DE3688263T2

DE3688263T2 - Elektrochemischer sensor und membran dafuer.

Info

Publication number: DE3688263T2
Application number: DE8686108293T
Authority: DE
Inventors: James E Jones
Original assignee: Miles Inc
Current assignee: Bayer Corp
Priority date: 1985-06-28
Filing date: 1986-06-18
Publication date: 1993-07-29
Anticipated expiration: 2006-06-19
Also published as: DE3688263D1; DK308286D0; CA1249333A; FI862746A; NO862332D0; NO862332L; DK308286A; EP0207370B1; JPS625169A; EP0396156A1; FI862746A0; AU5934486A; EP0207370A2; ZA863753B; IL78560A0; AU570849B2; ATE88274T1; EP0207370A3

Description

Hintergrund der Erfindung

A. Bereich der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft einen elektrochemischen Sensor zur Bestimmung der relativen Glucosekonzentration in einer Blutprobe unter Verwendung einer enzymkatalysierten Reaktion, wobei dieser Sensor eine Anode und eine Kathode, welche elektrisch voneinander isoliert sind, und eine glucosepermeable Membran zum Schutz der Elektroden vor Kontaminanten umfaßt, und wobei sich das Enzym, das aus Glucoseoxidase besteht, zwischen der Membran und der Anode befindet, wobei die Glucoseoxidase auf einer Außenfläche dieser Anode und der glucosepermeablen Membran immobilisiert ist. Insbesondere ist die Erfindung auf einen neuen und verbesserten elektrochemischen Glucosesensor für vollständiges Blut gerichtet, welcher eine integrale, einteilige, mit vollständigem Blut kompatible, glucosepermeable Membran einschließt.

B. Beschreibung des Stands der Technik

Produkte, die Fluktuationen im Blutzucker eines Menschen oder Glucosespiegel messen, sind zu einer alltäglichen Notwendigkeit für viele der sieben Millionen Diabetiker der Nation geworden. Weil diese Krankheit gefährliche Anomalien in der Blutchemie verursachen kann und weil vermutet wird, daß sie zu Verlust der Sehkraft und Nierenversagen beiträgt, müssen sich die meisten Diabetiker in periodischen Abständen selbst testen und ihren Glucosegehalt entsprechend einstellen, normalerweise mit Insulininjektionen. Patienten, die insulinabhängig sind - ungefähr 10 bis 15 % der Diabetiker - werden von ihren Ärzten dahingehend instruiert, daß sie ihren Blutzuckerspiegel oft, bis zu viermal täglich, überprüfen sollen.
Jahrelang war die Losung für Diabetiker einer von mehreren Testkits zur Urinanalyse, die trotz wiederholter Verbesserungen eine unpräzise Messung des Glucosespiegels im Blut ergaben. Beispiele von frühen Urintests auf Glucose sind in den US-Patenten 2,387,244 und 3,164,534 beschrieben. Später wurden Reagenzstreifen für den Urintest entwickelt.
Der Urintest auf Glucose ist jedoch in seiner Genauigkeit besonders dadurch beschränkt, daß der Grenzwert der Niere, ab der Glucose in den Urin ausgeschüttet wird, verschieden für jedes Individuum ist. Darüber hinaus ist Zucker (Glucose) im Urin ein Anzeichen dafür, daß die Glucose mehrere Stunden vor dem Test zu hoch war, wegen der Zeitverzögerung, bis die Glucose den Urin erreicht. Meßwerte, die vom Urin abgelesen werden, sind daher Anzeichen für den Glucosespiegel im Blut einige Stunden, bevor der Urin getestet wird.
Das Ablesen genauerer Werte ist möglich, indem man direkt aus Blut die Meßwerte abliest, um den aktuellen Glucosespiegel zu bestimmen. Die Einführung von Bluttests für zuhause wird von einigen für den deutlichsten Fortschritt in der Behandlung der Diabetes seit der Entdeckung des Insulins 1921 gehalten. Blutzuckertests zuhause wurden mit der Entwicklung von Reagenzstreifen zum Testen von vollständigem Blut ermöglicht. Beispiele für Reagenzstreifen dieser Art werden in den US-Patenten Nr. 3,164,534 und 3,092,465 beschrieben. Ein Durchbruch in der Selbstüberwachung kam 1979, als die Ames-Abteilung von Miles Laboratories ihren VISIDEX Heim-Bluttest-Kit herausbrachte. Der VISIDEX Heim-Bluttest-Kit besteht aus wegwerfbaren chemisch beschichteten Plastikstreifen. Wenn Blut, das durch Einstich in einen Finger entnommen wird, auf einen dieser Streifen aufgebracht wird, zeigt die resultierende Farbänderung den Glucosegehalt im Blut an, beruhend auf der Lichtreflexion vom mit dem Blut kontaktierten Reagenzstreifen.
Die deutlichsten Vorteile der gegenwärtigen Technologie, die zur Verwendung von Reagenzstreifen zuhause zur Verfügung steht, sind niedrige Kosten (ungefähr 50 cents pro Verwendung) und eine kurze, z. B. 1-minütige, Responsezeit. Es gibt jedoch mit Reagenzstreifen signifikante Probleme. Das Einhalten der Testzeit ist bei Verwendung von Reagenzstreifen sehr kritisch, da exakt 60 Sekunden von der Zeit, bei der eine Blutprobe auf einem Streifen aufgebracht wird, bis zu der Zeit, bei der sie durch Abspülen entfernt wird, verstreichen müssen. Die Farbe auf dem Streifen muß dann mit einer Farbkarte verglichen werden. Diese Zeitbeschränkung und die Notwendigkeit, Unterschiede in Farbschattierungen visuell sicher zu erfassen, hat zur Folge, daß die existierenden Heim-Glucosetestkits sehr benutzerempfindlich sind.
Eine Alternative zu Reagenzstreifen ist ein Glucosesensor mit einer Elektrode. Elektroden sind teuerer, und die Elektrodentechnologie ist komplizierter, doch die Lebenszeit einer Elektrode beträgt Wochen oder Monate im Vergleich zur einmaligen Verwendung eines Reagenzstreifens. Die Responsezeit von Elektroden ist sehr kurz, und Elektroden sind nicht benutzerempfindlich, was zu gesteigerter Genauigkeit im Vergleich zu Reagenzstreifen führt.
Es gibt zwei Hauptarten von Glucoseelektrode-Sensoren. Die erste ist ein elektrokatalytisches Gerät, welches zum Erhalt einer meßbaren Antwort Verwendung von der direkten Oxidation von Glucose macht. Die zweite ist eine Enzymelektrode, welche ein Enzym verwendet, um Glucose in ein elektroaktives Produkt umzuwandeln, welches dann elektrochemisch analysiert wird.
In verschiedenen elektrokatalytischen Glucosesensoren wird Glucose auf einer Reihe von Wegen unter Bildung einer Reihe von Zwischenprodukten oder Endprodukten, die an einer Elektrode meßbar sind, oxidiert. Die Reaktionsprodukte können chemisch ebenso wie biochemisch gebildet werden. Ein chemischer Weg von Interesse ist die elektrochemische Oxidation von Glucose. Ein geeigneter Mechanismus, um die Oxidation von Glucose herbeizuführen, ist die Reaktion mit einem geeigneten katalytischen Elektrodenmaterial in einer geeigneten Losung durch Anlegen eines geeigneten Potentials.
Ein erster Schritt dieses Oxidationsprozesses wird in der folgenden Gleichung erläutert: Katalysator
Diesem Anfangsschritt kann eine Reihe von Folgeschritten nachfolgen, wodurch verschiedene Reaktionsprodukte hergestellt werden, die von einer Elektrode erfaßt werden. Die Glucose kann direkt an einem geeigneten Katalysator unter Bildung eines Stroms, der der Menge an umgesetzter Glucose proportional ist, reagieren. Der zur Oxidation erforderliche Sauerstoff wird eher aus dem Wasser der Losung erhalten, als aus dem in der Probe gelösten Sauerstoff. Alternativ dazu kann die Sauerstoffdissipation durch eine Elektrode gemessen werden, oder die Bildung von Reaktionsprodukten, z. B. H&sub2;O&sub2;, kann gemessen werden, um die Konzentration der Glucose abzuleiten. Charakteristika der elektrokatalytischen Oxidation von Glucose sind, daß keine zusätzlichen Reagentien benötigt werden und relativ komplexe Elektronik erforderlich ist, um den Stromkreis so einzurichten, daß sich ein Wert für Glucose ergibt.
Ein weiterer Typ eines Glucosesensors schließt eine Enzymelektrode ein. Die Reaktionen für diese Elektrode sind in den folgenden Gleichungen gegeben: Katalysator
In der in der ersten Gleichung dargestellten Reaktion reagiert Glucose mit Sauerstoff unter Bildung von Gluconolacton und Wasserstoffperoxid. Diese Reaktion ist durch einen geeigneten Katalysator wie das Enzym Glucoseoxidase katalysiert. Eine geeignete Elektrode kann die Bildung von H&sub2;O&sub2; oder die Abnahme an Sauerstoff messen, wie als Stand der Technik bekannt ist. In jedem Fall wird ein Strom erhalten, der direkt mit der Glucosekonzentration der untersuchten biologischen Flüssigkeit verbunden ist. Beispielsweise wird die Oxidation von Wasserstoffperoxid an einer Platinanode erreicht, und die Reduktion kann entweder an einer Platinanode oder einer Silberkathode erreicht werden. Bei den bekannten Enzymelektroden diffundieren Glucose und Sauerstoff aus dem verdünnten Blut, ebenso wie Störstoffe, wie Ascorbinsäure und Harnsäure, durch eine Primärmembran. Sobald Glucose nach Diffundieren durch diese Membran eine zweite Membran erreicht, katalysiert Glucoseoxidase die Umwandlung der Glucose zu Wasserstoffperoxid und Gluconolacton. Das Wasserstoffperoxid kann zurück durch die Primärmembran diffundieren oder kann weiter durch die Sekundärmembran zur Elektrode diffundieren, wo es unter Bildung von Sauerstoff und einem Proton umgesetzt werden kann und einen Strom, der proportional der Glucosekonzentration ist, produziert. Theoretisch verhindert die Sekundärmembran den Durchtritt von im wesentlichen allen Molekülen mit Ausnahme von Wasserstoffperoxid zur Elektrode. Das Gluconolacton muß zurück durch die Primärmembran diffundieren.
Elektrochemische Glucosesensoren bestehen im wesentlichen aus zwei Hauptkomponenten: einer Elektrode und einem vom Benutzer ersetzbaren, wegwerfbaren System vom Membranen unter Einschluß einer Primärmembran und einer Sekundärmembran. Die Elektrode beruht auf einer Clark-Elektrode, die im Wasserstoffperoxidmodus arbeitet, wie in dem US-Patent Nr. 2,913,386 beschrieben. Die Clark-Elektrode schließt eine Platinanode und eine Silberkathode ein. Eine Spannung von 0,7 Volt wird an die Elektrode angelegt und der Strom zwischen der Kathode und Anode wird gemessen. Der Unterschied zwischen diesem gemessenen Potential und dem, das bei der Glucosereaktion produziert wird, ist proportional zur Glucosekonzentration in der untersuchten Blutprobe.
Das Membransystem dient drei verschiedenen Funktionen. Die Primärmembran dient zunächst dazu, selektiv den Durchtritt von Glucose zu gestatten, während Störstoffe ferngehalten werden. Die Primärmembran, typischerweise ein plasmageätztes Polycarbonat, ist so konstruiert, daß sie eine Porengröße von 300 Angström hat. Ein Enzym, das sich zwischen den Primär- und Sekundärmembranen befindet, übt eine zweite Funktion aus dahingehend, daß es die Reaktion zwischen Glucose und Sauerstoff, die durch die Primärmembran durchtreten, katalysiert, wodurch Wasserstoffperoxid gebildet wird. Typischerweise ist die Sekundärmembran eine Zelluloseacetatschicht oder kann eine Siliconkautschukschicht sein, welche nicht glucosepermeabel ist, und ist eine relativ unporöse, extrem dünne Membran, welche die dritte Funktion ausübt, ausschließlich Wasserstoffperoxid durchzulassen. Die Gesamtfunktion des Membransystems ist, die Elektrode vor Kontaminanten, einschließlich Glucose, zu schützen, während sie es gestattet, daß Wasserstoffperoxid die Elektrode erreicht.
Die Elektrode zur Detektion von Wasserstoffperoxid befindet sich angrenzend an die Sekundärmembran. Um das Wasserstoffperoxid von der Sekundärmembran zur Elektrode zu übertragen, wird ein flüssiger Puffer zwischen die Sekundärmembran und die Elektrode gegeben. Die Elektrode mißt die Konzentrationsänderung des Wasserstoffperoxids in dieser Pufferzone.
Die Primärmembran wird verwendet, um Blutkomponenten mit hohem Molekulargewicht, z. B. Proteine und Zellbestandteile des Bluts, von der Glucose abzutrennen. Diese Membran muß permeabel für Glucose sein, jedoch relativ impermeabel für die größeren molekularen und zellulären Bestandteile von Blut. Die typische Primärmembran ist nicht kompatibel mit vollständigem Blut, da die Konzentration von Komponenten mit relativ hohem Molekulargewicht in vollständigem Blut, wie etwa von Proteinen, Zellbestandteilen und Klümpchen, schnell die Membran verstopft, so daß dann die Membran ersetzt werden muß.
In der reaktiven Schicht oder Enzymschicht reagiert Glucose mit Sauerstoff in Gegenwart von Wasser und einem geeigneten Katalysator wie Glucoseoxidase unter Bildung von Glukonsäure (Gluconolacton) und Wasserstoffperoxid. Die reaktive Schicht sollte die geeignete Feuchtigkeit aufweisen, um die enzymatische Aktivität zu gestatten. Die Sekundärmembran ist eine zweite Diffusionsschicht, in der Wasserstoffperoxid von der reaktiven Schicht durch die Sekundärmembran zur Elektrodenoberfläche diffundiert. Diese Schicht ist permeabel für Wasserstoffperoxid und Wasser, aber relativ impermeabel für Gluconolacton und Störstoffe wie Ascorbinsäure und Harnsäure. Die Sekundärmembran war ein Siliconkautschuk, der als Barriere gegenüber fast allen Störstoffen mit niedrigem Molekulargewicht fungiert, einschließlich Glucose, doch den Durchtritt von Wasserstoffperoxid gestattet. Ein Beispiel eines Membransystems mit einer Siliconkautschuksekundärmembran ist offenbart im US-Patent Nr. 3,979,274.
Siliconkautschuke wurden im Stand der Technik nicht für primäre (glucosepermeable) Membranen verwendet. Obwohl die Siliconkautschuke des Stands der Technik kompatibel mit vollständigem Blut sind und sauerstoffpermeabel sind, sind sie nicht glucosepermeabel - ein wesentliches Merkmal einer Primärmembran. Vor der vorliegenden Erfindung war trotz des lange bestehenden Bedürfnisses auf diesem Gebiet kein Material gefunden worden, das in der Lage gewesen wäre, Glucose und Sauerstoff permeieren zu lassen, während es die Permeation von die Elektrode störenden Stoffen ausschließt. Ein Membranmaterial, das sowohl sauerstoff- wie glucosepermeabel ist, während es den Durchtritt von Störstoffen verhindert, ist höchst erwünscht, da mit diesem Material eine Membran in dem Membransystem weggelassen werden kann.
Der typische Sensor des Standes der Technik schließt auch eine Schicht von Puffer und Wasser, angrenzend an die Elektrodenoberfläche, zur Akkumulierung von Wasserstoffperoxid ein. Dies verlangsamt die Elektrodenantwort, da sich das Wasserstoffperoxid in dieser Schicht akkumuliert und durch die Schicht diffundiert, bevor es die Elektrode erreicht. Idealerweise sollte die Dicke der Pufferlösungsschicht Null sein, um die schnellstmögliche Elektrodenantwort zu erreichen. Wenn sich das Volumen der Pufferschicht ändert, was während der Benutzung passiert, ändert sich auch der Elektrodenresponsebereich. Infolgedessen erfordern Sensoren des Standes der Technik eine häufige Neukalibrierung des Instruments.
Die Pufferschicht und die Position der Sekundärmembran schafft ein weiteres Problem. Da die reaktive Schicht räumlich von der Elektrode, z. B. Anode, entfernt ist, wird ein großer Prozentsatz des in der reaktiven Schicht produzierten Wasserstoffperoxids ausgewaschen und erreicht niemals die Anode. Dies reduziert wesentlich die Empfindlichkeit und Genauigkeit der Elektrode. Es wäre vorteilhaft, eine Elektrode zu entwickeln, bei der das Enzym direkt an der Anode hängt. Solch eine Konstruktion würde gestatten, daß ein viel größerer Prozentsatz des Wasserstoffperoxids die Anode erreicht, wodurch eine hochempfindliche und genaue Elektrode bereitgestellt würde. Die Notwendigkeit für häufige Kalibrierung würde ebenfalls verringert werden oder wegfallen.
Wie angedeutet, haben die gegenwärtig verfügbaren elektrochemischen Sensoren verschiedene Nachteile. Weil die Primärmembran nicht kompatibel mit vollständigem Blut ist, kann nur Blut, das mit einer Pufferlösung verdünnt ist, direkt auf die Primärmembran aufgegeben werden. Auch sind die Sensoren sehr teuer, was ihre Verwendung auf Kliniken beschränkt. Die Komplexität der Sensortechnologie erfordert die Anwendung durch hochqualifiziertes Personal, was außerdem die Verwendung der gegenwärtig verfügbaren Sensoren eher auf Kliniken als für den Hausgebrauch beschränkt.
Bevor elektrochemische Sensoren für den Hausgebrauch verwendbar gemacht werden können, muß ein technologischer Fortschritt erzielt werden, um Messungen zu erlauben, bei denen vollständiges Blut verwendet wird. Dies war bis dato mit den elektrochemischen Sensoren nicht erreichbar, da die Primärmembranen, die gegenwärtig verwendet werden, nicht kompatibel für vollständiges Blut sind und durch vollständiges Blut schnell verstopft werden. Die elektrochemischen Glucosesensoren des Standes der Technik erlauben auch die Permeabilität einer wesentlichen Menge von Störstoffen zur Pufferschicht, selbst bei Messungen unter Verwendung von verdünnten Blutproben, wodurch die Meßgenauigkeit herabgesetzt wird. Diese Störstoffe sind in vollständigem Blut viel stärker konzentriert, so daß Proben mit vollständigem Blut nicht genau mit den existierenden elektrochemischen Glucosesensoren gemessen werden können. Ferner ist das existierende Primärmembranmaterial nicht ausreichend sauerstoffpermeabel, um Untersuchungen von voll ständigem Blut zuzulassen, was die Blutverdünnung und eine Testlösung mit einer erhöhten Sauerstoffkonzentration zur Analyse erfordert.
Außer zu vollständigem Blut gibt es auch andere Körperflüssigkeiten, aus denen Glucose gemessen werden kann. Veröffentlichte Daten deuten darauf hin, daß Schweiß ein Ultrafiltrat von Blut mit einer niedrigen, variablen Glucosekonzentration ist. Die Literatur weist darauf hin, daß die Glucosekonzentration im extrazellulären Raum zwischen den Zellen und an intramuskulären oder subkutanen Stellen niedriger ist als der Blutzuckerspiegel doch wird angenommen, daß sie ein gutes Maß für die Glucose im Blut ist. Somit erreicht Glucose die Unterseite der Haut in potentiell nützlichen Mengen.
Damit ein Sensor in dieser Umgebung funktioniert, muß die Glucose die Haut permeieren. Haut wird normalerweise nicht als glucosepermeabel betrachtet; transkutane Messungen von Blutgasen (Sauerstoff, Kohlendioxid, Stickoxide) sind jedoch wohlbekannt. Da sich Glucose im Schweiß findet, muß sie die Haut auf dem Wege der Schweißdrüsen permeieren, wenn nicht durch einen anderen Mechanismus. Das Verfahren der Schweißproduktion ist ein dynamischer Prozeß, so daß die Glucosekonzentration in Schweiß abhängt von der relativen Permeabilität der Membran der Schweißdrüse für Glucose und Wasser. Wenn der Prozeß zur Einstellung des Gleichgewichts gezwungen wird, sollte die Glucosekonzentration die Konzentration innerhalb der Haut erreichen. Potentielle praktische Schwierigkeiten sind der Glucosemetabolismus in der Haut und die Zeit, die zur Äquilibrierung der Glucose am Sensor erforderlich ist.
Herkömmliche Sensoren zur Glucosemessung in Schweiß erfordern eine Probenahme oder das Einsetzen von komplizierten Verfahren oder Testausrüstungen. Beispiele herkömmlicher Sensoren sind offenbart in den US-Patenten Nr. 4,044,772, 4,195,641 und 4,329,999. Es besteht ein Bedarf nach einem nichtinvasiven Sensor zur Messung von Glucose in einer Körperflüssigkeit wie Schweiß. Der bevorzugte Sensor sollte keine komplizierte Ausrüstung einschließen oder komplizierte Verfahren erfordern.

Zusammenfassung der Erfindung

Ein Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, einen neuen und verbesserten elektrochemischen Sensor zur Abtrennung und Messung von Glucose aus vollständigem Blut bereitzustellen.
Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, eine neue und verbesserte glucosepermeable Membran zur Bestimmung der relativen Konzentration dieser Verbindung, die in einer Testflüssigkeit vorliegt, zur Verfügung zu stellen.
Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, einen neuen und verbesserten elektrochemischen Sensor zur Verfügung zu stellen, der keine besonderen Fähigkeiten zur Inbetriebnahme und den Betrieb erfordert und Genauigkeit und Stabilität zeigt.
Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, eine neue und verbesserte Membran zur Verfügung zu stellen und ein Verfahren zur Herstellung der Membran, die aus einer polymerisierbaren, Silizium enthaltenden Verbindung gebildet wird, welche in einem flüssigen Träger dispergiert ist, der in einer Menge von mindestens 5 Gew.-% während der Polymerisation in Schichtform entfernbar ist.
Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, einen neuen und verbesserten elektrochemischen Sensor zur quantitativen Glucoseanalyse zur Verfügung zu stellen, der Kosten pro Verwendung verursacht, welche mit den Kosten der Reagenzstreifenglucoseanalyse konkurrieren können.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe gelöst durch einen elektrochemischen Sensor, der eine glucosepermeable Membran einschließt, umfassend ein sauerstoffpermeables, hydroxylendblockiertes Diorganopolysiloxan, vorzugsweise Dimethylpolysiloxan, mit einem durchschnittlichen Molekulargewicht von mindestens 5.000, wobei die Membran die glucoseoxidase-immobilisierte Anode bedeckt, wodurch die Glucoseoxidase zwischen dieser Membran und der Anode gehalten wird. Die Elektrode des Sensors kann z. B. eine Clark-Elektrode sein, wie offenbart in US-Patent 2,913,386, mit einer Platinanode und einer Silberkathode, welche vorzugsweise elektrisch voneinander durch Epoxy isoliert sind. Eine Schicht eines Materials, das in der Lage ist, die Reaktion von Glucose mit Sauerstoff zu katalysieren, geeigneterweise ein Enzym wie Glucoseoxidase oder Glucosedehydrogenase, wird immobilisiert anhängend an, auf, oder vollständig gebunden an die Elektrode. Der Katalysator kann nur auf der Anode immobilisiert werden oder kann an die gesamte Elektrode angehangt werden, ohne Verlust an Genauigkeit.
Die neue und verbesserte Membran, die aus einer Dispersion einer polymerisierbaren, Silizium enthaltenden Verbindung gebildet wird, die in einer unvollständig gehärteten Form in einem flüssigen Träger appliziert wird, wird aufgebracht durch Überstreichen oder irgendein anderes Mittel eines geeigneten Katalysators, der sich in der Nähe der Elektrode befindet, so daß ein stromempfindlicher Teil der Elektrode mit der Membran umgeben wird. Das Elastomer wird an Ort und Stelle gehärtet, wodurch eine flexible elastische Membran gebildet wird, die sauerstoff- und glucosepermeabel ist und die meisten anderen Störstoffe, wie Ascorbinsäure, abschirmt. Die einzigartige Membran ist kompatibel mit vollständigem Blut und erlaubt, daß der Sensor zuhause verwendet werden kann, ohne die Notwendigkeit einer Verdünnung des vollständigen Bluts. Da die Membran kompatibel mit vollständigem Blut, sauerstoff- und glucosepermeabel ist und die meisten Störstoffe abschirmt, ist nur eine einzige Membran im Sensor erforderlich. Die Schicht aus Pufferlösung zwischen der Sekundärmembran und der Elektrode, die in Sensoren des Standes der Technik erforderlich ist, kann wegfallen, was den Sensor der vorliegenden Erfindung leicht verwendbar, aufhebbar und kalibrierbar macht. Diese Merkmale machen den Sensor in einzigartiger Weise geeignet für den Hausgebrauch. Die Einzelmembran erlaubt auch die Bindung des Enzyms an die Anode. Diese Anbringung des Enzyms steigert die Effizienz des Sensors, da Wasserstoffperoxid direkt an der stromaufnehmenden Oberfläche der Elektrode produziert wird. Ein weiterer Vorteil der erfindungsgemäßen Membran ist ihre relativ hohe Sauerstoffpermeabilität. Die hohe Sauerstoffpermeabilität der Membran sorgt für eine lineare Antwort in der Beziehung zwischen Glucosekonzentration und Sensorstrom über den gesamten anwendbaren Bereich der Glucosekonzentration. Die lineare Response sorgt für gesteigerte Responsegenauigkeit und Verläßlichkeit und verringert oder beseitigt die Notwendigkeit zur Kalibrierung durch den Benutzer. Die lineare Response erlaubt auch höhere und weniger dynamische Ablesungen als nach dem Stand der Technik möglich. Ablesungen bei diesen extremen Konzentrationswerten sind die kritischsten für Diabetiker.

KURZBESCHREIBUNG DER FIGUREN

Die obigen und weitere Ziele und Vorteile und neue Merkmale der vorliegenden Erfindung werden aus der folgenden detaillierten Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung offensichtlich werden, die in den Begleitfiguren dargestellt sind, worin:
Fig. 1 eine schematische Darstellung eines elektrochemischen Sensors des Standes der Technik ist;
Fig. 2 eine schematische Darstellung des elektrochemischen Sensors der vorliegenden Erfindung ist;
Fig. 3 eine im wesentlichen vertikale Querschnittsansicht einer Elektrode ist, die im elektrochemischen Sensor der vorliegenden Erfindung eingesetzt wird;
Fig. 4 eine Ansicht ist, die im wesentlichen entlang der Geraden 4-4 von Fig. 3 aufgenommen wurde;
Fig. 5 ein Graph ist, der den Sensorstrom gegen die Glucosekonzentration unter Verwendung des Sensors der vorliegenden Erfindung darstellt;
Fig. 6 eine Querschnittsansicht, ähnlich wie Fig. 3, einer alternativen Ausführungsform einer Elektrode ist, die im elektrochemischen Sensor der vorliegenden Erfindung eingesetzt wird.

AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN

Bezug nehmend auf die Zeichnungen wird ein elektrochemischer Sensor des Standes der Technik schematisch in Fig. 1 dargestellt und ist generell mit der Bezugsnummer (10) bezeichnet. Der Sensor des Standes der Technik (10) schließt ein: ein Membransystem, bestehend aus einer primären Glucosemembran (12) aus Polycarbonat, die glucosepermeabel ist; eine Enzymschicht (14), wie Glucoseoxidase, angebracht hinter der Primärmembran (12), und eine Sekundärmembran (16). Die Enzymschicht (14) katalysiert die Reaktion von Glucose mit Sauerstoff, wodurch die Reaktionsprodukte Wasserstoffperoxid und Gluconolacton gebildet werden. Wasserstoffperoxid dringt durch die wasserstoffperoxidpermeable Sekundärmembran (16) zu einer Elektrode (18) vor, wo es unter Bildung von Sauerstoff umgesetzt wird, was durch einen Strom detektiert wird, der durch ein Strommeßgerät in der elektronischen Ableseeinrichtung (20) aufgenommen wird. Theoretisch schützt die Sekundärmembran (16) die Elektrode (18) von allen Kontaminanten mit Ausnahme von Wasserstoffperoxid. Ein Material des Standes der Technik für die Sekundärmembran (16) ist Siliconkautschuk, welcher, wie im allgemeinen im Stand der Technik gelehrt, alle störenden Stoffe, einschließlich Glucose abhält. Ein signifikanter Nachteil des Sensors (10) des Standes der Technik ist, daß er normalerweise nur mit verdünntem Blut verwendet wird, da die Primärmembran (12) nicht kompatibel mit vollständigem Blut ist.
In Übereinstimmung mit einem wichtigen Merkmal der vorliegenden Erfindung schließt ein elektrochemischer Sensor, generell mit (100) bezeichnet, eine mit vollständigem Blut kompatible glucosepermeable Membran (112) ein. Der elektrochemische Sensor (100) der vorliegenden Erfindung wird schematisch in Fig. 2 erläutert. Die Membran (112) erlaubt, daß vollständiges Blut direkt auf die Membran (112) (Fig. 2 und 3) zur Glucosemessung aufgebracht wird. Die Membran (112) ist im Gegensatz zu den Lehren des Standes der Technik glucosepermeabel. Die Glucosepermeabilität und die Kompatibilität der Membran (112) für vollständiges Blut beseitigt die Notwendigkeit einer Sekundärmembran (16) des Sensors (10) des Standes der Technik.
In Übereinstimmung mit einem wichtigen Merkmal der vorliegenden Erfindung wurde gefunden, daß eine Dispersion einer polymerisierbaren siliziumhaltigen Verbindung, die in einer unvollständig gehärteten Form als dispergierte Phase einer Siliziumverbindung in einem flüssigen Träger aufgebracht wird, wobei der Träger im wesentlichen unlöslich in der dispersen Phase und aus der Dispersion während des Härtens entfernbar ist, als eine kontinuierliche Schicht, Film oder Membran trocknen und aushärten wird, die eine unerwartet hohe Glucosepermeabilität hat, wodurch sie als einzige Membran in einem elektrochemischen Glucosesensor funktioniert. Die siliziumhaltige Verbindung kann in der kontinuierlichen Phase als Monomer, Oligomer, Prepolymer oder unvollständig gehärtetes Polymer dispergiert sein. Die Siliziumverbindung wird an Ort und Stelle als kontinuierlicher polymerer Überzug oder Schicht gehärtet. Der entfernbare Träger, der während des Härtens beispielsweise durch Verflüchtigung entfernt wird, sollte in einer Menge von mindestens 5 Gew.-% der Dispersion vorliegen, und vorzugsweise 10 bis 90 Gew.-%.
Es wurde gefunden, daß die polymerisierbaren siliziumhaltigen Verbindungen unter Einschluß von Monomeren, Oligomeren, Prepolymeren und unvollständig gehärteten Polymeren oder deren Mischungen, die zur Polymerisation oder Weiterpolymerisation in disperser Form in der Lage sind, gehärtete Schichten oder Membranen bilden werden, wenn sie in einer dispersen Schicht bei Entfernung der kontinuierlichen Phase während des Härtens gehärtet oder polymerisiert werden, wodurch eine Schicht oder Membran mit unerwartet guter Sauerstoff- und Glucosepermeabilität zur Verfügung gestellt wird, ohne daß der Durchtritt von elektrodenempfindlichen Störstoffen zugelassen wird. Die polymerisierbaren siliziumhaltigen Verbindungen können nach Dispersion in einer kontinuierlichen Phase, z. B. unter Einschluß eines Emulgators, in einer beliebigen bekannten Weise während der Entfernung der kontinuierlichen Phase gehärtet werden, wie etwa durch Verdampfung von Wasser aus einer Siliconemulsion oder -dispersion mit Wasser als kontinuierliche Phase, wie offenbart in dem Patent von Johnson et al Nr. 4,221,688, das hierin als Referenz eingeschlossen wird, oder, wie offenbart im Patent von Elias Nr. 4,427,811, das ebenfalls hierin als Referenz eingeschlossen wird. Weiterhin kann die Dispersion der siliziumhaltigen Verbindung einen geeigneten Härtungskatalysator einschließen, oder sie kann hitzegehärtet werden, solange die Dispersion der siliziumhaltigen Verbindung als Schicht in Form einer unvollständig gehärteten Dispersion aufgebracht wird und mindestens ein Teil des Trägers oder der kontinuierlichen Phase von der Dispersion während des endgültigen Aushärtens entfernt wird. Ohne Beschränkung auf einen besonderen Mechanismus besteht eine Theorie, daß eine gewisse Anordnung der aggregierenden oder polymerisierenden siliziumhaltigen Polymermoleküle während der Polymerisation auftritt, so daß während des endgültigen Entfernens des Trägers Mizellen gebildet werden, so daß die aggregierenden siliziumhaltigen Polymermoleküle beim Härten in einer Weise gebunden werden, daß sie in der Lage sind, die Permeation von Glucose und Sauerstoff zwischen den Molekülen zuzulassen, während sie elektrodenempfindliche Störstoffe ausschließen.
Die Silizium enthaltenden Verbindungen, die erfindungsgemäß verwendbar sind, sind solche, die in einem im wesentlichen unlöslichen flüssigen Träger wie Wasser dispergiert werden können, in disperser Form polymerisierbar sind und beim Härten einen kontinuierlichen Film oder eine kontinuierliche Schicht ergeben.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist die polymerisierbare siliziumhaltige Verbindung ein Organosiloxan und insbesondere ein Diorganosiloxan, das im wesentlichen einen linearen Typ von Diorganosiloxanrepetiereinheiten umfaßt, welche eine kleine Anzahl von Monoorganosiloxaneinheiten bis zu einem Maximum von ungefähr einer Monoorganosiloxaneinheit pro 100 Diorganosiloxaneinheiten einschließen können, worin die Polymerkette an jedem Ende mit siliziumgebundenen Hydroxylgruppen beendet wird, wie offenbart im US-Patent von Johnson et al Nr. 4,221,688, das hiermit als Referenz eingefügt wird.
Gemäß einer weiteren wichtigen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird die polymerisierbare siliziumhaltige Verbindung, die eine glucosepermeable Membran bildet, auf eine Elektrode als wäßrige Siliconemulsion, umfassend eine kontinuierliche Wasserphase und eine anionisch stabilisierte dispergierte Siliconphase, aufgebracht, worin die Siliconphase ein Pfropfcopolymer eines wasserlöslichen Silicats und eines hydroxyl-endblockierten Polydiorganosiloxans ist. Wie offenbart im Patent von Saam Nr. 4,244,849, sind solche Siliconemulsionen mit einem pH im Bereich von 8,5 bis 12 stabil bei längerer Aufbewahrung und ergeben eine gehärtete elastomere kontinuierliche Schicht bei Entfernung des Wassers unter Umgebungsbedingungen. Diese Siliconverbindungen werden aus der Wechselwirkung von hydroxyl-endblockierten Polydiorganosiloxanen und Alkalimetallsilicaten erhalten, wodurch Pfropfcopolymere gebildet werden, die anionisch in wäßrigen Emulsionen bei einem pH von z. B. 8,5 bis 12 stabilisiert sind. Wenn Stabilität nicht wichtig ist, ist jedoch der pH nicht kritisch. Beispielsweise kann die Emulsion in Schichtform aufgebracht werden, um die Membran herzustellen, sobald die Komponenten homogen dispergiert sind.
Der Ausdruck "hydroxyl-endblockiertes Polydiorganosiloxan" soll ein im wesentlichen lineares Polymer von Diorganosiloxanrepetiereinheiten beschreiben, das nicht mehr als kleine Verunreinigungen an Monoorganosiloxaneinheiten enthält. Das hydroxyl-endblockierte Diorganosiloxan wird daher im wesentlichen zwei siliziumgebundene Hydroxylradikale pro Molekül enthalten. Um dem nach Entfernung des Wassers aus der Emulsion erhaltenen Produkt elastomere Eigenschaften zu verleihen, sollte das Polysiloxan ein Molekulargewichtgewichtsmittel (Mw) von mindestens 5.000 haben. Polysiloxane mit Molekulargewichtgewichtsmitteln von unter 5.000, beispielsweise bis herab auf etwa 90, sind ebenfalls verwendbar, solange die Polymere einen kontinuierlichen Film oder eine kontinuierliche Schicht beim Härten bilden. Zugfestigkeiten und Zugdehnungen bei Bruch verbessern sich mit zunehmendem Molekulargewicht, wobei relativ hohe Zugfestigkeiten und Zugdehnungen oberhalb einem Mw von 50.000 erhalten werden. Da jedoch in einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung die gehärteten Polymere direkt an eine Elektrode gebunden werden und während ihrer Verwendung keiner ernsthaften mechanischen Beanspruchung unterliegen, ist eine hohe Festigkeit für das Polymer nicht erforderlich, um in der hier beschriebenen Erfindung verwendbar zu sein. Das maximale Mw ist das, das in einem flüssigen Träger oder einer kontinuierlichen Phase wie Wasser emulgiert oder anderweitig dispergiert werden kann. Man erwartet, daß Molekulargewichtgewichtsmittel bis zu 1.000.000 für die unvollständig gehärteten dispersen Polysiloxane praktikabel für diese Erfindung sind. Beim Härten gibt es keine Obergrenze für das Molekulargewicht der Membran. Das bevorzugte Mw für das polymerisierbare disperse Siloxan liegt im Bereich von 1.000 bis 700.000.
Organische Radikale bei den verwendbaren hydroxyl-endblockierten Polydiorganosiloxanen können beispielsweise einwertige Kohlenwasserstoffradikale, die weniger als sieben Kohlenstoffatome pro Radikal und 2-(Perfluoralkyl)ethylradikale, die weniger als sieben Kohlenstoffatome pro Radikal enthalten, sein. Beispiele von einwertigen Kohlenwasserstoffradikalen schließen ein Methyl, Ethyl, Propyl, Butyl, Isopropyl, Pentyl, Hexyl, Vinyl, Cyclohexyl und Phenyl, und Beispiele von 2-(Perfluoralkyl)ethylradikalen schließen ein 3,3,3-Trifluorpropyl und 2-(Perfluorbutylmethyl). Die hydroxyl-endblockierten Polydiorganosiloxane enthalten vorzugsweise organische Radikale, bei denen mindestens 50 % Methyl sind. Die bevorzugten Polydiorganosiloxane sind die hydroxyl-endblockierten Polydimethylsiloxane.
Gemäß einer wichtigen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird das hydroxyl-endblockierte Polydiorganosiloxan als anionisch stabilisierte wäßrige Emulsion eingesetzt. Zum Zwecke dieser Ausführungsform bedeutet "anionisch stabilisiert", daß das Polydiorganosiloxan in einer Emulsion mit einem anionischen Tensid stabilisiert ist. Die am stärksten bevorzugten anionisch stabilisierten wäßrigen Emulsionen von hydroxyl-endblockierten Polydiorganosiloxanen sind diejenigen, die nach dem Verfahren der anionischen Emulsionspolymerisation hergestellt wurden, wie beschrieben bei Findlay et al in US-Patent Nr. 3,294,725, das hiermit als Referenz eingeschlossen ist, um Polymerisationsverfahren und anionisch stabilisierte Emulsionen von hydroxyl-endblockierten Polydiorganosiloxanen zu zeigen. Ein weiteres Verfahren zur Herstellung von hydroxyl-endblockierten Polydiorganosiloxanen ist beschrieben von Hyde et al im US-Patent Nr. 2,891,920, das hiermit als Referenz eingeschlossen ist, um die hydroxyl-endblockierten Polydiorganosiloxane und deren Herstellungsverfahren zu zeigen. Diese und andere Verfahren sind Stand der Technik.
Ein Alkalimetallsilicat oder kolloidales Siliziumdioxid kann in der emulgierten Siliconzusammensetzung zur Herstellung von in der Erfindung verwendeten Emulsionen mit verlängerter Stabilität bei Aufbewahrung eingeschlossen sein. Die zur Verwendung in den Emulsionen, die die erfindungsgemäßen glucosepermeablen Membranen bilden, bevorzugten Alkalimetallsilicate sind wasserlösliche Silicate. Das Alkalimetallsilicat wird vorzugsweise als wäßrige Lösung eingesetzt. Wäßrige Silicatlösungen eines beliebigen Alkalimetalls können eingesetzt werden wie Lithiumsilicat, Natriumsilicat, Kaliumsilicat, Rubidiumsilicat und Cäsiumsilicat.
Die kolloidalen Siliziumdioxide sind wohlbekannt, und viele sind im Handel erhältlich und können in die Dispersion zur Erhöhung der Festigkeit und Stabilität bei Aufbewahrung eingeschlossen werden. Obwohl jedes kolloidale Siliziumdioxid verwendet werden kann, einschließlich Quarzstäube und gefällte kolloidale Siliziumdioxide, sind die bevorzugten kolloidalen Siliziumdioxide solche, die in einem wäßrigen Medium erhältlich sind. Kolloidale Siliziumdioxide in wäßrigem Medium sind gewöhnlich in einer stabilisierten Form erhältlich, z. B. stabilisiert mit Natriumionen, Ammoniak oder Aluminiumionen. Wäßrige kolloidale Siliziumdioxide, welche mit Natriumionen stabilisiert wurden, sind besonders brauchbar zur Bildung einer Emulsion, da das pH-Erfordernis unter Verwendung eines solchen durch Natriumionen stabilisierten kolloidalen Siliziumdioxids erfüllt werden kann, ohne daß man zusätzliche Bestandteile zugeben muß, um den pH in den Bereich von z. B. 8,5 bis 12 zu bringen. Der Ausdruck "kolloidales Siliziumdioxid (Silica)", wie hierin verwendet, bezeichnet diejenigen Siliziumdioxide, welche Partikeldurchmesser von 0,0001 bis 0,1 um haben. Vorzugsweise betragen die Partikeldurchmesser der kolloidalen Siliziumdioxide von 0,001 bis 0,05 um
Das kolloidale Siliziumdioxid kann zu dem anionisch stabilisierten hydroxylierten Polydiorganosiloxan in Form eines trockenen Pulvers oder als wäßrige Dispersion zugegeben werden. Das beste Verfahren ist, das kolloidale Siliziumdioxid in Form einer durch Natriumionen stabilisierten wäßrigen Dispersion von kolloidalem Siliziumdioxid zuzugeben. Es gibt viele solche durch Natriumionen stabilisierte wäßrige Dispersionen von kolloidalem Siliziumdioxid, die im Handel erhältlich sind. Diese im Handel erhältlichen kolloidalen Siliziumdioxide stehen gewöhnlich als wäßrige Dispersionen mit 15 bis 30 Gew.-% kolloidalem Siliziumdioxid und einem pH im Bereich von 0,5 bis 10,5 zur Verfügung.
Wäßrige Lösungen von Natrium- oder Kaliumsilicat sind wohlbekannt und im Handel erhältlich. Die Lösungen enthalten im allgemeinen keine signifikanten Mengen an diskreten Partikeln von amorphem Siliziumdioxid und werden im allgemeinen als Wasserglas bezeichnet. Das Gewichtsverhältnis von SiO&sub2; zu Alkalimetalloxid in den wäßrigen Lösungen der Alkalimetallsilicate ist nicht kritisch und kann in einem normalen Bereich von ungefähr 1,5 bis 3,5 für die Natriumsilicate und 2,1 bis 2,5 für die Kaliumsilicate variiert werden. Die wäßrigen Alkalimetallsilicatlösungen sind besonders nützlich zur Herstellung der Emulsionen der vorliegenden Erfindung, da die Zugabe der Silicatlösung oft den pH der Emulsion in den Bereich von ungefähr 8,5 bis ungefähr 12 bringt, so daß zusätzliche Inhaltsstoffe zur Einstellung des pH-Werts der Emulsion nicht zugegeben werden müssen. Natürlich können auch andere wäßrige Alkalimetallsilicatlösungen wie die, die durch Hydrolyse von Siliconestern in wäßrigen Alkalimetallhydroxidlösungen hergestellt werden, in der vorliegenden Erfindung eingesetzt werden.
Gemäß einer erfindungsgemäßen Ausführungsform wird die polymerisierbare siliziumhaltige Verbindung durch Kombination einer wäßrigen Lösung eines Alkalimetallsilicats und der polymerisierbaren siliciumhaltigen Verbindung in einer Emulsion dispergiert, so daß ein Pfropfcopolymer in Form von dispersen Partikeln gebildet wird. Das bevorzugte Verfahren zur Herstellung von Siliconemulsionen ist die Zugabe des Alkalimetallsilicats zu einer anionisch stabilisierten wäßrigen Emulsion von einem oder mehreren hydroxyl-endblockierten Polydiorganosiloxanen, Einstellung des pH-Wertes der Emulsion in den Bereich von ungefähr 8,5 bis 12 und dann Altern der Emulsion während einer Zeit, so daß ein elastomeres Produkt bei der Entfernung des Wassers unter Umgebungsbedingungen gebildet wird. In dieser Ausführungsform ist der pH der Emulsion, die gelöstes Silicat und dispergiertes hydroxyl-endblockiertes Polydiorganosiloxan enthält, wichtig für die Bildung der Emulsion. Ein pH von 8,5 bis 12 hält das Alkalimetallsilicat in Lösung, so daß eine hinreichende Pfropfcopolymerisation zwischen dem gelösten Silicat und dem dispergierten Siloxan während der Entfernung des Trägers (z. B. Wasser) stattfindet, wodurch eine Emulsion hergestellt wird, die in der Lage ist, Polymerisation oder Weiterpolymerisation der siliziumhaltigen Verbindung zu gestatten, wenn sie als Schicht zur Bildung einer Membran abgelagert wird. Wenn der pH niedriger ist als der bezeichnete Bereich, bildet sich Kieselsäure aus dem Alkalimetallsilicat. Kieselsäure ist instabil und polymerisiert schnell unter Kondensation, was die Emulsion gelieren kann. Da die Bildung von Kieselsäure fast vollständig bei einem pH von 10 bis 12 unterdrückt wird und die Reaktion zwischen gelöstem Alkalimetallsilikat und dispergierten Siloxanen schneller im pH-Bereich von 10 bis 12 stattfindet, ist dieser pH-Bereich für Emulsionen, die ein Alkalimetallsilicat enthalten, bevorzugt.
Siliconemulsionen, die durch diese Ausführungsform einer Silicatcopolymerisation hergestellt wurden, werden in einem pH-Bereich von 8,5 bis 12 während eines Zeitraumes gealtert, der ausreicht, um Wechselwirkungen zwischen dem gelösten Silicat und dem dispersen Siloxan zu gestatten, so daß ein elastomeres Produkt bei Entfernung des Wassers unter Umgebungsbedingungen gebildet wird, wie offenbart in dem US-Patent von Saam Nr. 4,244,849, das hierin als Referenz eingeschlossen wird. Der Zeitraum für das Altern wird wirksam verringert, wenn ein organisches Zinnsalz in einer Menge von 0,1 bis 2 Gew.-Teilen pro 100 Gew.-Teile Polydiorganosiloxan eingesetzt wird. Die organischen Zinnsalze, von denen erwartet wird, daß sie in den Emulsionen verwendbar sind, schließen Mono-, Di- und Triorganozinnsalze ein. Das Anion des eingesetzten Zinnsalzes ist nicht kritisch und kann entweder organisch oder anorganisch sein, obwohl organische Anionen wie Carboxylate im allgemeinen bevorzugt werden. Organische Zinnsalze, die eingesetzt werden können, schließen Octylzinntriacetat, Dioctylzinndioctanoat, Didecylzinndiacetat, Dibutylzinndiacetat, Dibutylzinndibromid, Dioctylzinndilaurat und Trioctylzinnacetat ein. Das bevorzugte Diorganozinndicarboxylat ist Dioctylzinndilaurat.
Die Konzentration der polymerisierbaren siliziumhaltigen Verbindung, beispielsweise des hydroxyl-endblockierten Polydiorganosiloxans in der stabilisierten Emulsion ist nicht kritisch, insbesondere weil das Wasser oder der andere Träger als kontinuierliche Phase während des Härtens der Siliziumphase während der Film-, Schicht- oder Membranbildung entfernt wird.
Die relativen Mengen an eingesetzten Alkalimetallsilicaten und hydroxyl-endblockierten Polydiorganosiloxanen können über einen beträchtlichen Bereich variieren. Bevorzugte Elastomereigenschaften werden erhalten, wenn 0,3 bis 30 Gew.-Teile Silicat pro 100 Gew.-Teile Siloxan eingesetzt werden.
Andere verwendbare polymerisierbare siliziumhaltige Verbindungen zur Bildung der Dispersionen, die zur Bildung einer kontinuierlichen siliziumhaltigen Polymermembran mit Glucosepermeabilität erfindungsgemäß verwendbar sind, schließen die vinyl-endblockierten Polydiorganosiloxane ein, dispergiert zusammen mit einer Organosiliconverbindung mit silicongebundenen Wasserstoffatomen, wie offenbart im Patent von Willing Nr. 4,248,751, das hiermit als Referenz eingeschlossen wird. Wie in dem Willing-Patent offenbart ist, werden diese Siliconverbindungen im allgemeinen dispergiert, indem man das vinyl-endblockierte Polydiorganosiloxan zusammen mit einer Organosiliconverbindung mit silicongebundenen Wasserstoffatomen unter Verwendung von Wasser und eines Tensids emulgiert, wodurch eine Emulsion gebildet wird, und danach einen Platinkatalysator zugibt und die Emulsion zur Bildung eines vernetzten Silicons erwärmt.
Das vinyl-endblockierte Polydiorganosiloxan kann ein beliebiges Polydiorganosiloxan sein, das mit Diorganovinylsiloxyeinheiten endblockiert ist und kann dargestellt werden durch die Formel
(CH&sub2;=CH)R&sub2;SiO(R&sub2;SiO)xSiR&sub2;(CH=CH&sub2;),
worin R jeweils ein einwertiges Kohlenwasserstoffradikal oder ein einwertiges halogeniertes Kohlenwasserstoffradikal ist und x die Zahl der Diorganosiloxanrepetiereinheiten im Polymer darstellt. Die einwertigen Radikale können irgendwelche aus dem Stand der Technik sein, sind aber vorzugsweise solche mit sechs Kohlenstoffatomen oder weniger. Die bevorzugten Polydiorganosiloxane sind solche, worin die monovalenten organischen Radikale Methyl, Ethyl, Phenyl, 3,3,3-Trifluorpropyl und deren Mischungen sind, worin mindestens 50 % der Radikale Methylradikale sind. Die Polydiorganosiloxane können ein Einzelpolymer sein mit derselben Art von Diorganosiloxanrepetiereinheiten oder mit einer Kombination von zwei oder mehr Arten von Diorganosiloxanrepetiereinheiten wie einer Kombination von Dimethylsiloxaneinheiten und Methylphenylsiloxaneinheiten. Eine Mischung von zwei oder mehr Polydiorganosiloxanen ist ebenfalls verwendbar. Der Wert von x ist nicht kritisch, da beim abschließenden Härten in der dispergierten Schicht der Wert von x schnell ansteigt. Die Obergrenze von Polydiorganosiloxan, die im Rahmen dieser Erfindung geeignet ist, ist nur auf das Ausmaß beschränkt, das nicht mehr unter Bildung einer homogenen Dispersion dispergiert werden kann, um eine homogene Schicht zu erzielen, die in der Lage ist, eine kontinuierliche Membran bei vollständiger Härtung zu bilden.
Gemäß dieser vinyl-endblockierten Ausführungsform enthält die Organosiliconverbindung oder Mischung von Verbindungen, die mit dem Polydiorganosiloxan dispergiert sind, siliziumgebundene Wasserstoffatome. Die Organosiliziumverbindung kann eine beliebige Verbindung oder Kombination von Verbindungen sein, die siliziumgebundene Wasserstoffatome enthält, welche als Vernetzer verwendbar sind, und die durchschnittlich mindestens 2,1 siliziumgebundene Wasserstoffatome pro Molekül Organosiloxanverbindung zur Verfügung stellt. Solche Organosiliziumverbindung sind im Stand der Technik bekannt, wie erläutert in US-Patent Nr. 3,697,473, welches hiermit als Referenz eingeschlossen ist. Die bevorzugten Organosiliziumverbindungen sind diejenigen Siloxane, die aus Einheiten, ausgewählt aus
HSiO1,5, R'HSiO, R'&sub2;HSiO0,5, R'&sub2;SiO, R'&sub3;SiO0,5, und SiO&sub2;, bestehen, so daß mindestens 2,1 siliziumgebundene Wasserstoffatome pro Molekül vorhanden sind. Jedes R' ist vorzugsweise ausgewählt aus einem Alkylradikal von 1 bis einschließlich 12 Kohlenstoffatomen, Phenyl und 3,3,3-Trifluorpropyl.
Die Menge an vinyl-endblockiertem Diorganosiloxan und an Organosiliziumverbindung kann gewichtsmäßig sehr verschieden sein, da die Gewichtseinheit für jedes Phenylradikal oder siliziumgebundene Wasserstoffatom beträchtlich variieren wird. Solche "Gewichtseinheiten" werden bestimmt, indem man das Molekulargewicht durch die Anzahl der Vinylradikale pro Molekül oder die Anzahl von SiH pro Molekül dividiert. Weil die vernetzten Moleküle in der Membran durch die Umsetzung zwischen dem Vinylradikal des Polydiorganosiloxans und des siliziumgebundenen Wasserstoffatoms der Organosiliziumverbindung gebildet werden, werden die jeweiligen Mengen vom Verhältnis von SiH zu Vinyl abhängen. Die Stöchiometrie würde nahelegen, daß ungefähr 1 SiH pro Vinyl ausreichend wäre; jedoch kann die Reaktivität des SiH ebenso wie seine Verfügbarkeit für eine Reaktion signifikant verschieden sein. Aus diesem Grund kann das Verhältnis von SiH zu Vinyl über die stöchiometrischen Mengen hinaus variieren, und es können immer noch Produkte, die zur Polymerisation in der Schicht in der Lage sind, gebildet werden, wodurch kontinuierliche glucosepermeable Membranen zur Verfügung gestellt werden. Das vinyl-endblockierte Polydiorganosiloxan und die Organosiliziumverbindung werden vorzugsweise kombiniert, so daß das Verhältnis von SiH zu Vinyl von 0,75/1 bis 4/1 variieren kann, wobei der am meisten bevorzugte Bereich 0,75/1 bis 1,5/1 ist.
Der Platinkatalysator kann ein beliebiger Platinkatalysator sein, von dem bekannt ist, daß er die Addition von siliziumgebundenen Wasserstoffatomen an siliziumgebundene Vinylradikale katalysiert. Die Platinkatalysatoren können von einer beliebigen bekannten Form sein, reichend von Platin als solchem oder aufgebracht auf Trägern wie Silicagel oder gepulverter Aktivkohle bis zu Platinchloriden, Platinsalzen und Chloroplatinsäure. Die Dispergierbarkeit der Platinkatalysatoren im Siloxan kann gesteigert werden, indem man sie mit vinylhaltigen Siloxanen komplexiert, wie beschrieben in US-Patent Nr. 34 19 593.
Die Menge des verwendeten Platinkatalysators sollte so sein, daß mindestens 0,1 Gew.-Teil Platin pro eine Million Gewichtsteile des vereinigten Gewichts von Polydiorganosiloxan und Organosiliziumverbindung vorliegt. Vorzugsweise beträgt die Menge an verwendetem Katalysator 1 bis 20 Gew.-Teile Platin pro eine Million Gewichtsteile Polydiorganosiloxan und Organosiliziumverbindung. Größere Platinmengen können verwendet werden, wenn ökonomische Überlegungen keine Rolle spielen.
In den Fällen, in denen ein Platinkatalysator in die Dispersion eingeschlossen ist und wo gewünscht wird, daß ein Inhibitor des Platinkatalyators die vollständige Aushärtung vor dem Beschichten der Dispersion zur Bildung der Membran verhindern soll, gibt es viele Arten von bekannten Inhibitoren. Diese Inhibitoren verzögern oder inhibieren die Aktivität des Platinkatalysators, erlauben aber das Aktivwerden des Platinkatalysators bei erhöhten Temperaturen, z. B. etwa über 70ºC. Wenn der Träger in der Dispersion Wasser ist, sollte die Auswahl eines Inhibitors so getroffen werden, daß seine Wirksamkeit nicht durch Wasser oder Tenside zerstört wird bzw. er nicht die Emulsion zerstört. Wirksame Inhibitoren schließen die Acetylenalkohole und andere Acetylenverbindungen ein, die beschrieben sind in US-Patent Nr. 3,445,420. Andere Inhibitoren für Platinkatalysatoren sind bekannt, wie definiert in US-Patent Nr. 3,188,299, US-Patent Nr. 3,188,300, US-Patent Nr. 3,192,181, US-Patent Nr. 3,344,111, US-Patent Nr. 3,383,356, US-Patent Nr. 3,453,233, US-Patent Nr. 3,453,234 und US-Patent Nr. 3,532,649. Die dispergierte Zusammensetzung kann während eines gewissen Zeitraumes erwärmt werden, um die siliziumenthaltenden Verbindungen teilweise zu vernetzen, wodurch eine stabile Emulsion von vernetzten Partikeln, die in einem Träger dispergiert sind, gebildet wird. Nach Auftragung in Schichtform auf einer Elektrode härtet die Schicht weiter aus, wodurch eine kontinuierliche, glucosepermeable Membran gebildet wird.
Verdampfung des Trägers kann durch einen Strom von trockener Luft oder eines anderen Gases entweder bei Raumtemperatur oder bei erhöhter Temperatur unterstützt werden, ebenso durch Infrarotbeheizung oder eine Kombination der verschiedenen Mittel. Wenn beschleunigte Mittel zur Verdampfung des Trägers, z. B. Wasser, verwendet werden, sollte darauf geachtet werden, daß der schnell austretende Wasserdampf keine unerwünschten Diskontinuitäten im Film produziert.
Andere Verstärkerstoffe, die zur Verstärkung der strukturellen Integrität der erfindungsgemäßen gehärteten glucosepermeablen Membranen brauchbar sind, schließen die Polymere ein, die im Patent von Huebner et al Nr. 4,288,356 offenbart sind, das hiermit als Referenz eingeschlossen ist. Die Copolymere werden emulsionspolymerisiert und umfassen freie radikalpolymerisierte Monomere, ausgewählt aus mindestens einem ungesättigten organischen Monomer und mindestens einem ungesättigten Organosiliconmonomer. Die Copolymere bestehen aus von 1 bis 7 Gew.-% ungesättigtem Organosiliziummonomer und von 93 bis 99 Gew.-% organischem Monomer. Man nimmt an, daß ein beliebiges ungesättigtes organisches Monomer, das gemeinhin zur Bildung von Polymeren durch freie Radikalpolymerisation verwendet wird, eingesetzt werden kann, entweder als solches oder in Kombination; beispielsweise Styrol, Methylmethacrylat und Vinylchlorid. Das ungesättigte Organosiliziummonomer kann ein ungesättigtes Silan, Siloxan oder Silazan sein, das mit dem ungesättigten organischen Monomer oder der Mischung ungesättigter organischer Monomere copolymerisieren und SiOH unter den Bedingungen eines Emulsionspolymerisationsverfahrens, das zur Herstellung des Copolymers eingesetzt wird, bilden wird.
Das ungesättigte Organosiliziummonomer kann ein Silan der Formel R'R''xSi(R''')3-x sein, worin R' ein olefinisches ungesättigtes Radikal wie Vinyl, Allyl, Acryloxypropyl oder Methacryloxypropyl ist, R' ein Alkylradikal mit 1 bis 4 Kohlenstoffatomen inklusive oder ein Phenylradikal ist, und R''' eine hydrolysierbare Gruppe wie -OR'', -OCOR'' oder Halogen ist, und x 0, 1 oder 2 ist. Das ungesättigte Organosiliziummonomer kann ein cyclisches Siloxan der Formel (R'R''SiO)a sein, worin R' und R'' wie oben definiert sind und a von 3 bis 6 inklusive reicht. Das ungesättigte Organosiliziummonomer kann ein Disilazan der Formel
R'R''&sub2;Si-NH-SiR''&sub2;R' sein, worin R' und R'' wie zuvor definiert sind. Das ungesättigte Organosiliziummonomer kann ein cyclisches Silazan der Formel (R'R''SiNH)&sub3; sein, worin R und R'' wie zuvor definiert sind. Ein bevorzugtes ungesättigtes Organosiliziummonomer ist Vinyltriethoxysilan.
Beispiele ungesättigter Organosiliziummonomere schließen Silane ein wie ViMeSiCl&sub2;; ViMe&sub2;SiOMe, ViMeSi(OEt)&sub2; und ViSi(OEt)&sub3;, Siloxane wie (ViMe&sub2;Si)&sub2;O (ViMeSiO)&sub3; und (ViMeSiO)a, worin a von 3 bis 6 inklusive reicht, und Silazane wie (ViMe&sub2;Si)&sub2;NH und (ViMeSiNH)&sub3;, worin Me Methylradikal, Et Ethylradikal und Vi Vinylradikal ist.
Das ungesättigte organische Monomer und das ungesättigte Organosiliziummonomer können emulsionspolymerisiert werden durch die üblichen Methoden, mit denen solche Copolymerisationen durchgeführt werden. Ein solches Verfahren ist beschrieben von Blackderf in US-Patent Nr. 3,706,697, welches hiermit als Referenz eingeschlossen wird, um ein Verfahren zur Copolymerisierung eines Acrylesters und eines Acryloxyalkylalkoxysilans durch Emulsionspolymerisation des organischen Monomers durch einen freien Radikalgenerator zu zeigen.
Beispielsweise wird eine Mischung aus Wasser und einem anionischen Tensid hergestellt, und dann wird eine Mischung von Styrol und Vinyltriethoxysilan langsam unter Stickstoff zugegeben. Ammoniumpersulfat wird dann als Polymerisationskatalysator zugegeben. Erwärmen der Mischung startet die Polymerisation, aber es ist auch notwendig, die Reaktionstemperatur zu kontrollieren, so daß sich die Emulsion aufgrund der exothermen Reaktion nicht überhitzt. Nach der Polymerisation wird die Emulsion auf einen pH von > 7 gebracht.
Das Copolymer wird in einer Menge von 5 bis 100 Gew.-Teilen des emulsionspolymerisierten Copolymers pro 100 Gew.-Teile polymerisierbare Si-enthaltende Verbindung, z. B. Polydiorganosiloxan, zugegeben. Die Zugabe des Copolymers dient als Verstärker oder Füllstoff für das Polydiorganosiloxan. Mengen von 5 bis 25 Teilen Copolymer, die pro 100 Teile polymerisierbare siliziumhaltige Verbindung zugegeben werden, ergeben eine verstärkte Membran, die die gewünschte Glucosepermeabilität und Festigkeit hat, ohne die Zugabe anderer Füllstoffe, wie etwa SiO&sub2;. Wenn die Menge an zugegebenen Copolymer 25 bis 60 Gew.-% beträgt ist das durch Trocknung der Emulsion erhaltene Endprodukt eine Membran von höherer Festigkeit. Je mehr Copolymer zugegeben wird, desto härter und weniger elastisch wird die Membran am Ende.
Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung wird ein Alkylzinnsalz zur Dispersion zugegeben, um die Aushärtung der endgültigen Emulsion während der Verflüchtigung oder anderweitigen Entfernens des Trägers zu katalysieren, wodurch man die ausgehärtete Membran erhält. Bevorzugte Salze sind Dialkylzinndicarboxylate wie Dibutylzinndiacetat, Dibutylzinndilaurat und Dioctylzinndilaurat. Besonders bevorzugt ist Dibutylzinndilaurat. Die Katalysatoremulsion wird in einer Menge eingesetzt, die ausreicht, um 0,1 bis 2 Gew.-Teile Alkylzinnsalz pro 100 Gew.-Teile polymerisierbare siliziumhaltige Verbindung, z. B. Polydiorganosiloxan, zu erzielen. Größere Mengen könnten verwendet werden, doch eine größere Menge würde keinem sinnvollen Zweck dienen.
Ein Silanvernetzungsmittel der allgemeinen Formel Am-SI(OR)4-m kann zur Dispersion zur Verstärkung der physikalischen Eigenschaften der ausgehärteten Membran zugegeben werden. Das Radikal A im Silanvernetzungsmittel ist ein Mitglied, das ausgewählt ist aus der Gruppe bestehend aus einem Wasserstoffatom, einwertigen Kohlenwasserstoffradikalen mit 1 bis einschließlich 6 Kohlenstoffatomen und einwertigen Halokohlenwasserstoffradikalen mit 1 bis einschließlich 6 Kohlenstoffatomen. Bevorzugte Radikale sind Methyl, Ethyl Phenyl und 3,3,3-Trifluoropropyl, wobei Methyl besonders bevorzugt ist. Das Radikal R ist ein Wasserstoffatom oder eine Alkylgruppe mit 1 bis 4 Kohlenstoffatomen einschließlich,
-CH&sub2;CH&sub2;OH, -CH&sub2;CH&sub2;OCH&sub3; oder eine -CH&sub2;CH&sub2;-OC&sub2;H&sub5;-Gruppe. Die R-Radikale im Silanmolekül können gleich oder verschieden sein. Die Anzahl der A-Radikale kann 0 oder 1 sein, was bedeutet, daß ein Silanmolekül entweder tri- oder tetrafunktional sein kann, um als Vernetzungsmittel beim Aushärten der erfindungsgemäßen Membran am Ende zu fungieren. Die OR-Gruppe am Silan ist eine hydrolysierbare Gruppe, die SiOH während des Aushärtens der erfindungsgemäßen Membranen bildet. Das bevorzugte Silanvernetzungsmittel ist Methyltrimethoxysilan. Das Silanvernetzungsmittel kann in einer hinreichenden Menge eingeschlossen sein, um den gewünschten Vernetzungsgrad zu erhalten. Die zu verwendende Menge hängt vom Hydroxylgehalt der polymerisierbaren Si-haltigen Verbindung und dem Molekulargewicht des gewählten Vernetzungsmittels ab. Je mehr Vernetzungsmittel verwendet wird, desto härter und weniger elastisch wird die Membran. Brauchbare Mengen des bevorzugten Methyltrimethoxysilanvernetzers variieren von 1 bis 7 Gew.-Teilen Silan pro 100 Gew.-Teile Polydiorganosiloxan.
Andere brauchbare siliconhaltigen Verbindungen, die in der Lage sind, unter Bildung einer Membran, eines Films oder einer Schicht, die glucosepermeabel sind, zu polymerisieren, schließen die Copolymere von Diorganosiloxanen und einem beliebigen hydrolysierbaren Silan ein, wie offenbart im Patent von Sorkin Nr. 3,624,017, das hierin als Referenz eingeschlossen ist.
Die Diorganosiloxane können in der Dispersion als Monomer oder Polymer eingeschlossen sein. Das Monomer kann teilweise in der Dispersion oder Emulsion polymerisiert werden, und dann kann Silan zugegeben und mit dem Diorganosiloxanpolymer copolymerisiert werden. Das zur Bildung einer Emulsion mit den Copolymeren verwendete Tensid kann entweder anionisch, kationisch oder nichtionisch sein, und jeder beliebige Katalysator, der zur Initiierung der Copolymerisation verwendbar ist, kann verwendet werden, wie etwa eine starke Säure oder eine starke Base. Das Diorganosiloxan, von dem man ausgeht, kann entweder ein cyclisches oder ein lineares Material sein, und das Molekulargewicht des Diorganosiloxans, von dem ausgegangen wird, ist nicht kritisch.
Die Dispersion der polymerisierbaren siliciumhaltigen Verbindung oder der Verbindungen kann die Komponenten in einem breiten Konzentrationsbereich enthalten. Der bevorzugte Konzentrationsbereich wird von der Dicke der gewünschten Membran abhängen. Um beispielsweise eine dicke elastomere Membran (0,5 mm dick) zur Verfiigung zu stellen, die keine Risse bildet, wenn der Träger oder die kontinuierliche Phase verdampft werden, ist es am besten, eine Dispersion mit einer kombinierten Menge von Silicat und Polydiorganosilozan im Bereich von 67 bis 160 Gew.-Teilen pro 100 Gew.-Teile Carrier, z. B. Wasser, zu verwenden. Bevorzugte Membrandicken sind 0,013 bis 0,64 mm (0,5 bis 25 mils), beispielsweise 0,11 mm (4,5 mils).
Wenn ein Emulgator zur Bildung der Dispersion in die Zusammensetzung eingebracht wird, kann die Emulgatormenge weniger als 2 Gew.-% der Emulsion ausmachen, und der Emulgator kann aus neutralisierter Sulfonsäure, die bei der Emulsionspolymerisationsmethode zur Herstellung eines hydroxyl-endblockierten Polydiorganosilozans verwendet wird, resultieren.
Anionische Tenside sind vorzugsweise die Salze der oberflächenaktiven Sulfonsäuren, die bei der Emulsionspolymerisation unter Bildung der hydroxyl-endblockierten Polydiorganosiloxane verwendet werden, wie gezeigt in US-Patent Nr. 3,294,725, das hierin als Referenz eingeschlossen ist, um die oberflächenaktiven Sulfonsäure und deren Salze zu zeigen. Die Alkalimetallsalze der Sulfonsäuren sind bevorzugt, insbesondere die Natriumsalze. Die Sulfonsäure kann beispielsweise illustriert werden durch aliphatisch substituierte Benzolsulfonsäuren, aliphatisch substituierte Naphthalinsulfonsäuren, aliphatische Sulfonsäuren, Silylalkylsulfonsäuren und aliphatisch substituierte Diphenylethersulfonsäuren. Andere anionische Emulgatoren können verwendet werden, beispielsweise Alkalimetallsulforicinoleate, sulfonierte Glycerylester von Fettsäuren, Salze von sulfonierten einwertigen Alkoholestern, Amide der Aminosulfonsäure wie das Natriumsalz von Oleylmethyltaurid, Alkalisalze von sulfonierten aromatischen Kohlenwasserstoffen wie Natrium-alpha-napthalinmonosulfonat, Kondensationsprodukte von Naphthalinsulfonsäuren mit Formaldehyd und Sulfate wie Ammoniumlaurylsulfat, Triethanolaminlaurylsulfat und Natriumlaurylethersulfat.
Nichtionische Emulgatoren können ebenfalls in der Emulsion zusätzlich zu den anionischen Emulgatoren eingeschlossen sein. Solche nichtionischen Emulgatoren sind beispielsweise Saponine, Kondensationsprodukte von Fettsäuren mit Ethylenoxid, wie der Dodecylether von Tetraethylenoxid, Kondensationsprodukte von Ethylenoxid, und Sorbitantrioleat, Kondensationsprodukte von Phenolverbindungen die Seitenketten mit Ethylenoxid haben, wie etwa Kondensationsprodukte von Ethylenoxid mit Isododecylphenol, und Iminderivate wie polymerisiertes Ethylenimin.
Die zur Bildung der glucosepermeablen Membranen der vorliegenden Erfindung verwendete Dispersion einer polymerisierbaren Siliziumverbindung kann zusätzliche Inhaltsstoffe enthalten, die die Eigenschaften der Dispersionen oder der aus der Dispersion erhaltenen ausgehärteten Polymermembranprodukte modifizieren. Beispielsweise kann ein Verdickungsmittel zugesetzt werden, um die Viskosität der Dispersion zu modifizieren oder um der Dispersion Thixotropie zu verleihen. Ein Antischaummittel kann der Dispersion zugesetzt werden, um die Schaumbildung während der Herstellung, der Beschichtung oder der Aushärtung in Schichtform zu verringern.
Füllstoffe können der Dispersion zugesetzt werden, um die Membran zu verstärken, auszudehnen oder zu färben. Brauchbare Füllstoffe schließen ein: kolloidales Siliziumdioxid, Ruß, Lehm, Aluminiumoxid, Kalziumcarbonat, Quarz, Zinkoxid, Glimmer, Titandioxid und andere Stoffe des Standes der Technik. Diese Füllstoffe sollten fein verteilt sein, und es kann vorteilhaft sein, wäßrige Dispersionen solcher Füllstoffe zu verwenden, wenn sie im Handel erhältlich sind, wie etwa wäßrige Rußdispersionen. Die Dispersionen, die eine polymerisierbare Siliziumverbindung enthalten, erfordern keinen Füllstoff und können als solche in trockener oder wäßriger Form zugegeben werden, um der Membran ausgewählte Eigenschaften zu verleihen.
Der Füllstoff hat vorzugsweise einen durchschnittlichen Partikeldurchmesser von weniger als 10 um. Brauchbare Füllstoffe hatten einen durchschnittlichen Partikeldurchmesser, der bis auf 0,05 um herabreichte. Wenn diese Siliconemulsionen zur abschließenden Aushärtung aufgestrichen werden, um die glucosepermeablen Membranen der vorliegenden Erfindung zu bilden, verdampft das Wasser oder der andere Nichtlösungsmittel-Träger oder wird anderweitig entfernt, wodurch eine gehärtete glucose- und sauerstoffpermeable Membran hinterbleibt. Die Verdampfung des Trägers ist normalerweise innerhalb einiger Stunden bis innerhalb eines Tages vollständig, in Abhängigkeit der Dispersionsfilmdicke und des Aufbringungsverfahrens. Ein weiterer wichtiger Vorteil der vorliegenden Erfindung ist die exzellente Adhäsion, die von diesen Membranen für sowohl polare wie auch nichtpolare Substrate gezeigt wird.
Diese Erfindung sollte nicht so verstanden werden, daß sie auf die Entfernung der kontinuierlichen flüssigen Phase in der Siliziumdispersion durch Verdampfung beschränkt sei, da auch andere Verfahren wie etwa Koagulation brauchbar sein können. Erwarmen der polymerisierbaren Silizium enthaltenden Dispersionen kann zur schnelleren Entfernung des Trägers, wodurch ausgehärtete Membranen schneller hergestellt werden, ebenfalls vorteilhaft sein.
In Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung sind die glucosepermeablen Membranen (112), die hierin offenbart sind, in Verbindung mit einer beliebigen bekannten Methode und Vorrichtung zur Messung der Konzentration von Glucose, die durch die Membran permeiert, brauchbar. Insbesondere sind Glucosekonzentrationen amperometrisch unter Verwendung von loslicher Glucoseoxidase bestimmt worden, die zwischen Cupropanmembranen gehalten wurde oder physikalisch in einem Polyacrylamidgel eingeschlossen war, mit dem eine Sauerstoffelektrode überzogen wurde. Die Abnahme des Sauerstoffdrucks ist äquivalent zum Glucosegehalt in der biologischen Flüssigkeit, wie etwa Blut oder Plasma, gemäß der Reaktion: Glucose Glucoseoxidase Gluconsäure
Anstelle der Messung der Abnahme des Sauerstoffgehalts kann das bei der enzymatischen Reaktion hergestellte Wasserstoffperoxid eine alternative Verwendung für die glucosepermeable Membran sein. Solch ein Gerät zur Messung des Wasserstoffperoxids ist im US-Patent von Clark Nr. 3,539,455 offenbart.
Einige gegenwärtig existierende Vorrichtungen verwenden Glucoseoxidase, die auf einer Filterfalle gehalten wird, und zwei Platinelektroden, eine zur Kompensation für beliebige elektrooxidierbare Verbindungen in der Probe, wie etwa Ascorbinsäure, und die zweite, um die Enzymreaktion, die das Wasserstoffperoxid produziert, zu verfolgen. Andere haben auch Chinon als Wasserstoffakzeptor anstelle von Sauerstoff verwendet und messen die Elektrooxidation von Chinon gemäß der Reaktion: Glucose + Chinon Glucoseoxidase Gluconsäure + Hydrochinon
(E = 0,4 Volt gegen Standard-Kalomelelektrode)
Bei solch einer Chinonelektrooxidation ist die Glucose in einer porösen Gelschicht eingefangen und mit einer Dialysemembran über einer Platinelektrode bedeckt. Andere haben Glucoseoxidase auf einer Platinglaselektrode, die durch Cellophan an ihrem Platz gehalten wurde, immobilisiert. Der produzierte Strom ist proportional zur Glucosekonzentration. Andere haben die lokale Abnahme der Jodidaktivität an einer Elektrodenoberfläche entweder in einer Fließ- oder an einer stationären Elektrode gemessen, gemäß den folgenden katalysierten Reaktionen: Glucose Glucoseoxidase Gluconsäure Peroxidase
Während im Stand der Technik eine solche Elektrodenmessung von Glucose das Entfernen von störenden Reduktionsmitteln, wie etwa Ascorbinsäure, erforderte, sind die glucosepermeablen Membranen der vorliegenden Erfindung sehr selektiv bezüglich der Permeation von Glucose und Sauerstoff, während sie die Permeation von elektrodenempfindlichen Reduktionsmitteln verhindern. Demgemäß sind die erfindungsgemäßen Membranen auch sehr gut für solche Elektrodenmeßvorrichtungen geeignet.
Einer der wichtigeren Vorteile der glucosepermeablen Membranen der vorliegenden Erfindung ist jedoch die Fähigkeit dieser Membranen, an eine Elektrode gebunden zu sein, die mit einer damit verbundenen Schicht eines geeigneten Katalysators, wie Glucoseoxidase oder Glucosedehydrogenase aktiviert ist, wodurch jedwede Notwendigkeit für eine Zwischenschicht aus ionenleitender Pufferlösung ausgeschaltet wird. Gemäß dieser Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird eine Verbindung, die in der Lage ist, die Reaktion von Glucose mit Sauerstoff zu katalysieren, direkt an die Elektrode (118), z. B. die Anode (122), gebunden, und die glucosepermeable Membran (112) der vorliegenden Erfindung wird über die katalysierte Anode (122) geschichtet, wodurch der Katalysator (114) zwischen der Membranschicht (112) und der äußeren Oberfläche der Anode (122) festgehalten wird. Der Katalysator, z. B. Glucoseoxidase (114), wird auf der äußeren Oberfläche der Elektrode (118) auf eine beliebige Weise immobilisiert.
Gemäß einer wichtigen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird der elektrochemische Sensor (100) der vorliegenden Erfindung ohne eine Pufferlösung, die an der Elektrode (118) anliegt, hergestellt, indem man den Katalysator, z. B. Glucoseoxidaseenzym (114) direkt auf der äußeren Oberfläche der Elektrode (118) immobilisiert. Die Elektrode (118) kann beispielsweise eine Clark-Elektrode mit einer Platinanode (122) sein (Fig. 3 und 4), die von einem elektrisch isolierenden Epoxyring (124) und einer Silberkathode (126), die den Epoxyring (124) umgibt, umgeben ist. Anode (122), Ring (124) und Kathode (126) definieren eine Arbeitsoberfläche (127). Beispielsweise wird ein Potential von 0,7 Volt an Anode (122) und Kathode (126) angelegt, und der Strom wird zur Kalibrierung gemessen. Der Katalysator (114) wird direkt an die Anode (122) gebunden, um die Wirksamkeit und Genauigkeit des Sensors (100) zu maximieren und die Ansprechzeit zu minimieren. Die direkte Beschichtung des Katalysators auf die Elektrode (118) minimiert den Abstand, den ein Peroxidmolekül zur Elektrodenoberfläche durchwandern muß, nachdem es durch Reaktion gebildet wurde. Durch direktes Beschichten der Elektrode (118) mit dem Katalysator (114) kann die Pufferschicht zwischen der Sekundärmembran (16) und der Elektrode (18) des Standes der Technik weggelassen werden. Diese Merkmale verringern den Abstand, den die Peroxidmoleküle zur Elektrodenoberfläche wandern müssen, wodurch die Zeit verringert wird, bevor das Wasserstoffperoxid empfangen und durch die Elektrode (118) erfaßt wird. Auch ist die Konzentration an Wasserstoffperoxid an der Elektrode (118) höher, was zu der verbesserten linearen Response, Wirksamkeit, Genauigkeit und Ansprechzeit des Sensors (100) beiträgt.
Die Immobilisierung des Enzyms (114) direkt auf der Anode (122) kann auf verschiedenen Wegen des Standes der Technik bewerkstelligt werden. Beispielsweise kann die Immobilisierung durch ein Silankopplungsmittel wie N-beta-Aminoethyl-gamma-aminopropyltrimethoxysilan erreicht werden. Ein wichtiges Kennzeichen der Silankopplungsmittel ist ihre Fähigkeit, kovalente Bindungen mit vielen Metalloxiden und hydroxylierten Metalloberflächen am Si(OR&sub3;)-Teil des Silanmoleküls zu bilden. Dies trifft auf Platin zu. Bei normaler Exposition an Umgebungsbedingungen entwickelt Platin schnell eine Oberfläche mit Hydroxyfunktionen. Ein Alkoxysilan reagiert schnell mit dieser Oberfläche unter Bildung stabiler "Pt-O-Si"-Bindungen. Die Silankopplungsmittel schließen ebenfalls eine funktionelle organische Gruppe, z. B. Amino, ein, die mit dem Katalysator, wie etwa mit Gluctseoxidase (114), durch ein geeignetes Vernetzungsmittel, wie Glutaraldehyd, reagiert, wodurch das oxidierende Enzym, z. B. Glucoseoxidase (114), direkt auf der Anodennadel (122) immobilisiert wird und das gebundene Enzym (114) mehrere Monate aktiv bleibt.
Um den vollen Vorteil aus der vorliegenden Erfindung zu erzielen, wird der zur Katalyse der Reaktion von Glucose mit Sauerstoff fähige Katalysator (114) auf der Oberfläche der Anode (122) unter Verwendung eines Silankopplungsmittels und eines geeigneten Vernetzungsmittels immobilisiert. Vernetzungsmittel, die zur Immobilisierung eines Proteinkatalysators, wie Glucoseoxidase, auf einer Platinoberfläche einer Elektrode in der Lage sind, schließen Glutaraldehyd, Cyanogenbromid, Hydrazin, Benzochinon, Perjodat, Trichloro-s-triazin, Tosylchlorid und Diazoniumverbindungen ein. Jedes dieser Vernetzungsmittel ist geeignet zur Immobilisierung von Proteinen, wie Glucoseoxidase, durch Kopplung an ein primäres aminofunktionelles Silankopplungsmittel, mit Ausnahme des Diazoniumsalzes, welches an ein Phenol oder aromatisches aminofunktionales Silankopplungsmittel gekoppelt werden kann. Außerdem kann das Trichloro-s-triazin-Vernetzungsmittel das Enzym durch eine funktionelle Hydroxylgruppe eines Silankopplungsmittels vernetzen, und Tosylchlorid kann an eine funktionelle Thiolgruppe eines Silankopplungsmittels gekoppelt werden. Einige der geeigneten Silankopplungsmittel schließen ein: 3-Aminopropyltriethoxysilan; N-2-Aminoethyl-3-aminopropyltrimethoxysilan; 4-Aminobutyldimethylmethoxysilan; (Aminoethylaminomethyl)phenylmethyltrimethoxysilan; 4-Aminobutyltriethoxysilan; N-(2-Aminoethyl)-3-aminomethyldimethoxysilan und 3-Aminopropyltris(trimethylsiloxy)silan und ähnliche.
Sobald der Katalysator (114) an die Anode (122) gebunden ist, wird die Membran (112) auf das Enzym (114) und die Arbeitsoberfläche (127) aufgebracht. Die hierin beschriebenen Membranmaterialien sind sehr kompatibel mit vollständigem Blut, haben eine dauerbeständige Oberfläche und sind hochselektiv gegenüber Sauerstoffdurchtritt, so daß ein hinreichender stöchiometrischer Überschuß von Sauerstoff die Membran (112) selbst aus vollständigem Blut durchwandert.
Ein überraschendes Merkmal der polymerisierten siliziumhaltigen Membran (112) ist die Glucosepermeabilität, welche konträr zur Lehre des Standes der Technik ist. Der Stand der Technik lehrt das Anbringen einer Siliconkautschuksekundärmembran (16) zwischen der Enzymschicht (14) und der Elektrode (18), um Störstoffe, einschließlich Glucose, von der Elektrode (18) fernzuhalten. Im Stand der Technik vollzieht sich daher die Glucosereaktion weiter weg von der Elektrode (18), wodurch die Effizienz des Sensors (10) verringert wird.
Ein weiteres überraschendes Charakteristikum der Membran (112) ist ihre Fähigkeit, den Durchtritt von Ascorbinsäure zur Elektrode (118) zu verhindern. Ascorbinsäure ist ein bedeutender Störstoff und wird im wesentlichen durch Membran (112) daran gehindert, die Elektrodenoberfläche (118) zu erreichen, wohingegen im Stand der Technik dieser Störstoff durch die Primärmembran (12) und die Sekundärmembran (16) in einem viel größeren Ausmaß durchtrat. Zudem hat die ausgehärtete Membran (112) eine beständige und elastische Oberfläche, die gestattet, daß die Membran (112) abgespült und nach Verwendung abgewischt wird, um alle Kontaminanten, die sich ansammeln und die Membran verstopfen könnten, zu entfernen.
Die bevorzugten Materialien für die Membran (112) sind anionisch stabilisierte, hydroxyl-endblockierte Polydimethylsiloxan-Elastomere auf Wasserbasis, die etwa 5 Gew.-% kolloidales Siliziumdioxid enthalten, das von Dow Corning als Elastomer verkauft wird und gemäß Dow Corning US-Patent Nr 4,221,668 hergestellt wird. Um die neuen und unerwarteten Resultate unter Verwendung der Membranen (112) zu zeigen, die aus einer Dispersion von polymerisierbaren siliziumhaltigen Verbindungen gebildet sind, welche in Schichtform in einem unvollständig gehärteten Zustand, dispergiert in einem entfernbaren flüssigen Träger, aufgebracht wurden, wurden vier Membranen hergestellt - drei aus Silicon-Wasser-Flüssigdispersionen und eine aus einem Siliconpastenmaterial mit im wesentlichen keiner entfernbaren flüssigen Phase. Die Membranen wurden hergestellt, indem die Elastomere auf einem Polyesterfilm mit einem 0,25 mm (10 mils) Abstreichmesser aufgezogen wurden und bei Umgebungsbedingungen gehärtet wurden. Die drei Zusammensetzungen mit entfernbarem Träger (Wasser) wurden als reine Polysiloxanemulsionen aufgebracht. Aushärtung wurde in 30 bis 60 min erreicht, kann jedoch durch Wärme beschleunigt werden. Dieses Verfahren ergab eine endgültige Trockenfilm(Membran)-Dicke von ungefähr 0,11 mm (4,5 mils).
Die drei Siliconlatexzusammensetzungen mit entfernbarem Träger von Dow Corning unterscheiden sich nur leicht in der Materialzusammensetzung. Dow Corning 3-5024 ist das Grundsystem, enthaltend ein hydroxyl-endblockiertes Dimethylpolysiloxan-Elastomer mit 5 Gew.-% SiO&sub2; und einen anionischen Emulgator, und kann ebenfalls ein geeignetes Vernetzungsmittel, wie etwa ein Silan, und einen Katalysator, wie ein Alkylzinnsalz, einschließen. Dieses Material ist das am wenigsten viskose (1000 cps) der drei und härtet zu einem dünnen klaren Film aus.
Ein zweites Siliconelastomer auf Wasserbasis, Dow Corning 3-5025, identisch mit Dow Corning 3-5024 mit Zugabe eines organischen, thixotropen Zusatzstoffes, hat eine Viskosität von 25000 cps im vorgehärteten Zustand. Dieser Film ist beim Trocknen ebenfalls klar.
Ein drittes Siliconelastomer auf Wasserbasis, Dow Corning 3-5035, schließt ungefähr 4 5 Gew.-% TiO&sub2;-Füllstoff ein. Diese Filme sind opak und weißer Farbe.
Eine wärmehärtbare Siliconpaste (Dow Corning 3-9595) mit im wesentlichen keinem verflüchtigbaren Träger wurde ebenfalls zu Vergleichszwecken getestet. Dow Corning 3-9595 ist ein Dimethylpolysiloxanelastomer mit 40 Gew.-% Siliziumdioxid und wird als zweiteiliges kittartiges Material geliefert, was erfordert, daß das Material in eine Schicht mit Hilfe eines Abstreichmessers ausgebreitet wird.
Die Auswertungsergebnisse der aus den oben angegebenen vier Materialien hergestellten Membranen sind in der folgenden Tabelle zusammengefaßt: Flußdichte (J) und Permeabilität (P) von Siliconkautschuken Material Glucose Harnsäure Ascorbinsäure Klarer Latex Kitartige Konsistenz J = Flußdichte P = Permeabilitätskoeffizient
Recht überraschenderweise ist die Glucosepermeabilität des Siliconmaterials in Pastenform mit im wesentlichen keinem verflüchtigbarem Träger drei Größenordnungen niedriger als die von Dow Corning 3-5025 und Dow Corning 3-5035 und zwei Größenordnungen niedriger als von Dow Corning 3-5024. Die Auswertungstabelle betont auch, daß die drei Latexmaterialien viel selektiver für Glucose im Vergleich zu Ascorbinsäure sind als das pastenartige Silicon.
Der Sensor (100) wurde getestet, und die Beziehung zwischen der Glucosekonzentration in mg/dl und dem Sensorstrom in Nanoampere ist in Fig. 5 aufgetragen. Eines der signifikanten Merkmale des Sensors (100), wie graphisch dargestellt in Fig. 5, ist die lineare Beziehung der Glukosekonzentration zum Sensorstrom. Die Membran (112) ist sowohl glucose- wie sauerstoffpermeabel und ein stöchiometrischer Überschuß von Sauerstoff gegenüber Glucose durchwandert die Membran (112) aus vollständigem Blut, was die lineare Beziehung vom unteren Ende (125) bis zum oberen Ende (128) des Graphen ergibt (Fig. 5). Wenn die Sauerstoffpermeabilität der Membran (112) niedriger wäre, wäre der Sauerstoffnachschub unzureichend, und die lineare Beziehung ginge verloren. Die Membran (112) erlaubt jedoch den Durchtritt von hinreichend viel Sauerstoff, um ein hochdynamisches Ablesen durch den Sensor (100) von 0 bis 600 und darüber unter Verwendung von vollständigem Blut (Fig. 5) zu erlauben, wohingegen die Sensoren (10) des Standes der Technik nur in der Lage sind, eine Obergrenze von 500 oder weniger unter Verwendung von verdünntem Blut zu erzielen.
Nachdem die Komponenten des Sensors (100) beschrieben wurden, wird nun die Herstellung der Elektrode (118) beschrieben. Die Herstellung der Elektrode (118) besteht aus zwei Schritten: 1) Enzym-(Katalysator)immobilisierung und 2) Bildung der Membran (112). Der erste Schritt der Katalysatorimmobilisierung impliziert die Herstellung einer aktivierten Platinanodenoberfläche, die in der Lage ist, den Katalysator (114) zu binden, z. B. durch ein geeignetes Vernetzungsmittel. Dies wird beispielsweise erreicht durch Beschichten der gereinigten Anode (122) mit z. B. 0,5 uL eines 100 %igen aminofunktionellen Silankopplungsmittels, wie N-beta-(Aminoethyl)-gamma-aminopropyltrimethoxysilan und Ausstreichen der Tropfen mit einem Draht über die gesamte äußere Oberfläche der Anoden (122). Die Elektrode (118) wird dann mindestens 2 min stehen gelassen, wonach die Oberfläche mit Wasser oder Aceton gewaschen wird, um überschüssiges Silan zu entfernen. Nur die Platinanodenoberfläche (122) wird behandelt; die Epoxyoberfläche (124) und die Oberfläche der Silberkathode (126) werden absichtlich nicht behandelt, obwohl ein Aufbringen darauf die Elektrodenleistung nicht stört.
Ein Vernetzungsmittel, vorzugsweise Glutaraldehyd (25 Gew.-% in Wasser) wird dann auf die aminoaktivierte Platinanodenoberfläche (122) aufgebracht, um nachfolgendes Ankoppeln des Katalysators, z. B. Glucoseoxidase oder Glucosedehydrogenase (114), zu gestatten. Ungefähr 0,5 uL Glutaraldehyd wird auf die derivatisierte Platinoberfläche aufgebracht, etwa durch tropfenweises Aufbringen der Lösung mit einem Draht und manuelles Verstreichen der Tropfen über die Anodenoberfläche mittels des Drahtes. Miles HPL 500-Glucoseoxidase (0,5 uL mit 5000 IU/ml) wird auf dieselbe Weise auf der vorbehandelten Platinanode (122) aufgebracht. Der Sensor (100) darf trocknen und wird mehrmals mit Wasser abgespült, um allen nichtumgesetzten Glutaraldehyd und Enzymkatalysator zu entfernen. Die Elektrode (118) wird auf erfolgreiche Enzymankopplung getestet, indem eine wäßrige Glucoselösung aufgebracht wird. Innerhalb von 10 s sollte die Elektrode (100) eine Stromantwort von mehr als 500 nA bei einer 500 mg/dL Glucoselösung ergeben.
Die gesamte Arbeitsoberfläche (127) der Elektrode (118) wird dann mit dem Silankopplungsmittel behandelt und getrocknet. Dow Corning 3-5035 Siliconlatex (40 Gew.-% Feststoffe) wird mit einem gleichen Volumen an destilliertem Wasser verdünnt, und ungefähr zwei Tropfen werden gleichmäßig über die gesamte Arbeitsoberfläche (127) der Elektrode (118) ausgebreitet. Der Latex härtet bei Trocknen unter Bildung einer gebundenen Membran (112) auf der Arbeitsoberfläche (127) aus.
Der Sensor (100) mit der einzigen Siliconelastomermembran (112) auf Wasserbasis und dem direkt auf der Anode (122) der Elektrode (118) angebrachten Enzym (114) ist der erste Glucosetestapparat für den Hausgebrauch, der in der Lage ist, vollständiges Blut zu verwenden. Der Sensor (100) hat eine kurze Ansprechzeit von 1 min und ist wiederverwendbar. Es gibt keine Benutzerfehler, und der Sensor (100) ist zu unbegrenzt vielen Tests pro Monat in der Lage. Aufgrund der Dauerhaftigkeit der Membran (112) und der billigen Komponenten kann der Sensor (100) mit den Kosten für die existierende Form der Heim-Tests, dem Reagenzstreifen, konkurrieren, während er eine Genauigkeit innerhalb von 2 bis 3 % zeigt.
In der vorliegenden Erfindung wurde ermittelt, daß nur die Anodenfläche der Arbeitsoberfläche der Elektrode durch die erfindungsgemäße Membran bedeckt werden muß. In einer alternativen Ausführungsform der Erfindung (Fig. 6) ist nur der Teil der Anode (222) in der Arbeitsoberfläche (227) durch die Membran (212) bedeckt. Die Anode (222) ist ein unabhängiges Element der Elektrode (218), wobei der Teil, der die Arbeitsoberfläche (227) bildet, die Enzymschicht (214) und die Membran (212) einschließt. Die Anode (222) in Elektrode (218) ist der einzige Teil, der ersetzt werden muß, und kann so konstruiert werden, daß sie entfernbar ist und durch eine neuen Anode (222) ersetzt werden kann, wodurch die Kosten der Ersetzung der vollständigen Elektrode (218) gespart werden können.
Obwohl der Sensor (100) so beschrieben wurde, daß er eine Elektrode (118) einschließt, sollte verstanden werden, daß die einzigartigen Merkmale des vorliegenden Systems auch für Transistorablesesysteme zutreffen. In einem Transistorablesesystem würde das Enzym (114) auf einem ausgewählten Anschluß des Transistors aufgebracht, und die Membran (112) würde auf dem Enzym (114) und dem Anschluß aufgebracht. Bisher konnten Transistoren nicht verwendet werden, da sie sehr empfindlich gegenüber Kontaminanten sind. Die Membranen (112) der vorliegenden Erfindung isolieren jedoch den Transistor von Kontaminanten, während sie den Durchtritt von Glucose und Sauerstoff gestatten.
Der Sensor (100) kann auch verwendet werden, um die Glucose in anderen Körperflüssigkeiten, wie etwa Schweiß, zu messen. Um Messungen dieser Art auszuführen, wird der Sensor (100) in engen Kontakt mit der Haut gebracht. Die Glucosepermeabilität der Membran (112) wird so zurechtgeschneidert, daß sie geringer ist als die der Haut, durch Auswahl des richtigen Membranmaterials. Die Response des Sensors (100) wird dann proportional zur Blutglucose sein. Eine bevorzugte Form wäre ein armbanduhrartiger Sensor mit einer digitalen Anzeige der Glucosekonzentration. Konzeptionell andere technologische Fortschritte könnten ebenfalls eingebaut werden, wie etwa Alarmmeldungen für hohe oder niedrige Glucose oder ein Alarm zur Erinnerung des Trägers, daß die Zeit für eine Insulininjektion gekommen ist.
Viele Modifikationen und Variationen der vorliegenden Erfindung sind im Licht der obigen Lehren möglich. Man sollte daher verstehen, daß innerhalb des Bereiches der anhängenden Ansprüche die Erfindung auch auf andere Weise, als im speziellen beschrieben, ausgeführt werden kann.

Claims

1. Elektrochemischer Sensor (100) zur Bestimmung der relativen Glucosekonzentration in einer Blutprobe unter Verwendung einer Enzymkatalysierten Reaktion, wobei der Sensor eine Anode (122) und eine Kathode (126), welche voneinander elektrisch isoliert sind, und eine Glucosepermeable Membran (112) zum Schutz der Elektroden (122, 126) vor Kontaminanten umfaßt und das Enzym zwischen der Membran (112) und der Anode (122) angeordnet ist, wobei das Enzym aus Glucoseoxidase (114) besteht, und die Glucoseoxidase auf einer äußeren Oberfläche der Anode (122) immobilisiert ist, dadurch gekennzeichnet, daß die Glucosepermeable Membran (112) eine Sauerstoff-permeable, Hydroxyl-endblockierte Diorganopolysiloxanmembran mit einem durchschnittlichen Molekulargewicht von mindestens 5000 ist, wobei die Membran (112) die Glucoseoxidaseimmobilisierte Anode (122) bedeckt, wodurch die Glucoseoxidase (114) zwischen der Membran (112) und der Anode (122) fixiert wird.

2. Elektrochemischer Sensor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Anode (122) aus Platin und die Kathode (126) aus Silber besteht.

3. Elektrochemischer Sensor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Anode (122) und die Kathode (126) voneinander elektrisch durch Epoxy (124) isoliert sind.

4. Elektrochemischer Sensor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Membran aus (112) einem Sauerstoffpermeablen, Glucose-permeablen, Hydroxyl-endblockierten Dimethylpolysiloxan mit einem durchschnittlichen Molekulargewicht von mindestens 5000 besteht.