BG99034A

BG99034A - Акрилови кополимерни мембрани за биосензори

Info

Publication number: BG99034A
Application number: BG99034A
Authority: BG
Inventors: Douglas Allen; Robert Nevin
Original assignee: Eli Lilly And Company
Priority date: 1992-02-11
Filing date: 1994-09-09
Publication date: 1995-08-28
Also published as: CA2129626C; SK94794A3; FI943700A; CZ192894A3; DE69326545D1; ES2137252T3; EP0625883A1; HU9402332D0; EP0625883A4; US5476094A; HUT68981A; WO1993015651A1; FI943700A0; CA2129626A1; DE69326545T2; RU94040717A; AU664255B2; US5284140A; KR950700027A; NO942942D0

Abstract

Хомогенните мембрани са съставени от акрилови кополимери и могат да абсорбират от 10 до 50% вода отсухото си тегло. Кополимерите включват хидрофиленкомпонент, който се състои от акрилови естери, имащи поли(етилен оксиден) субституент като единица от алкохолната част. Те съдържат също метакрилатнии/или акрилатни части. Мембраните се използват при производството на биосензори, например глюкозен сензор, предназначен за употреба in vivо. Промяната на съотношенията на мономерните компоненти правивъзможно производството на мембрани с различна пропускливост.

Description

Област на изобретението:

Това изобретение се отнася до хомогенни мембрани *

състоящи се от акрилоби кополимери, които се използВат при производството на биосензори, предназначени за използване in vitro, по-специално глюкозни сензори.

Ниво на изобретението:

Наблюдаването на много физиологични параметри с медицинско значение се извършва в клинични химически лаборатории, отдалечени от пациента. Поради това, че се получава загуба на време, получената информация остарява и може да не показва настоящето състояние на пациента. В последствие, много изследователи се опитват да създават биосензори, които да се използват in vivo и осигуряващи навременни данни за множество анализирани обекти с клинично значение. Отлично обобщение на изследванията в тази област е направено от Collison и Meyerhoff (Analitical Chemistry, 62, 425-437, 1990).

Първостепенно изискване за такива сензори е те да бъдат съвместими с тялото. Минимално изискване е материалите използвани за производство на сензора да не проявяват никакви токсични или алергични влияния върху тялото. В допълнение, сензорите влизащи в контакт с кръвта не трябва да предизвикват тромботична реакция. Няколко полимерни материала задоволяват строгите изисквания за медицински приложения. Vadgama (Sensors and /Actuators. Bl,

Nos. 1-6, 1-7, 1990) обобщава проблемите възникващи при съприкосновение на биосензорите с биологичната среда.

Второ изискване за биосензорите, предназначени за използване in vivo е, че сензорния елемент трябва да бъде в стабилна среда. Ако средата, в която сензорния елемент се намира, сс променя непрекъснато сензорът ще бъде подложен на 'отклонение и стойностите представяни от него ще бъдат с грешка. Така, сензорният елемент трябва да бъде ''защитен по някакъв начин от суровата биологична среда. Това обикновено се постига чрез поставяне на мембрана между сензорния елемент и неговата среда. Такива мембрани трябва да бъдат биосъВместими или реакцията на тялото, напр. тромбоза или възпалителна реакция, ще доведе до продължително смущение на средата в която се намира сензорния елемент. Т.е. биосъвместимостта на мембраните използвани при производството па биосензори е важна не само за сигурността на сензора, но изобщо за неговото функциониране. Wilkins и Radford (Biosensors & Bioelectronics, . 5, No.3, 167-213, 1990) са изследвали тези проблеми за няколко био материали.

Последно изискване е, че сензорът трябва прецизно да измерва анализирания обект. Сензорният елемент е потенциално изложен влиянието на човешки протеини, електролити, лекарства, дадени на пациента и др., като някои или всички от тях могат да пречат на измерването. Освен това, мембраните трябва не само да бъдат биосъВместими, но и трябва да позволяват прецизно откриване на анализирания обект в присъствието на определен брой химически обекти. Така, трябва да бъдат подбрани съответните характеристики на пропускливост за сензора и за анализирания обект.

Понастоящем, значителна изследователска работа е насочена към създаването на глюкозен сензор in vivo. Такъв сензор ще направи възможно постоянното наблюдаване на пивата па кръвната глюкоза на пациента и ще позволи на лекаря да проведе индивидуална терапия. Болшинството изследвания в тази област са посветени на създаването па елсктроензимни сензори. Тези сензори са по-прости и поевтини за последващо производство на оптични сензори. Един проблем, които трябва да се преодолее с такива сензори е изискването сензорния елемент да има достъп до достатъчно кислород. Принципът на действие на тези сензори е базиран на реакцията между глукозата и кислорода. Тъй като концентрацията на глюкоза в тялото е много по-голяма от тази па кислорода, местното снабдяване с кислород намалява, освен ако не се направи допълнително снабдяване, за да се контролира реакцията. Тези проблеми са описани от Turner и Pickup (Biosensors, 1, 85-115, 1985).

Понастоящем, най-подходящата конфигурация за електрохимичен глюкозен сензор включва използването на един или два ензима, които да катализират реакцията между глюкозата и друга молекула, за да се генерира електрически сигнал. Обикновено, за катализирането на реакцията между глюкозата и кислорода се използва глюкозна оксидаза, за да сс получи глюконова киселина и водороден прекис, както следва:

Глюкозна

Глюкоза + 02 ---------Глюконова киселина + Н2О2

Оксидаза

Н₂О2 ------*-2Н ⁺ + 02 + 2еГенерираният Водороден прекис може да бъде открит директно или може да бъде разложен с Вторичен епзим, каталаза, В които случай сензорът измерва кислородната консумация, чрез реакцията Включваща глюкозна оксидаза.

Необходима характеристика на мембрана, която ще се използва за глюкозни сензори е съотношението на кислорода към глюкозно-дифузионните константи. Не е достатъчно да имаме мебрана с Висока кислородно-дифузионна константа. Силиконът има най-Високата пропускливост спрямо кислорода от който и да е друг полимер, но той не е подходящ като мембрана за глюкозни сензори, защото той е напълно непропусклив спрямо глюкоза. Други мембрани имат добра пропусклиВост спрямо кислорода, но прекалено голяма пропускливост спрямо глюкоза.’ Така, идеалната полимерна система използвана за производствота на части за глюкозен сензор трябВа да позволява получаването на мембрани с изменящи се съотношения на дифузионните константи, така че да е Възможно съответствие между свойствата на мембраната и специфичните изисквания на сензора.

Остава нуждата от полимери, които могат да бъдат изиолзВани за мембрани, отговарящи на горните изисквания и които да имат вариращо дифузионни съотношения, така че мембраната да може да отговаря на специфичните изисквания на сензора.

Същност на изобретението

Мембраните от настоящето изобретение притежават уникални части, които отговарят на горните цели. Техните свойства могат да варират, за да е възможно техните характеристики да отговарят на изискванията на специфична конфигурация на биосензора. Хомогенните мембрани от изобретението се получават от биологично приемливи кополимери, чиито хидрофобен/хидрофилен баланс може да варира в широки граници. По-специално, мембраните са полезни при конструирането на електрохимични глюкозни сензори, предназначени за използване in vivo.

Мембраните съгласно изобретението се произвеждат от акрилов кополимер, съставен от два иЛи повече акрилови естери, единия от които субституеит, като част съдържа поли(етилен оксиден) от алкохолната част. Така пол у ч е н и т е и ре дпочи т а ни водопоглъщаемост от около акрилови кополимери имат 10% до около 50% от тяхното сухо тегло Чрез подходяща селекция на реакционните компоненти, могат да бъдат направени мембрани от тези кополимери, които могат да използвани за производство на биосензори, предназначени за употреба in vivo.

Характеристиките на пропускливост на тези мембрани могат да варират в широки граници правейки възможно тяхното използване с множество биосензори, което зависи от способността на сензорния елемент прецизно да открива специфичния анализиран обект. Например, съотношения на дифузйонните коефициенти на кислород към глюкоза от до около 4000, по-специално от около 2500 до около 3500, се предпочитат за мембрани с глюкозен сензор in vivo.

Тези кополимери са разтворими в множество разтворители и комбинации от разтворители и затова могат лесно да бъдат използвани за производството на мембрани с разнообразни форми. Мембраните от изобретението показват добра адхезия спрямо субстрати във водна среда и притежават отлична омокряща способност.

Друго предимство на кополимерите от конто се произвеждат мембраните съгласно изобретението е, че те показват намалена токсичност в биологичните системи, което е основно изискване за имплантируеми сензори от всякакъв т н п

Други предмети и предимства на настоящето изобретение ще станат чени от следващото описание.

Кратко описание на фигурите

Фиг. I е схематичен изглед на защитен тук глюкозен сензор, имащ сензорни елементи, с акрилова кополимерня мембрана, съгласно настоящето изобретение.

• Фиг 2 показва в схематичен вид импантируема част на глюкозен сензор, като сензорните елементи са покрити с акрилова кополимерна мембрана, съгласно настоящето изобретение.

Описание на предпочитаните случаи

цел да се разберат принципите на изобретението, ще бъдат описани предпочитаните случаи, като ще бъде използвана специфична терминология. Все пак, не трябва да сс счита, че се ограничава обхвата на изобретението, като в ариан шише и по-нататъщни модификации предпочитаните случаи и такива приложения на принципите на изобретението, като описаните тук, са дадени във вид разбираем за специалистите в областта, за които се отнася изобретението.

Настоящето изобретение осигурява акрилови кополимерни мембрани, които се използват да покриват или капсуловат биосензор, като глюкозен сензор, по-специално такъв предна злачен за употреба in _viyo. Установено е, че използването па такива мембрани дава много предимства, включително контрол на дифузията на анализираните опекти/реагентите спрямо сензорните елементи, като позволява прецизен анализ, защита на сензора от вредна in vivo среда и биосъвместимост.

Мембраните, съгласно изобретението се получават по конвенционални методи, чрез кополимеризация на два или повече акрилови естерни мономери. Кополимеритс са разтворими в разтворители, такива като ацетон и могат да бъдат превърнати в мембрана от разтвора, чрез потапяне, пръскане или изтегляне.

1*дин от акриловите естерни мономери на кополимера съдържа поли(етилен оксид), имащ средно молекулно тегло от около 200 до около 2000, както алкохолния компонент на акриловия естер. Този мономер се счита, че е хидрофилния компонент на кополимера. По-специално, за предпочитане е поли)етилен оксид) имащ средно молекулно тегло от около .** 1000, Примери за такива мономери са метокси полиметален оксид) м о н о м е т и л а к р и л а т и т е.

Другият) ите) компонент) и ) на кополимера може да бъде всеки един от определен брои акрилови или субституираии акрилови естери, по-специално метакрилатите и акрилатите. По-специално се предпочита метиловия метакрилат сам или в комбинация с етилов акрилат. Както се разбира от специалистите в областта, вариантите при избора на такива мономери влияят на свойствата на мембраната, по-специално по отношение на хидрофилност и пропускливост. Изборът на комономера(ите), използван)и) в мембраните, може да бъде лесно направен от специалистите в областта без много експериментиране, за да се постигнат желаните физични характеристики на мембраните. Ако Всички други характеристики са еднакви, мономерите могат да бъдат избрани вг»з основа на тяхната търговска достъпност, цена и възможност за лесно пречистване.

Пример 1

Обща полимеризационна процедура

Методите за получаване на мембраните от настоящето изобретение са известни от нивото на техниката. Следната

проседура е типична методология.

1.8.75 гр. метилов метакрилат, 6.25 гр. метокси пол IK ст иленов оксид ) монометакрилат (също известен като метокси полиетилен гликол метакрилат) (МТ 1000), 50 мгр.

2,2 -азобисизобутиронитрил и 50 мл стокси етилов ацетат се поставят в 200 мл бутилка под налягапе, снабдена с магнитна бъркалка. Азот барбутира през разбърквания разтвор в продължение на 15 мин. След това бутилката се запечатва и се поставя в маслена баня, която се поддържа при 75°С Вискозитетът на разтвора се повишава с времето, така че след три часа магнитното разбъркване се прекратява След 24 часа бутилката се отделя от маслената баня и се оставя да изстине до стайна температура. Вискозният разтвор се разрежда с 50 мл ацетон. Полимерният продукт се утаява от 1500 мл хексан, разтваря се отново в 100 мл ацетан и пак се утаява от 1500 мл хексан. Бялото парче полимер кисне 16 часа в 500 мл хексан. Накрая, полимерът се изсушава 16 часа при 50°С във вакуумна сушилня, за да се получат 23.8 гр почти бяла, крехка, твърда маса. Други представителни полимери, получени по горната процедура са показани в таблица 1.

rf»··“

Таблица 1
	Метокси
Метилов	Поли (е тилен оксид)	Етилов
й	М етакрилашир!	Мономешакрилат up)	Акрилат up)
f 1	10.65	3.75	10.65
)	10.00	5.00	10.00
3	\| 3 ПО	5.00 »	5.00
4	1 2 50	6.25	6.25
S	15.0(1	10.00
6	20.00	5.00
7	18.75	6.25
о 1ч	17.50	7.50
0	16.25	8.75
!П	12.50	10.00	2.50
! I.	13.75	8.75	2.50
1 ?	15 (10	7.50	2.50
13	16 25	6.25	2.50
14.	17.50	5.00	2.50
15.	12.50	7.50	5.00
16.	13.75	6.25	5.00
17.	15.00	5.00	5.00
18.'	16.25	3.75	5.00
19.	13.75	3.75	7.50
„’0	12,50	5.00	7.50
		Пример 2
Молекулното тегло	и водопоглъщането	се оценяват

избрани полимери получени 6 пример 1. Водопоглъщаието се определя върху филми 4,5 см в диаметър, които се изсушават при 50°С, под вакуум, претеглят се, потопяват сс в е теглото на де йонизирана вода за 24 часа, отделят се, попиват сс е попивателна хартия и се претеглят. Процентът водопоглъщане се определя с формулата:

% поглъщане = |<^w _w - W_d)/W_d| х 100 където е теглото на набъбналия филм, a W_d сухия филм. Резултатите са показани в таблица 2.

Молекулните тегла Сс определят чрез гел проникваща хроматография (GPC), като се използва Waters GPC I течен снабден с две Waters Ultrastyragel* Linear рефрактоме търеи Изследванията се на пробата е 250 (тегл./об ι тегла се определят чрез сравняване на задържане на чрез провеждане хроматогрпф, колони, Waters Model R401 диференциален детектор и Waters Model 730 Data Module, провеждат при 25°С в толуен. Размерът при концентрация 0.25% хшк рол nm ра

Молекулните на стандартна диагра ма, стандарти при времена т а конструирана полистиренови отчетените молекулни тегла, 'пикови молекулни тегла.

на серия от еднакви условия, дадени в таблица девет

Така,

2, са

11омер

Таблица л £

кулно тегло.	% Водопогл
115,000		63.2
105,000		7. 1
100,000		16.2
105,000		27.2
100,000		37.2
110,000		78.8
115,000		56.5
105,000		35.9

г

13 ι i	96,000 105,000	22.3 12.9
15	105,000	58.8
i 6	130,000	35.5
17	125,000	19.8
18	110,000	12.3
1⁽2	135,000	20.2
Ч)	180,000	32.8
2 1	270,000	59.8
’ τ	125,000	8.8
23	140,000	110.4
24	170,000	15.5
25	235,000	31.3
2б . ’	125,000	59.2

Пример 3

Мембраните се получават чрез отливане на филмите от подходящ разтворител върху стъкло, като се използва Gardner нож (Gardner Labs). Избраният разтворител зависи от конкретната химическа структура на полимера. Понастоящем, ацетонът е предпочитания разтворител, тъй като той е лесно летлив. Други подходящи разтворители са хлороформ, дих/\орметан и толуен. След отделяне на разтворителя, мембраните се хндратират с дейонизирана вода за 30-60 мин. След това те се отделят и се прехВърлят върху Mylar* подложка. Дебелините на мокрия филм се измерват с микрометър, преди да се отделят от подложката.

Дифуз йонните константи се измерват в стандартна проницаема клетка (Crown Glass Co., Inc.), поддържана при

37°С, плюс и ли минус 0.1°С, като се използва зависимостта на Иск:

J = -D dC/dx където J е общият поток, D е дифузионната константа, а d(.7dx е концентрационния градиент през мембраната.

Кислородните дифузионни константи се определят чрез *

свързване на мембраната с два каучукови уплътнителя между двете половини на дифузионпа клетка, поддържана при 37.0°(', плюс или минус 0.1°С, като се захващат двете половини заедно. Всяка страна на клетката се напълва с фосфатен буферен физиологичен разтвор. Едната страна се насища с азот, докато другата се насища с въздух. Калибриран кислороден сензор (Mikroelectrodes, Inc.) се поставя в азотната страна на клетката и се провеждат изследвания през 5 минутен интервал, докато системата достигне равновесие. Глюкозните дифузионни константи се определят както по-горе, с тази разлика, че едната полоВина на клетката се напълва с фосфатен буферен физиологичен разтвор, съдържащ 300 мгр/дл глюкоза. Концентрацията на глюкоза във всяка половина на клетката се измерва през подходящи интервали, като се използва помощен клиничеи анализатор на Cooper. Дифузионните константи и съотношения за примерни полимери от пример 1 са дадени в таблица 3.

	Таблица 3
Полимер	Р(см2/сек)х10^
	Кислоооа	Глюкоза
2	4.09	1.19
3	5.10	0.04

Съотношение Ркислород/Рглюкоза

3.44

121.14

6	7.06	0.63	11.15
7	3.55	0.01	3550
0	3.44	0.09	40.47
in	4.51	0.22	20.69
1 1	5.74	1.09	5.27
12	5.51	0.75 А	7.35
13	4.42	0.17	26.00
14	5.73	0.08	69.04
16	6.23	0.77	8.09
17	6.85	0.61	11.23
2 1	5.56	0.26	21.38
22	5.51	1.10	5.01
24	5.99	360	0.02
26	5.65	8.90	0.63
27	7.10	280	0.03

ЛкрилоВите кополимери са ефективни, например, при контролирането на дифузията на анализирани обекти/реааенти спрямо покрит биосензор. Например, полимер #7 е използван като мембрана върху електроензимен глюкозен сензор. Сензорът зависи линейно ош глюкозата при концентрации в граници от 0 до 400 мгр/дл. Сензорът не показва кислороден ефект, дори при ниски кислородни ниВа, като 2%. Подобни резултати са постигнати с други кополимери от пример 1, като показаните В таблица 3.

Както е показано по-горе, акриловите кополимери и получените мембрани могат да бъдат лесно приготвени с широк обхват дифузионни константи и водопоглъщане. Тези формулировки показват способност да променят параметрите си в гореописаните, желани граници. 'Гази способност дава Възможност на специалиста В областта да прави мембраните подходящи за специфични биосензори.

Пример 4

Ципютоксичното тестване на акрилоВите кополимери от пример 1 се проВежда както следва. Използваният размер на тестваната частица е 64.3 см^ (1.0 гр). Монослои от 1.-929 миши фибробластни клетки се отглежда до сливане и сс подлага на въздействието на екстракт от тестваната частица, приготвен чрез поставяне на тестваната частица β I I мл Minimum Essential среда (Eagle) и волски серум (5%) и екстрахиране при 37°С, в продължение на 24 часа. МЕМ аликвотни част се използва като отрицателна контрола, ('лед въздействието на екстракта, в продължение на 72 часа, клетките сс изследват микроскопски за цитотоксичен ефект. Отчитат се присъствие или отсъствие иа слят монослои, вътреклетъчно гранулиране, клетъчно набъбване, назъбеност и процента клетъчен лизне.

Тестване на IM имплантиране се провежда, както следва. Използваният размер на тестваната частица е 1 мм ширина и 10 мм дължина. Като тестови животни се използват два здрави, възрастни, новозеландски, бели заека, тежащи не помалко от 2.5 кг. Четири ленти тестов материал се вкарват β десния гръбначен мускул на всеки заек. Две пластмасови ленти, като отрицателни контроли, се имплантират в левия гръбначен мускул па всеки заек. Животните се убиват хуманно 7 дни след имплантацията и целия гръбначен мускул от всяка страна на гръбначния стълб се отделя. Правят се напречни разрези на мускулите, за да се установи местонахождението на имплантантите. Тъканите обграждащи всеки имплантант се изследват макроскопски.

Провежда се също хемолизисно тестване на акриловите кополимери от пример 1. Размерът на използваната тествана частица е 1.0 грама, като тя е нарязана на малки частици Пробата се поставя във две екстракционни туби, съдържащи 10 мл инжекционен натриев хлорид. Към всяка туба се прибавя 0.2 мл човешка кръв, съхранявана' във вакуумна туба, съдържаща E.D.T.A. Тубите внимателно се обръщат, за да сс смеси съдържанието им, след това се поставят в баня при постоянна температура 37°С, за един час. След това, сместа от кръв-физиологичен разтвор се центрофугира 10 мин при 2200 об/мин. Абсорбирането на всеки пробен разтвор се определя спектрофотометрично, при 540 нм и се сравнява с това на положителната контрола (10 мл вода и 0.2 мл кръв) и отрицателната контрола (10 мл инжекционен натриев хлорид и 0.2 мл кръв), за да се определи количеството хемоглобин, освободено от разрушените кръвни телца.

Резултатите от следващите тестове са показани в таблица 4.

Таблица 4

)лцме\|	) Ципютоксичност	Хемолитичност	IM имплантаиия
J	не		незначителна
	не
з	не		незначителна
4	не
5	не	не	незначителна
6		не	незначителна
7	не

i 7 i <4

Ю не не не не не не нс не нс не не

Кополимерите показани в таблица 1 включват редица мономернн композиции с вариращи молекулни тегла и водопроницаемости (таблица ’2), като всички показват отлична биосъвмсстимост. Полимерите използвани за производство па тези мембрани не трябВа да притежават никаква токсичност или други Вредни ефекти, когато сс поставящ в тялото. Таблица 4 показва резултатите от изследванията за цитотоксичност, хемолитичност и дразнения, предизвикани от ΙΜ имплантирането на представителни кополимери от изобретението. Както сс вижда от тези резултати, кополимерите проявяват отлична биосъВместимосш. Способността да бъде променян състава на кополимера, за да се постигнат определени специфични характеристики, като се поддържа биосъВместимостта, е също важио свойство на това изобретение.

По-специално полезна е възможността да бъде изменяна проиускливостта на тези мембрани спрямо конкретни анализирани обекти/реагенти, като кислород, глюкоза. Както се вижда от таблица 3, представителни кополимери от това

W' изобретение показват широко вариращи съотношения на дифузиониите константи на кислород спрямо глюкоза, зависещи от мономерната композиция и водопоглъщането Основна пречка за развитието на in vivo глюкозен сензор е проблема кислороден дефицит”. Той възниква от факта, че концентрацията на кислород в тялото е много по-малко от тази на глюкозата. Като следствие, глюкозен сензор, който зависи, директно или индиректно, от измерването на промяната в кислородната концентрация, като се измерва глюкозната концентрация, може да стане кислороден сензор, ако локалното снабдяване с кислород се намали. Те сензорният елемент трябва да съществува в среда в която той действа като истински глюкозен сензор. Мембраните от това изобретение могат да осигурят такава среда, тъй като те могат да осигурят оптимална пропускливост на глюкоза и кислород.

Па фигурите с показан, в схематична форма, биосензор 10, е типична конструкция, покрит или капсулован с мембрана произведена в съответствие с настоящето изобретение. Специфичната конструкция и действие на сензора 10 не са част от настоящето изобретение. Само примерно, но без да е ограничаващо, изобретените мембрани са дадени, че се използват с глюкозен сензор. Глюкозни сензори, които използват глюкозна оксидаза влияеща на реакцията на глюкоза и кислород са известни от нивото на техниката и са възможни за производство. Настоящето изобретение не зависи от конфигурацията на биосензора, а по-скоро от използването иа изобретените мембрани за покриване и капсулована на сензорните елементи. Следователно, тук само е дадено описание на примерен сензор.

Ак рилови me кополимерни мембрани от нас се използват с множество бпосензори, за които е важно контролирането па дифузната на анализираните обекти/реагенти спрямо сензорните елементи. Множество такива биосензори са добре известни от нивото на техниката. Например, други сензори за наблюдение на глюкозната концентрация при диабетици са описани в Shichiri, М., Yamasaki, Y., Nao, К., Sekiya, М., Ucda, N.: In Vivo Characteristics of Needle-Type Glucose Sensor Measurements of Subcutaneous Glucose Concentrations iN Human Volunteers” - Horm. Metab. Res., Suppl. Ser. 20:17-20, 1988;

Bruckel, J., Kerner, W., Zier, Η.» Steinbach, G., Pfeiffer, E.: in Vivo Measurements of Subcutaneous Glucose Concentrations with an Enzymatic Glucose Sensor and a Wick Method, Klin. Wochenschr. 67:491-495, 1989; u Pickup, J., Shaw, G., Claremont. 1).: In Vivo Molecular Sensing in Diabetes Mellilus: An Implantable Glucose Sensor with Direct Electron Transfer, Diabetologia. 32:213-217, 1989.

Сензор 10 включва далечна част 11, в която са разположени сензорните елементи 12-14, които са свързани посредством връзки 15 с контактите 16. Типични сензорни елементи са ηροπιивоелектроу 12, работен електрод 13 и сравнителен електрод 14. Контактите 16 са свързани с подходящо наблюдателно устройство (не е показано), което получава сигнали и «ги обработва, за да определи глюкозното ниво.

В този тип сензор също има глюкозна оксидаза В място близко до сензорните елементи и катализира реакцията иа глюкозата с кислорода. Тази или следваща реакция се наблюдава от сензорните елементи и може да бъде определена наличната глюкоза в околната подкожна тъкан.

В едни Вариант, сензорът 10 Включва субстратен материал 17 включващ електрически изолатор. !а предпочитане, този субстрат е гъвкав, за удобство на пациента Нротивоелектрода, работния и сравнителния електроди 12-14 се намират на субстрата и са изолирани един от друг, чрез изолаторен слой 18 направен да открива активните части на трите електрода. Глюкозната оксидаза 19 е поставена върху работния електрод и след това трите се взора електроди са покрити с мембрана 20 от настоящето изобретение.

Далечната част на сензора се имплантира подкожно в тялото, а близката част, включваща контактите 16, остава извън тялото. В съответствие с настоящето изобретение, имплантираните сензорни елементи 12-14 са покрити е мембрана 20 от изобретението, която, при наличие на глюкозсп сензор, се използва за контрол на скоростта на дифузия на глюкозата и кислорода от обграждащата сензора тъкан на тялото към сензорните елементи. Мембраната 20 може напълно да капсулова цялата далечна част на сензора или може просто да покрие сензорните елементи. Последния подход може бъде предпочитан от гледна точка на това, че е по-лесен за производство.

Мембраните от настоящето изобретение лесно се правят така, че да оптимизират характеристиките на дифузия и водопоглъщане, за да се използват с различни биосензори. Например, за мембрани от настоящето изобретение с водопоглъщане от около 10%, 30% и 50% е преценено, че могат да се използват с in vivo глюкозен сензор. Също така, изобретените мембрани имащи съотношения на кислородна към глюкозиа дифузия от около 1000, 2000 и 3000 са подходящи при горните обстоятелства. Горните тестови резултата показват, че мембраните от настоящето изобретение задоволяват изискванията за използване с множество биосе изори, а именно биосъВместимост, осигуряВане на защита за сензорните елементи от биологичната среда и Възможност да се изменят, за да осигурят характеристики на Водопроницасмост и пропусклиВосш за различни анализирани обекти,'реагенти.

« Доколкото изобретението е описано ηό-горе, то трябва да се счита илюстративно, но не и ограничаващо по характер и трябва да се разбира, че са описани само предпочитаните случаи и че Всички промени и модификации, които са В съотВетстВие с изобретението трябва да бъдат защитени.

Claims

11 а ш е ιι ш н н п решен ци п:

I Хомогенна мембрана пригодена за използване в биосенчор. съдържащ сензорни елементи за установяване присъствието на анализиран обект, като споменатата мембрана е предназначена за обвиване на сензорните елементи и сс състои от:

акрплов кополимер включващ части , на първи мономер състоящи сс от акрилов естер с поли(етилен оксидсн) субституент, като единица от алкохолната част и части па втори мономер избрани от метакрилати, акрилати и техни комбинации, като споменатата мембрана абсорбира около 10% до около 50% вода ош нейното сухо тегло.

2 7 Мембрана, съгласно претенция 25, В която споменатата композиция абсорбира около 15% до около 25% Вода от нейното сухо тегло,

28. Мембрана, съгласно претенция 25, В която полиСетилен оксидния) субституент има средно молекулно тегло от около 200 до около 2000.

24 Мембрана, съгласно претенция 28, В която поли(стилен оксидния) субституент има средно молекулно тегло около 1000.

W»·’

30 Мембрана, съгласно претенция 29, В която споменатият поли(етилен оксиден) субституент съдържа метилокси поли (етилен оксиден) метакрилат.

.31. Мембрана, съгласно претенция 25, В която споменатите части па Втория мопомер съдържат метилов метакр илат.

2 6 Мембрана, съгласно претепцйя 25, В която дифузпонното ci,отношение за споменатата композиция е около 2560 до около 3500.

2. Мембрана, съгласно претенция 1, в която споменатите части на втория мономер съдържат метилов метакрилат.

3. Мембрана, съгласно претенция 1, в която споменатите части на втория мономер съдържат етилов акрилат.

4 Мембрана, съгласно претенция 3, в която споменатите части на втория мономер съдържат също метилов метакрилат.

5. Мембрана, съгласно претенция 1, която абсорбира около 15% до около 25% вода от нейното сухо тегло.

6. Мембрана, съгласно претенция 1, в която полиетилен оксидния) субституент има средно молекулно тегло от около 200 до около 2000.

7 Мембрана, съгласно претенция 6, която абсорбира около 15% до около 25% от нейното сухо тегло.

8. Мембрана, съгласно претенция 6, в която поли(етилен оксидния) субституент има средно молекулно тегло около 10()().

°. Мембрана, съгласно претенция 8, в която споменатият полп( етилен оксиден) субституент съдържа метокси поми етилен оксидсн) метакрилат.

10 Мембрана, съгласно претенция 1, която е пригодена за използВане Върху електрохимичен глюкозен сензор и която има съотношение на нейния кислороден дифуз йонен коефициент към нейния глюкозен дифузионен коефициент от до около 4000,

I I Мембрана, съгласно претенция 10, В която споменат ята композиция абсорбира около 15% до около 25% Водя от нейното сухо тегло.

12. Мембрана, съгласно претенция 10, в която полиетилен оксидния) субституент има средно молекулно тегло от около 200 до около 2000.

13. Мембрана, съгласно претенция 10, в която дифузионното съотношение за споменатата композиция е около 250(1 до около 3500.

14. Мембрана, съгласно претенция 13, която абсорбира около 15% до около 25% вода от нейното сухо тегло.

15. Мембрана, съгласно претенция 13, в която полиСетилсн оксидния) субституент има средно молекулно тегло от около 200 до около 2000.

16. Мембрана, съгласно претенция 15, която абсорбира около 15% до около 25% вода от нейното сухо тегло.

17. Имплантируемо устройство за определяне нивото на анализиран обект в тяло, което съдържа биосепзор, притежаващ сензорни елементи за установяване присъствието на анализиран обект и включващ мембрана обвиваща сензорните елементи, като споменатата мембрана осигурява биосъВместимост, защита на сензорните елементи om обграждащата ги биологична среда и контрол на дифузията и а материалите към сензорните елементи, капи’' подобрението се изразява в получаването на споменатата мембрана от акрилов кополимер, съдържащ части на първи мономер състоящи се от акрилов естер с поли(стилсп оксиден) субституент, като единица от алкохолната част и части па втори мономер избрани от метакрилати, акрилатп

и техни комбинации, като споменатата мембрана абсорбира около 10% до около 50 % вода от нейното сухо тегло. 18. 11 одобрение, съгласно претенция 17, в което споменатите части на втория мономер съдържат ме т и лов метакрилат. 1° Подобрение, съгласно претенция 17, в кое по’ с η о м е пати т е ч а с т и на втория мономер съдържат етилов ак ридат. 20 Подобрение, съгласно претенция 19, в кос то с π < > м е п а т и т е час т и на втория мономер съдържат също м е т и л о в м е га а к р и л а т, 2 1. Подобрение, съгласно претенция 17, в кое пю споменатата мембрана абсорбира около 15% до около 25% Вода от нейното сухо тегло. 22. Подобрение, съгласно претенция 17, в което

молекулно пол и( е тилен оксидния) субституент има средно тегло от около 200 до около 2000.

23. Подобрение, съгласно претенция 22, поли( етилен оксидния) субституент има средно тегло около 1000.

в което молекулно в което

24. Подобрение, съгласно претенция 17, споменатият поли(етилен оксиден) субституент съдържа метокси поли(етилен оксиден) метакрилат.

25. И одобрение, съгласно претенция 17, В което споменат пят биосе нзор е електрохимичен глюкозен сензор, а споменатата мембрана контролира дифузията на кислорода и .’люкозата към сензорните елементи и споменатата мембрана има съотношение на нейния кислороден дифузионен коефициент към нейния глюкозен дифузйонен коефициент от до око ар 4000.

3 2 Мембрана, съгласно претенция 25, В която споменатите части на Втория мономер съдържат етилов а к р и л а т

М смбрана, съгласно претенция 32, В която спомепятпте части иа Втория мономер съдържат метнлоВ ме т ак рила т.