第二中间层的形成
使用实施例4（1）获得的中间基板A，使用含PS制微珠的溶液[PS制微珠的平均粒径：1.5µm，Thermo Fisher Scientific制，商品名：5153A]，除此之外，进行与实施例2（2）同样的操作，获得含有第二中间层的中间基板B。
（3）电极层的形成
使用在实施例4（2）获得的中间基板B，除此之外，进行与实施例2（3）同样的操作，获得电极基板。
（4）酶层的形成
使用在实施例4（3）获得的电极基板，除此之外，进行与实施例1（3）同样的操作，获得葡萄糖传感器。
（5）电化学测定
使用在实施例4（4）获得的葡萄糖传感器，除此之外，进行与比较例2（4）同样的操作，测定工作电极与对电极之间流经的电流。
（6）评价葡萄糖检出灵敏度对所施加电压的依赖性
使用实施例4（5）的电化学测定中电流值稳定后的葡萄糖传感器，改变施加到工作电极的电压为0.2V或0.25V，除此之外，进行与比较例2（5）同样的操作，评价葡萄糖检出灵敏度对所施加电压的依赖性。
使用实施例4和比较例2的葡萄糖传感器时葡萄糖检出灵敏度与所施加电压的关系见图13（A）。图中，十字交叉线表示使用实施例4葡萄糖传感器时葡萄糖的检出灵敏度与所施加电压的关系的验证结果，白圈表示使用比较例2葡萄糖传感器时葡萄糖的检出灵敏度与所施加电压的关系的验证结果。
（7）干扰物质影响的评价
使用实施例4（5）的电化学测定中电流值稳定后的葡萄糖传感器，改变施加到工作电极的电压为0.2V或0.25V，除此之外，进行与比较例2（6）同样的操作，评价对乙酰氨基酚的影响及抗坏血酸的影响。
使用实施例4和比较例2的葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚的干扰率与施加电压的关系如图13（B）所示。图中，十字交叉线表示使用实施例4葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚的干扰率与所施加电压的关系的验证结果，白圈表示使用比较例2葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚的干扰率与所施加电压的关系的验证结果。使用实施例4和比较例2葡萄糖传感器时抗坏血酸的干扰率与所施加电压的关系如图13（C）所示。图中，十字交叉线表示使用实施例4葡萄糖传感器时抗坏血酸的干扰率与所施加电压的关系的验证结果，白圈表示使用比较例2葡萄糖传感器时抗坏血酸干扰率与所施加电压的关系的验证结果。
（8）结果
从图13（A）所示结果得知，施加的电压在0.4V以下时，使用实施例4葡萄糖传感器时的葡萄糖检出灵敏度和使用比较例2的葡萄糖传感器时同样地要高于使用比较例2葡萄糖传感器时的葡萄糖检出灵敏度。另外，从图13（B）所示结果得知，当所施加的电压在0.4V以下时，使用实施例4葡萄糖传感器时的对乙酰氨基酚的干扰率相较于使用比较例2葡萄糖传感器时的对乙酰氨基酚的干扰率来说在同等程度以下。此外，从图13（C）所示结果得知，当所施加的电压在0.4V以下时，使用实施例4葡萄糖传感器时抗坏血酸的干扰率相较于使用比较例2葡萄糖传感器时的抗坏血酸的干扰率来说在同等程度以下。
实施例4葡萄糖传感器与实施例2的葡萄糖传感器同样地，工作电极在基板和电极层之间包括含PS制微珠的中间层。与此相对，比较例2的葡萄糖传感器没有中间层。由此可以看出，葡萄糖传感器的工作电极在基板和电极层之间包括含粒子的中间层时，施加不易受对乙酰氨基酚和抗坏血酸等干扰物质干扰的电压就能够在不受干扰物质干扰的情况下高灵敏度地检出葡萄糖。
（比较例3）
在比较例3中验证了使用仅含PS制微珠的层时对干扰物质存在下的葡萄糖检出的影响。
（1）在粒子层的形成基板即PET制膜（长：3cm，宽：3cm，厚：75µm）的一表面滴下含有PS制微珠的溶液[PS制微珠的平均粒径：500nm，Thermo Fisher Scientific制，商品名：5050A]500µL。用旋转涂敷仪以300rpm旋转滴有含有PS制微珠的溶液的膜10秒钟，除去多余的液体。然后，将膜在110℃加热3分钟，以此将含PS制微珠的粒子层固定在膜上。
（2）电极层的形成
在比较例3（1）形成的粒子层上用溅镀法形成钛层（厚：约10nm）。然后，为得到图3所示图形，用溅镀法在钛层上形成含铂的工作电极用电极层（直径：8mm，厚：约200nm）和含铂的对电极用电极层（厚：约200nm）。另外，为得到图3所示图形，在钛层上涂布银/氯化银浆并干燥，由此形成由银/氯化银构成的参比电极。以此获得电极基板。
（3）电化学测定
使用在比较例3（2）获得的电极基板，除此之外，进行与比较例2（4）同样的操作，测定工作电极与对电极之间流经的电流。
（4）结果
在比较例3获得的电极中，滴下PBS后对电极施加电压，则电极层和粒子层剥离，最终未能进行电化学测定。由此得知，只是在基板和电极层之间设置含粒子的层的话是无法进行电化学测定的。实施例4的葡萄糖传感器和比较例3的葡萄糖传感器在基板和电极间有无亲水性高分子物质这点上是不同的。由此结果得知，使用实施例4的葡萄糖传感器的话，因为具有含亲水性高分子物质和粒子的中间层，因此能够在不受对乙酰氨基酚等干扰物质影响的情况下高灵敏度地检出葡萄糖。
（比较例4）
下面，比较例4验证了使用仅含亲水性高分子物质的层对干扰物质存在下的葡萄糖检出的影响。
（1）亲水性高分子物质层的形成
在作为基板的PET制膜（长：3cm，宽：3cm，厚：75µm）的一表面涂布PVA水溶液B500µL。用旋转涂敷仪以750rpm旋转涂有PVA水溶液的PET制膜10秒钟，以此除去多余的液体，形成涂膜。然后，将有涂膜的PET制膜在110℃加热3分钟，以此将含亲水性高分子物质PVA的亲水性高分子物质层固定在膜上。
（2）电极层的形成
在比较例4（1）形成的亲水性高分子物质层上用溅镀法形成钛层（厚：约5nm）。然后，为得到图3所示图形，用溅镀法在钛层上形成含铂的工作电极用电极层（直径：8mm，厚：约100nm）和含铂的对电极用电极层（厚：约200nm）。另外，为得到图3所示图形，在钛层上涂布银/氯化银浆并干燥，由此形成由银/氯化银构成的参比电极。以此获得电极基板。
（3）酶层的形成
使用比较例4（2）获得的电极基板，除此之外，进行与实施例1（3）同样的操作，获得葡萄糖传感器。
（4）电化学测定
使用在比较例4（3）获得的葡萄糖传感器，除此之外，进行与比较例2（4）同样的操作，测定工作电极与对电极之间流经的电流。
（5）评价葡萄糖检出灵敏度对所施加电压的依赖性
使用比较例4（4）的电化学测定中电流值稳定后的葡萄糖传感器，除此之外，进行与比较例2（5）同样的操作，评价葡萄糖检出灵敏度对所施加电压的依赖性。
（6）结果
关于比较例4获得的葡萄糖传感器，以银/氯化银参比电极为标准，对工作电极施加的电压为0.3V时，葡萄糖检出灵敏度为32nA/mg/dL。因此可以知道，比较例4获得的葡萄糖传感器的葡萄糖检出灵敏度大大低于实施例2~4或比较例2获得的葡萄糖传感器的葡萄糖的检出灵敏度。另外，关于比较例4获得的葡萄糖传感器，在使用葡萄糖传感器时，电极层逐渐剥落。由此得知，比较例4获得的葡萄糖传感器的电极很不牢固。实施例4的葡萄糖传感器和比较例4的葡萄糖传感器在基板与电极之间有无粒子这点上不同。由此结果可以得知，使用实施例4的葡萄糖传感器的话，因其具有含亲水性高分子物质和粒子的中间层，因此其能够不受对乙酰氨基酚等干扰物质的影响而高灵敏度地检出葡萄糖。
（实验例1）（1）第一中间层的形成
在作为基板的PET制膜（长：3cm，宽：3cm，厚：75µm）的一表面涂布PVA水溶液B500µL。用旋转涂敷仪边将转数从0rpm变为300rpm边旋转涂有PVA水溶液的PET制膜10秒钟，另外，变将转数从750rpm变到0rpm边旋转涂有PVA水溶液的PET制膜15秒钟，以此除去多余的液体，形成涂膜。然后，将有涂膜的PET制膜在120℃加热10分钟，以此将含亲水性高分子物质PVA的第一中间层固定在膜上。以此获得有第一中间层的中间基板A。
（2）第二中间层的形成
在实验例1（1）获得的中间基板A的第一中间层上滴下含丙烯酸制微珠的溶液400µL，该溶液含有平均粒径为0.1µm、0.5µm、1.5µm或19µm的丙烯酸制微珠。滴有含丙烯酸微珠的溶液的中间基板A用旋转涂敷仪以300rpm旋转10秒钟，以750rpm旋转15秒，以此除去多余的液体。然后，将中间基板A在120℃加热10分钟，以此将含丙烯酸制微珠的第二中间层固定在第一中间层上。以此获得含有第二中间层的中间基板B。
（3）电极层的形成
使用在实验例1（2）获得的中间基板B，除此之外，进行与实施例2（3）同样的操作，获得电极基板。
（4）酶层的形成
使用在实验例1（3）获得的电极基板，除此之外，进行与实施例1（3）同样的操作，获得葡萄糖传感器。
（5）电化学测定
使用在实验例1（4）获得的葡萄糖传感器，除此之外，进行与比较例2（4）同样的操作，测定工作电极与对电极之间流经的电流。
（6）评价葡萄糖检出灵敏度与粒子平均粒径的关系
使用实验例1（5）的电化学测定中电流值稳定后的葡萄糖传感器，除此之外，进行与比较例2（5）同样的操作，求出葡萄糖检出灵敏度。中间层所用粒子的平均粒径与葡萄糖检出灵敏度的关系的验证结果见表2。
【表2】
（7）结果
从表2所示结果得知，当使用平均粒径为0.1µm、0.5µm或1.5µm的丙烯酸制微珠时，葡萄糖检出灵敏度为271～422nA/mg/dL。与此相对，当使用平均粒径为19µm的丙烯酸制微珠时，葡萄糖检出灵敏度为0.8nA/mg/dL。由上述结果得知，中间层所用粒子的平均粒径以0.001~10µm为宜，0.005～5µm更好，0.01~2µm更佳。
（实验例2）（1）第一中间层的形成
进行与实施例2（1）相同的操作，获得中间基板A。
（2）第二中间层的形成
在实验例2（1）获得的中间基板A的第一中间层上滴下PS制微珠浓度为1.46×1012/mL、3.65×1012/mL或1.46×1013/mL的含PS制微珠的溶液[PS制微珠的平均粒径：500nm，ThermoFisher Scientific制，商品名：5050A]500µL。用旋转涂敷仪以300rpm旋转滴有含PS制微珠的溶液的中间基板A10秒钟，以此除去多余的液体。然后，将除去液体后的中间基板A在110℃加热3分钟，以此将含有PS制微珠作为粒子且粒子密度为8.73×104个/mm2、2.09×105个/mm2或7.96×105个/mm2的第二中间层固定在第一中间层上。以此获得第二中间层中的粒子密度为8.73×104个/mm2、2.09×105个/mm2或7.96×105个/mm2的中间基板B。
此外，在实验例2（1）获得的中间基板A的第一中间层上滴下PS制微珠浓度为1.46×1013/mL的含PS制微珠的溶液[PS制微珠的平均粒径：500nm，Thermo Fisher Scientific制，商品名：5050A]500µL。将滴有含PS制微珠的溶液的中间基板A在110℃加热3分钟，以此将含有PS制微珠作为粒子且粒子密度为8.73×109个/mm2的第二中间层固定在第一中间层上。以此获得第二中间层中的粒子密度为8.73×109个/mm2的中间基板B。
另准备未形成第一中间层和第二中间层的PET制膜，将其作为粒子密度为0的对照基板。
（3）电极层的形成
使用在实验例2（2）获得的中间基板B，除此之外，进行与实施例2（3）同样的操作，获得电极基板。另外，在实验例2（2）获得的对照用中间基板表面与上述同样地形成含铂的工作电极用电极层、含铂的对电极用电极层、以及由银/氯化银构成的参比电极。由此获得对照用的电极基板。
（4）粒子密度的评价
用场发射型扫描电子显微镜[日本电子（株）制，商品名：JSM-7500FT]观察实验例2（3）获得的电极基板和对照用电极基板两者含铂的工作电极用的电极层表面，对固定在基板上的PS制微珠的密度进行评价。其结果显示，获得的是第二中间层的PS制微珠密度为8.73×104个/mm2、2.09×105个/mm2、7.96×105个/mm2或8.73×109个/mm2的电极基板和第二中间层的PS制微珠密度为0的对照用电极基板。
（5）酶层的形成
使用实验例2（3）获得的电极基板，除此之外，进行与实施例1（3）同样的操作，获得对照用的葡萄糖传感器。使用实验例2（3）获得的对照用电极基板，除此之外，进行与实施例1（3）同样的操作，获得对照用的葡萄糖传感器。
（6）电化学测定
使用在实验例2（5）获得的葡萄糖传感器或对照用的葡萄糖传感器，除此之外，进行与比较例2（4）同样的操作，测定工作电极与对电极之间流经的电流。
（7）葡萄糖检出灵敏度与粒子密度的关系之评价
使用实验例2（6）的电化学测定中电流值稳定后的葡萄糖传感器，将施加于工作电极的电压设为0.2V，除此之外，进行与比较例2（5）同样的操作，求出葡萄糖的检出灵敏度。关于葡萄糖检出灵敏度与粒子密度的关系的验证结果如表3所示。
【表3】
（8）干扰物质影响的评价
使用实验例2（6）的电化学测定中电流值稳定后的葡萄糖传感器，将施加于工作电极的电压设为0.2V，除此之外，进行与比较例2（6）同样的操作，就施加低电压时对乙酰氨基酚的影响和施加低电压时抗坏血酸的影响进行了评价。对乙酰氨基酚的干扰率与粒子密度的关系的验证结果见表4，抗坏血酸的干扰率与粒子密度的关系的验证结果见表5。
表4
表5
（9）结果
从表3所示结果得知，使用粒子密度超过0的葡萄糖传感器时葡萄糖的检出灵敏度比使用粒子密度为0的葡萄糖传感器时葡萄糖的检出灵敏度高。从表4所示结果得知，使用粒子密度超过0的葡萄糖传感器时能够降低对乙酰氨基酚的干扰率。与此相对，当使用粒子密度为0的葡萄糖传感器时因噪声而未能测定。从表5所示结果得知，使用粒子密度超过8.73×104的葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚的干扰率比使用粒子密度不到8.73×104的葡萄糖传感器时对乙酰氨基酚的干扰率低。由以上结果说明中间层的粒子密度宜为9×104～9×109个/mm2。
（实验例3）（1）第一中间层的形成
进行与实验例2（1）相同的操作，获得有第一中间层的中间基板A。
（2）第二中间层的形成
在实验例3（1）获得的中间基板A的第一中间层上滴下PS制微珠浓度为1.46×1013/mL的含PS制微珠的溶液[PS制微珠的平均粒径：500nm，Thermo Fisher Scientific制，商品名：5050A]500µL。用旋转涂敷仪以300rpm旋转滴有含PS制微珠的溶液的中间基板A10秒钟，以此除去多余的液体。然后，将除去液体后的中间基板A在110℃加热3分钟。以此将含PS制微珠作为粒子的第二中间层固定在第一中间层上。以此获得第二中间层粒子密度为7.95×105个/mm2的实验编号为1的中间基板B。
此外，在实验例3（1）获得的中间基板A的第一中间层上滴下PS制微珠浓度为1.46×1013/mL的含PS制微珠的溶液[PS制微珠的平均粒径：500nm，Thermo Fisher Scientific制，商品名：5050A]500µL。将滴有含PS制微珠的溶液的中间基板A在110℃加热3分钟。以此将含PS制微珠作为粒子的第二中间层固定在第一中间层上。以此获得第二中间层粒子密度为8.79×109个/mm2的实验编号2的中间基板B。
（3）电极层的形成
使用在实验例3（2）获得的中间基板B，除此之外，进行与实施例2（3）同样的操作，获得第二中间层粒子密度为7.95×105个/mm2的实验编号1的电极基板和第二中间层粒子密度为8.79×109个/mm2的实验编号2的电极基板。
（4）工作电极表面的观察
用电子显微镜分别观察实验编号1的电极基板、实验编号2的电极基板和实验例2（3）获得的对照电极基板的工作电极表面。
在实验例3，观察实验编号1电极基板的工作电极表面的结果如图14（A）所示，观察实验编号2电极基板的工作电极表面的结果如图14（B）所示，观察实验例2（3）获得的对照电极基板的工作电极表面的结果如图14（C）所示。图中，比例尺M为1µm。
（5）结果
由图14所示结果得知，包括含粒子的中间层的工作电极表面（参照图14（A）和（B））与不含粒子的工作电极表面（参照图14（C））相比，铂电极层的凹凸增大。即，由上可知，在基板和电极层之间设含粒子的中间层并由此在工作电极表面形成凹凸，通过该凹凸效果就能不受干扰物质干扰地高灵敏度地检出葡萄糖。
编号说明
10 测定装置
11 显示部件
12 存储部件
13 分析部件
14 检出部件
14a 设置部件
14b 电路
14c 电流表
15 电源
16 操作按钮
20 酶传感器
21 基板
30 工作电极
40 对电极
50 参比电极
71、72、73 电极导线
100 过氧化氢电极
101 中间层
102 单层
103 第一中间层
104 第二中间层
105 接合层
107 电极层
110 酶层
111 亲水性高分子物质
112 粒子
300 收集构件

Claims (13)

1.一种电极，包括：
中间层，配置于基板上，包含粒子和用于稳固所述粒子的稳固物质；
电极层，配置于所述中间层上，用于检出过氧化氢。
2.根据权利要求1所述的电极，其特征在于：
所述电极层含铂。
3.根据权利要求1所述的电极，其特征在于：
在所述中间层中，含所述粒子的层和含所述稳固物质的层是层叠的。
4.根据权利要求1所述的电极，其特征在于：
所述粒子是纳米粒子或微米粒子。
5.根据权利要求1所述的电极，其特征在于：
所述粒子是多孔粒子。
6.根据权利要求1所述的电极，其特征在于：
所述粒子是非导电性粒子。
7.根据权利要求1所述的电极，其特征在于：
所述稳固物质是亲水性高分子物质。
8.根据权利要求7所述的电极，其特征在于：
所述亲水性高分子物质是聚乙烯醇。
9.一种酶传感器，包括：
基板；
配置在所述基板上的如权利要求1所述的电极；以及
固定在所述电极表面上的氧化酶。
10.一种葡萄糖传感器，包括：
基板；
配置在所述基板上的如权利要求1所述的电极；以及
固定在所述电极的表面上的葡萄糖氧化酶。
11.一种生物内部成分测定装置，包括：
检出部件，用于获取关于从生物抽取的体液中所含有的、作为测定对象的生物内部成分的量的成分信息；
分析部件，用于根据所述成分信息获取关于作为所述测定对象的生物内部成分的量的分析值；
其中，所述检出部件包括：含有如权利要求1所述的电极和固定在所述电极的表面上的氧化酶在内的工作电极、以及对电极。
12.一种电极的制造方法，包括以下步骤：
（A）在基板的一表面上形成含有粒子和用于稳固所述粒子的稳固物质的中间层的步骤；
（B）在所述中间层的表面上形成用于检出过氧化氢的电极层的步骤。
13.根据权利要求12所述的制造方法，其特征在于：
在所述步骤（A）中，在所述基板的一表面上形成含所述稳固物质的层后再形成含粒子的层。
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Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11761077B2 (en) * 2018-08-01 2023-09-19 Medtronic Minimed, Inc. Sputtering techniques for biosensors
CN110146567A (zh) * 2018-11-05 2019-08-20 浙江大学山东工业技术研究院 一种基于微球的抗干扰丝网印刷电极

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1326514A (zh) * 1998-11-11 2001-12-12 剑桥传感器有限公司 用于测试小体积的电极条
CN1563969A (zh) * 2004-03-22 2005-01-12 南开大学 生物传感器用的生物酶电极及其制备方法
US20050287035A1 (en) * 1997-06-04 2005-12-29 Bernadette Yon-Hin Electrode strips for testing small volumes
JP2007187479A (ja) * 2006-01-11 2007-07-26 Nec Corp 酵素電極、バイオセンサ、及び酵素電極の製造方法
CN101076601A (zh) * 2004-12-13 2007-11-21 拜尔保健有限公司 用于测量生物液体中的分析物的自我限定大小的组合物和检验设备
US20100285514A1 (en) * 2009-01-27 2010-11-11 Jonathan Clay Claussen Electrochemical biosensor
CN103800040A (zh) * 2009-08-04 2014-05-21 希森美康株式会社 组织液提取用器件、其制造方法以及采用该器件的组织液分析方法

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63241347A (ja) 1987-03-27 1988-10-06 Toyobo Co Ltd 酵素電極
GB9711395D0 (en) * 1997-06-04 1997-07-30 Environmental Sensors Ltd Improvements to electrodes for the measurement of analytes in small samples
JP2004226358A (ja) * 2003-01-27 2004-08-12 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ
JP4696723B2 (ja) * 2005-06-28 2011-06-08 ソニー株式会社 バイオセンサー
JP5219022B2 (ja) * 2007-06-15 2013-06-26 株式会社船井電機新応用技術研究所 酵素電極及び酵素センサ

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20050287035A1 (en) * 1997-06-04 2005-12-29 Bernadette Yon-Hin Electrode strips for testing small volumes
CN1326514A (zh) * 1998-11-11 2001-12-12 剑桥传感器有限公司 用于测试小体积的电极条
CN1563969A (zh) * 2004-03-22 2005-01-12 南开大学 生物传感器用的生物酶电极及其制备方法
CN101076601A (zh) * 2004-12-13 2007-11-21 拜尔保健有限公司 用于测量生物液体中的分析物的自我限定大小的组合物和检验设备
JP2007187479A (ja) * 2006-01-11 2007-07-26 Nec Corp 酵素電極、バイオセンサ、及び酵素電極の製造方法
US20100285514A1 (en) * 2009-01-27 2010-11-11 Jonathan Clay Claussen Electrochemical biosensor
CN103800040A (zh) * 2009-08-04 2014-05-21 希森美康株式会社 组织液提取用器件、其制造方法以及采用该器件的组织液分析方法

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