DE69217315T2

DE69217315T2 - Hydrophile Polyurethan-Membranen für elektrochemische Glucosesensoren

Info

Publication number: DE69217315T2
Application number: DE69217315T
Authority: DE
Inventors: Douglas James Allen; Kirk Willis Johnson; Robert Stephen Nevin
Original assignee: Eli Lilly and Co
Current assignee: Tecpharma Licensing AG
Priority date: 1991-10-04
Filing date: 1992-09-28
Publication date: 1997-06-12
Anticipated expiration: 2012-09-29
Also published as: ATE148743T1; EP0535898A1; JP3383821B2; DK0535898T3; MX9205537A; AU658450B2; ES2097884T3; CA2079748A1; DE69217315D1; JPH05238960A; CA2079748C; AU2617992A; ZA927430B; US5322063A; GR3023200T3; EP0535898B1

Description

Die Erfindung betrifft homogene Membranen, die aus hydrophilen Polyurethanen aufgebaut sind, die geeignet sind zur Herstellung von elektrochemischen Glucosesensoren, insbesondere für solche, die zur Verwendung in vivo vorgesehen sind.

Hintergrund der Erfindung

Derzeit sind eine Anzahl von Vorrichtungen im Handel erhältlich, die eine externe Überwachung des Glucosegehaltes von Urin und Blut zulassen. Diese Vorrichtungen sind jedoch nicht für eine kontinuierliche Überwachung geeignet und sie erfordern einen hohen Grad an Mitarbeit von den Patienten, um wirksam zu sein.
Viel Forschung wurde auf die Entwicklung eines Glucosesensors gerichtet, der in vivo funktioniert, z.B. als Hilfsmittel zur Behandlung von Diabetes mellitus. Ein implantierbarer Glucosesensor, der kontinuierlich den Blutglucosegehalt eines Patienten überwachen könnte, könnte als Hypo- und Hyperglycämiealarm dienen und würde dem Arzt genauere Informationen liefern, um eine optimale Therapie zu entwickeln. Außerdem würde ein solcher Sensor die Entwicklung eines Insulinabgabesystems in einem "geschlossenen Kreislauf" ermöglichen, bei dem eine Pumpe Insulin, je nach Bedarf, abgibt, statt auf programmierter Basis.
Implantierbare Glucosesensoren wurden entwickelt auf Basis sowohl von optischen als auch elektrochemischen Prinzipien. Schultz und Mansouri haben eine Version eines optischen Sensors offenbart (J. S. Schultz und S. Mansouri "Optical Fiber Affinity Sensors", Methods in Enzymology, K. Mosbach, Ed., Academic Press, New York, 1988, Band 137, Seiten 349 bis 366). Ein Hindernis für die kommerzielle Entwicklung eines optischen Sensors der von Schultz und Mansouri offenbarten Art war die Schwierigkeit, solche Vorrichtungen auf kommerzieller Basis herzustellen.
Elektrochemische Glucosesensoren können andererseits unter Verwendung von Techniken, die für das Gebiet der Halbleiter üblich sind, hergestellt werden. Die Fähigkeit, elektrochemische Glucosesensoren unter Verwendung bekannter kommerzieller Techniken in der Masse zu produzieren, ergibt einen Kostenvorteil gegenüber optischen Sensoren. Daher wurde erheblicher Forschungsaufwand auf die Entwicklung eines elektrochemischen In-vivo-Glucosesensors gerichtet. Eine ausgezeichnete Zusammenfassung der Punkte, die sich auf die Entwicklung von implantierbaren elektrochemischen Glucosesensoren beziehen, wurde von Turner und Pickup veröffentlicht (A.P.F. Turner und J.C. Pickup "Diabetes Mellitus: Biosensors for Research and Management", Biosensors 1, 85 bis 115 (1985)).
Die bis heute am meisten favorisierte Konfiguration eines elektrochemischen Glucosesensors betrifft die Verwendung eines oder zweier Enzyme, um die Reaktion von Glucose mit einem anderen Molekül zu katalysieren, um ein elektrisches Signal zu erzeugen. Typischerweise wird Glucoseoxidase verwendet, um die Reaktion von Glucose mit Sauerstoff unter Bildung von Gluconsäure und Wasserstoffperoxid zu katalysieren, wie folgt: Glucose Glucoseoxidase Gluconsäure
Das erzeugte Wasserstoffperoxid kann direkt nachgewiesen werden oder kann durch ein zweites Enzym, Katalase, zersetzt werden, wobei in diesem Fall der Sensor den durch die Reaktion unter Beteiligung von Glucoseoxidase verbrauchten Sauerstoff mißt.
Die Gegenwart eines Überschusses von molekularem Sauerstoff, bezogen auf molekulare Glucose, ist notwendig für den Betrieb eines auf Glucoseoxidase basierenden Glucosesensors. Dies wirft ein Problem auf bei dem Aufbau solcher Sensoren, da die Konzentration an Sauerstoff im subcutanen Gewebe viel geringer ist als die von Glucose. Daher kann Sauerstoff ein limitierender Reaktand werden, was zu einem "Sauerstoffmangel"-Problem führt. Es sollten daher Maßnahmen vorgesehen werden, um den Betrieb des Sensors in einer Umgebung mit einem Überschuß von Sauerstoff zuzulassen.
Viele Versuche wurden gemacht, um Membranen verschiedener Arten zu verwenden, in der Bemühung, die Diffusion von Sauerstoff und Glucose zu den Meßfühlern der auf Glucoseoxidase basierenden Glucosesensoren in ein Verhältnis zu setzen, um das "Sauerstoffmangel"-Problem zu lösen. Die einfachste Lösung, um die Diffusion zu kontrollieren, war die Verwendung einer makroporösen oder mikroporösen Membran. Z.B. offenbaren Young et al. in U.S. Patent Nr. 4 759 828 die Verwendung einer mehrschichtigen Membran mit einer äußeren mikroporösen Membran mit einer Porengröße von 10 bis 125 Å, um die Diffusion von Glucosemolekülen zu begrenzen. Ein sofort auftretendes Problem bei makroporösen oder mikroporösen Membranen besteht jedoch darin daß der Meßfühler des Sensors der Umgebung des Körpers ausgesetzt ist und daher verschmutzen oder verstopfen kann. Young et al. versuchten, diesem Problem zu begegnen durch die Verwendung einer zweiten inneren Membran, um die Passage von den Meßfühler verstopfenden Substanzen auszuschließen. Dieser Aufbau erzeugt zusätzliche Probleme, da der Transport zu dem Meßfühler durch die zweite Membran nicht behindert werden darf Außerdem muß, weil zwei Membranen notwendig sind, jede Membran extrem dünn sein, damit die Meßzeiten nicht unzulässig lang werden.
Eine weitere Lösung war es, ein Membranelement zu verwenden, das diskrete hydrophile und hydrophobe Bereiche enthält. In U.S. Patent Nr. 4 484 987 offenbart Gough eine Verbundmembran, in der ein unmischbares hydrophiles Material physikalisch in eine hydrophobe Matrix eingearbeitet ist. Der Zweck einer solchen Membran besteht darin, einen günstigen Ausgleich zwischen Sauerstoffdiffusion durch die hydrophoben und hydrophilen Matrices und der Glucosediffusion nur durch die hydrophilen Bereiche zu erreichen. Die Wirksamkeit einer solchen Membran hängt ab von den relativen Anteilen der hydrophilen Bereiche innerhalb der hydrophoben Matrix. Solche Membranen können schwierig reproduzierbar hergestellt werden, insbesondere im Maßstab eines Glucosesensors, der für die Implantation in den Körper vorgesehen ist. Wegen der diskontinuierlichen Art der Membranen, die von Gough '987 offenbart werden, sind auch die physikalischen Eigenschaften beeinträchtigt.
In U.S. Patent Nr. 4 890 620 offenbart Gough eine weitere Ausarbeitung dieses Konzeptes unter Verwendung einer "zweidimensionalen" Meßelektrode. Hierbei ist das "Membran"-Element physikalisch so konstruiert, daß Sauerstoff und Glucose zu der Meßelektrode im rechten Winkel zueinander diffundieren, wobei eine Richtung die Sauerstoffdiffusion begünstigt und die andere die Glucosediffusion begünstigt. Obwohl ein Glucosesensor, der das Diffusionselement von Gough '620 beinhaltet, für Forschungszwecke nützlich sein kann, wäre es schwierig, ihn in kommerziellem Maßstab herzustellen, wegen seiner Komplexität. Außerdem gibt es Beschränkungen bezüglich der Größe und Konfiguration des Sensors, damit die Diffusion zu der Meßelektrode aus zwei Richtungen möglich ist.
Gernet et al. und Shichiri erkannten die oben erwähnten Schwierigkeiten und hoben eine einzige homogene Membran verwendet, die aus einem hydrophoben Polyurethan zusammengesetzt ist (S. Gernet et al., "Fabrication and Characterization of a Planar Electrochemical Cell and ist Application as a Glucose Sensor", Sensors and Actuators, 18, 59 bis 70 (1989); M. Shichiri, "Glycaemic Control in Pancreatectomized Dogs With a Wearable Artificial Endocrine Pancreas", Diabetologia, 24, 179 bis 184 (1983)). Obwohl eine homogene hydrophobe Membran viele der oben erwähnten Schwierigkeiten ausräumt, liefert sie keinen optimalen Ausgleich zwischen Sauerstoff- und Glucosetransport zu einem elektrochemischen Glucosesensor, noch ist es möglich, die Eigenschaften der homogenen hydrophoben Polyurethanmembran, die von Gernet et al. und Shichiri verwendet wird, so zuzuschneiden, daß sie auf die Erfordernisse von elektrochemischen Glucosesensoren abgestimmt ist.
In WO-A-90/13021 wird eine Glucosemeßelektrode beschrieben, die aus einem Platindraht besteht, der mit einem synthetischen hydrophilen Polyurethan oder Polyhydroxyethylmethacrylat beschichtet ist, das Glucoseoxidase enthält, das wiederum mit einer Mischung von hydrophobem Polyurethan und hydrophilem Polyurethan oder hydrophilem Polyhydroxyethylmethacrylat beschichtet ist. Obwohl WO-A-90/13021 allgemein die Verwendung von Polyurethanbeschichtungen oder anderen Beschichtungen auf einer Glucosemeßelektrode beschreibt, werden keine speziellen Parameter für das Polyurethan angegeben oder vorgeschlagen.

Zusammenfassung der Erfindung

Das Haupterfordernis für einen elektrochemischen Glucosesensor, der zur In-vivo-Verwendung vorgesehen ist, besteht darin, daß die Versorgung mit Sauerstoff in der Nachbarschaft des Meßelementes nicht abnimmt. Dies bedeutet nicht, daß eine elektrochemische Glucosesensormembran eine extrem hohe Permeabilität für Sauerstoff haben muß. Es wird eine Membran benötigt, die die Diffusion von Sauerstoff und Glucose so beeinflussen kann, daß die lokale Konzentration an Sauerstoff nicht erschöpft wird. Es ist ausreichend, wenn das Verhältnis des Diffusionskoeffizienten von Sauerstoff zu dem von Glucose der Gestaltung des Glucosesensors angemessen ist.
Elektrochemische Glucosesensoren, die zur In-vivo-Verwendung vorgesehen sind, müssen auch mit dem Körper biokompatibel sein und sie mussen in einer feindlichen Umgebung funktionieren können. Das/die in solchen Sensoren verwendete(n) Enzym(e) muß/müssen vor einem Abbau oder einer Denaturierung geschützt werden. Gleichzeitig müssen die Meßelemente solcher Sensoren vor Molekülen geschützt werden, die die Sensoren verschmutzen oder verstopfen könnten, da sonst ihre Genauigkeit mit der Zeit abnehmen würde.
Die Membranen der vorliegenden Erfindung besitzen einzigartige Eigenschaften, die die obigen Aufgaben erfüllen. Ihre Eigenschaften können so variiert werden, daß sie auf das Transportverhalten von Glucose und Sauerstoff zugeschnitten werden können, um die Erfordernisse einer speziellen Konfiguration eines elektrochemischen Glucosesensors zu erfüllen. Die Membranen der vorliegenden Erfindung sind besonders geeignet zur Konstruktion von elektrochemischen Glucosesensoren, die für die In-vivo-Verwendung vorgesehen sind.
Die homogenen Membranen der Erfindung werden aus biologisch annehmbaren Polymeren hergestellt, deren hydrophober/hydrophiler Ausgleich über einen weiten Bereich variiert werden kann, um das Verhältnis des Diffusionskoeffizienten für Sauerstoff zu dem für Glucose zu kontrollieren und um dieses Verhältnis auf die Erfordernisse von elektrochemischen Glucosesensoren, die für die In-vivo-Verwendung vorgesehen sind, abzustimmen.
Die erfindungsgemäßen Membranen werden aus Polymeren hergestellt, die durch die Reaktion eines Diisocyanats, eines Poly(ethylenoxids) und eines aliphatischen Diols hergestellt werden. Die Polymerisationsreaktion kann in Lösung oder in Masse durchgeführt werden. Die so hergestellten bevorzugten hydrophilen Polyurethane können etwa 10 bis etwa 50% ihres Gewichts an Wasser absorbieren, wobei solche, die etwa 20 bis etwa 30% ihres Gewichts an Wasser absorbieren können, bevorzugt sind. Durch geeignete Auswahl der Reaktionskomponenten können Membranen aus den bevorzugten Polymeren hergestellt werden, die ein Verhältnis der Diffusionskoeffizienten von Sauerstoff zu Glucose von bis zu etwa 4000 aufweisen, wobei ein Verhältnis von etwa 2000 bis etwa 4000 bevorzugt ist.
Da diese Polymere nicht vernetzt werden dürfen, um optimale Eigenschaften zu entwickeln, sind sie in einer Vielzahl von Lösungsmitteln und Lösungsmittelkombinationen löslich und können daher leicht zu Membranen verschiedener Formen verarbeitet werden. Die Membranen der Erfindung zeigen eine gute Haftung an Substraten in wäßriger Umgebung und besitzen eine ausgezeichnete Naßfestigkeit. Ein weiterer Vorteil der Polymere, aus denen die Membranen der Erfindung hergestellt werden, besteht darin, daß sie eine ausgezeichnete Kompatibilität mit dem Körper besitzen, ein Schlüsselerfordernis für einen implantierbaren Sensor jeder Art.
Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, hydrophile Polyurethanmembranen für elektrochemische Glucosesensoren bereitzustellen, um die biologische Kompatibilität zu verbessern und den Sensor gegenüber Veränderungen in den Sauerstoffgehalten der subcutanen Flüssigkeiten unempfindlich zu machen.
Weitere und damit in Beziehung stehende Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der folgenden Beschreibung.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Figur 1 ist eine schematische Ansicht eines Glucosesensors mit Meßelementen, die mit einer hydrophilen Polyurethanmembran der vorliegenden Erfindung überzogen sind.
Figur 2 zeigt in schematischer Form einen implantierbaren Teil eines Glucosesensors, wobei die Meßelemente mit einer hydrophilen Polyurethanmembran der vorliegenden Erfindung bedeckt sind.

Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen

Um das Verständnis der Prinzipien der Erfindung zu fördern, wird nun auf die bevorzugten Ausführungsformen Bezug genommen und es wird eine spezifische Sprache verwendet, um diese zu beschreiben. Es versteht sich jedoch, daß dadurch keine Beschränkung des Schutzbereiches der Erfindung erfolgen soll und daß Veränderungen und andere Modifikationen der bevorzugten Ausführungsformen und weitere Anwendungen der Prinzipien der Erfindung, wie sie dargestellt werden, so angesehen werden, wie sie sich für den Fachmann, an den sich die Erfindung richtet, normalerweise ergeben.
Die vorliegende Erfindung liefert eine neue Polyurethanmembran zur Verwendung zur Bedeckung oder zum Einkapseln eines Glucosesensors, insbesondere eines solchen Sensors, der für die In-vivo-Verwendung vorgesehen ist. Es wurde gefunden, daß die Verwendung einer solchen Membran viele Vorteile liefert, einschließlich der Kontrolle der Glucose- und Sauerstoffreaktanden, was eine genaue Analyse zuläßt, eines Schutzes des Sensors vor der feindlichen In-vivo-Umgebung und einer biologischen Kompatibilität.
Bezugnehmend auf die Zeichnungen wird in schematischer Form ein Glucosesensor 10 mit einem typischen Aufbau gezeigt, der mit einer Membran, die erfindungsgemäß hergestellt wurde, bedeckt oder in diese eingekapselt ist. Der spezifische Aufbau und der Betrieb des Sensors 10 bilden nicht Teil der vorliegenden Erfindung. Z.B. sind Glucosesensoren, bei denen Glucoseoxidase verwendet wird, um eine Reaktion von Glucose und Sauerstoff zu bewirken, im Stand der Technik bekannt und es liegt im Fachwissen, diese herzustellen. Die vorliegende Erfindung hängt nicht vom Aufbau des Sensors ab, sondern betrifft die Verwendung einer hydrophilen Polyurethanmembran, um die Sensorelemente zu bedecken oder einzukapseln. Daher wird hier nur eine kurze Beschreibung eines beispielhaften Sensors angegeben. Andere Sensoren zur Überwachung der Glucosekonzentration von Diabetikern werden z.B. in M. Shichiri, Y. Yamasaki, K. Nao, M. Sekiya, N. Ueda: "In Vivo Characteristics of Needle-Type Glucose Sensor - Measurements of Subcutaneous Glucose Concentrations in Human Volunteers" - Horm. Metab. Res., Suppl. Ser. 20: 17 bis 20, 1988; J. Bruckel, W. Kerner, H. Zier, G. Steinbach, E. Pfeiffer: "In Vivo Measurement of Subcutaneous Glucose Concentrations with an Enzymatic Glucose Sensor and a Wick Method", Klin. Wochenschr. 67: 491 bis 495, 1989 und J. Pickup, G. Shaw, D. Claremont: "In Vivo Molecular Sensing in Diabetes Mellitus: An Implantable Glucose Sensor with Direct Electron Tansfer", Diabetologia, 32: 213 bis 217, 1989, beschrieben.
Sensor 10 schließt einen distalen Teil 11 ein, in dem Sensorelemente 12 bis 14 angeordnet sind, die durch Leitungen 15 mit Kontakten 16 verbunden sind. Typische Meßelemente sind eine Gegenelektrode 12, eine Arbeitselektrode 13 und eine Referenzelektrode 14. Die Kontakte 16 sind mit einer geeigneten Überwachungseinrichtung (nicht gezeigt) verbunden, die Signale aufnimmt und diese Information in eine Bestimmung des nachgewiesenen Glucosegehaltes übersetzt.
Bei dieser Art von Sensor ist Glucoseoxidase auch in einem Bereich, benachbart zu den Sensorelementen vorgesehen und diese katalysiert die Reaktion von Glucose und Sauerstoff. Diese Reaktion oder eine nachfolgende Reaktion wird von den Meßelementen überwacht und eine Bestimmung der in dem umgebenden subcutanen Gewebe vorhandenen Glucose kann dadurch erreicht werden.
In einer Ausführungsform schließt der Sensor 10 ein Substratmaterial 17 ein, das einen elektrischen Isolator bildet. Dieses Substrat ist bevorzugt flexibel, um das Wohlbefinden des Patienten zu verbessern. Die Gegen-, Arbeits- und Referenzelektroden 12 bis 14 sind auf dem Substrat angeordnet und voneinander durch eine Isolierschicht 18 isoliert, die so ausgebildet ist, daß sie selektiv die aktiven Bereiche der drei Elektroden exponiert. Glucoseoxidase 19 wird auf der Arbeitselektrode abgeschieden und alle drei Sensorelektroden werden dann mit einer Membran 20 der vorliegenden Erfindung bedeckt.
Der distale Anteil des Sensors wird subcutan in den Körper implantiert und der proximale Teil einschließlich der Kontakte 16 bleibt extern. Erfindungsgemäß werden die implantierten Sensorelemente 12 bis 14 mit einer Membran 20 der vorliegenden Erfindung bedeckt, die die Diffusionsrate von Glucose und Sauerstoff aus dem umgebenden Körpergewebe zu dem Bereich der Sensorelemente kontrolliert. Die Membran 20 kann vollständig den gesamten distalen Anteil des Sensors einkapseln oder kann einfach über die Sensorelemente geschichtet werden. Der letztere Ansatz kann aus Gründen einer leichteren Herstellung bevorzugt sein.
Die erfindungsgemäße Membran wird aus einem hydrophilen Polyurethan gebildet Polyurethan ist ein thermoplastisches Polymer, das durch eine Kondensationsreaktion eines Polyisocyanats und eines hydroxylhaltigen Materials erzeugt wird. Die Membran ist dadurch gekennzeichnet, daß sie etwa 10 bis etwa 50% und bevorzugt etwa 20 bis etwa 30% ihres Gewichts an Wasser absorbiert. Außerdem sollte der Diffusionskoeffizient der Membran für Sauerstoff bis zum etwa 4000-fachen des Diffusionskoeffizienten der Membran für Glucose betragen und bevorzugter das etwa 2000-fache bis etwa 4000-fache sein. Innerhalb dieser bevorzugten Bereiche kann ein Fachmann eine Vielzahl geeigneter Polyurethanzusammensetzungen synthetisieren und leicht bestimmen, ob diese zur Bildung von Membranen der vorliegenden Erfindung geeignet sind.
Die bevorzugten erfindungsgemäßen Membranen werden hergestellt durch die Reaktion eines Diisocyanats mit einem Poly(ethylenoxid) und einem aliphatischen Diol. Bevorzugte Diisocyanate schließen aliphatische Diisocyanate, die 4 bis 8 Methyleneinheiten enthalten, ein. Insbesondere ist Hexamethylen-1,6-diisocyanat das am meisten bevorzugte aliphatische Diisocyanat in den bis jetzt abgeschlossenen Arbeiten. Diisocyanate, die cycloaliphatische Anteile enthalten, z.B. Isophorondiisocyanat und Dicyclohexylmethan-4,4'-diisocyanat können auch verwendet werden, wobei letzteres das am meisten bevorzugte cycloaliphatische Diisocyanat ist. Aromatische Diisocyanate können auch verwendet werden, aber sie sind weniger geeignet für eine medizinische Anwendung wegen ihrer extremen Toxizität.
Die Diolkomponente der Polymerisationsmischung schließt ein Poly(ethylenoxid) und ein aliphatisches Diol ein. Das Poly(ethylenoxid) kann ein durchschnittliches Molekulargewicht von 200 bis 3000 haben, wobei ein bevorzugter Molekulargewichtsbereich 600 bis 1500 ist, und bildet bevorzugt etwa 10 bis 50 Mol% der gesamten Diolkomponente der Polymerisationsmischung. Geeignete aliphatische Diole schließen Ethylenglycol, Diethylenglycol, 1,2-Propandiol, 1,3-Propandiol und 1,4-Butandiol ein. Wie der Fachmann leicht erkennt, können andere aliphatische Diole verwendet werden. Diese bevorzugten aliphatischen Diole werden aus Kostengründen, aus Gründen der kommerziellen Verfügbarkeit, Löslichkeit, Reaktivität oder Leichtigkeit der Reinigung ausgewählt. Das aliphatische Diol bildet bevorzugt etwa 50 bis 90 Mol% der gesamten Diolkomponente der Polymerisationsmischung.
Die Polymerisation wird durchgeführt unter Verwendung äquimolarer Mengen des gesamten Diols und des Diisocyanats. Da das Poly(ethylenoxid) hydrophil ist und das aliphatische Diol hydrophob ist, läßt eine Variation des molaren Verhältnisses dieser beiden Komponenten die Herstellung von Polymeren mit verschiedenen hydrophilen/hydrophoben Gleichgewichten zu. Durch eine geeignete Auswahl der molaren Menge und des Molekulargewichts des Poly(ethylenoxids) und der molaren Menge und des spezifischen aliphatischen Diols können Polymere hergestellt werden, die von leicht hydrophil bis sehr hydrophil variieren und die so zugeschnitten werden können, daß sie ein Verhältnis von Diffusionskoeffizient für Sauerstoff zu Diffusionskoeffizient für Glucose bis zu 4000 haben, wobei Verhältnisse von etwa 2000 bis etwa 4000 bevorzugt sind. Polymere mit einem Verhältnis des Diffusionskoeffizienten für Sauerstoff zu dem für Glucose von mehr als etwa 4000 könnten zu wenig permeabel für Glucose sein und eine zu langsame Ansprechzeit haben. Solche Membranen mit einem Verhältnis von weniger als etwa 2000 können zu einem Sauerstoffmangel bei elektrochemischen Sensoren auf Basis von Glucoseoxidase führen.
Die Polymerisation kann in Masse oder in einem Lösungsmittelsystem durchgeführt werden. Obwohl die Polymerisation ohne einen Katalysator durchgeführt werden kann, ist die Zugabe einer geeigneten organometallischen Verbindung, z.B. Dibutylzinnbis(2-ethylhexanoat) bevorzugt. Die Massepolymerisation wird typischerweise bei einer Anfangstemperatur von etwa 25ºC, typischerweise 50ºC, durchgeführt, um ein ausreichendes Vermischen der Reaktanden sicherzustellen. Beim Vermischen der Reaktanden wird typischerweise eine Exotherme beobachtet, wobei die Temperatur auf ungefähr 100ºC steigt. Nach dieser anfänglichen Exotherme wird der Reaktionskolben auf 75 bis 125ºC erhitzt, wobei 90 bis 100ºC ein bevorzugter Temperaturbereich ist. Das Erwärmen wird gewöhnlich 1 bis 2 Stunden lang durchgeführt. Lösungspolymerisationen werden in ähnlicher Weise durchgeführt. Geeignete Polymerisationslösungsmittel sind Dimethylformamid, Dimethylsulfoxid, Dimethylacetamid, halogenierte Lösungsmittel, wie 1,2,3-Trichlorpropan und Ketone, wie 4-Methyl-2-pentanon. Dimethylformamid ist ein bevorzugtes Lösungsmittel. Wenn die Polymerisation in einem Lösungsmittel durchgeführt wird, wird das Erwärmen der Reaktionsmischung typischerweise 3 bis 4 Stunden lang durchgeführt.
Polymere, die durch Massepolymerisation hergestellt werden, werden in Dimethylformamid gelöst und aus Wasser ausgefällt. Polymere, die in Lösungsmitteln hergestellt werden, die mit Wasser nicht mischbar sind, werden durch Abziehen des Lösungsmittels im Vakuum isoliert. Diese Polymere werden dann in Dimethylformamid gelöst und aus Wasser ausgefällt. Nach sorgfältigem Waschen mit Wasser werden die Polymere im Vakuum bei 50ºC auf ein konstantes Gewicht getrocknet.

Beispiel 1

Typisches Verfahren der Massepolymerisation

4,80 g Poly(ethylenoxid) mit einem Molekulargewicht von 600, 2,50 g Ethylenglycol und 8,07 g Hexamethylen-1,6-diisocyanat wurden in einen 100-ml-Kolben gegeben. Der Kolben wurde kontinuierlich mit Stickstoff gespült. Die Reaktionsmischung wurde auf 50ºC erwärmt und dann wurden 10 mg Dibutylzinnbis(2- ethylhexanoat), gelöst in 7 ml 4-Methyl-2-pentanon, zu der Reaktionsmischung zugegeben. Die Reaktion wurde schnell exotherm, wobei die Temperatur innerhalb weniger Minuten auf 100ºC stieg. Die Reaktionsmischung wurde auf 90ºC abkühlen gelassen und 60 Minuten lang auf dieser Temperatur gehalten. Während dieser Zeit veränderte sich die Reaktionsmischung von einer klaren viskosen Flüssigkeit zu einem durchscheinenden Feststoff. Das Polymer wurde aus dem Kolben entfernt durch Auflösen in 200 ml Dimethylformamid (90ºC). Nach Abkühlen auf Raumtemperatur wurde die Polymerlösung in 2 l deionisiertes Wasser unter heftigem Rühren gegossen. Das ausgefällte Polymer wurde in kleine Stücke zerrissen und in deionisiertem Wasser 24 Stunden lang eingeweicht, bei häufigem Wechsel des Wassers. Das Polymer (Nr. 1 in den Tabellen) wurde in einem Vakuumofen bei 50ºC auf ein konstantes Gewicht getrocknet.

Beispiel II

Typisches Verfahren der Lösungspolymerisation

14,40 g Poly(ethylenoxid) (PEO) mit einem Molekulargewicht von 600, 12,73 g Diethylenglycol, 24,22 g Hexamethylen-1,6-diisocyanat und 250 ml Dimethylformamid wurden in einen 1000-ml-Kolben gegeben. Der Kolben wurde kontinuierlich mit Stickstoff gespült. Die Reaktionsmischung wurde auf 50ºC erwärmt und 30 mg Dibutylzinnbis(-2-ethylhexanoat), gelöst in 25 ml 4-Methyl-2-pentanon, wurden zu dem Kolben zugegeben. Eine geringe Exotherme verursachte, daß die Temperatur auf ungefähr 55ºC stieg. Die Reaktionsmischung wurde dann 120 Minuten lang auf 75ºC erwärmt und dann weitere 120 Minuten auf 90ºC erwärmt. Es gab einen merklichen Anstieg der Viskosität der Reaktionsmischung mit der Zeit. Die Reaktionsmischung wurde mit 100 ml Dimethylformamid verdünnt und auf Raumtemperatur abkühlen gelassen. Die Lösung wurde in 5 l heftig gerührtes Wasser gegossen. Das ausgefällte Polymer (Nr. 2 in den Tabellen) wurde wie in Beispiel I isoliert.
Es wurden Membranen hergestellt, indem Filme unter Verwendung eines geeigneten Lösungsmittels auf Glas gegossen wurden unter Verwendung eines Gardner-Rakels (Gardner Labs). Das ausgewählte Lösungsmittel hängt ab von der jeweiligen chemischen Struktur des Polymers. Chloroform ist bei den bis jetzt abgeschlossenen Arbeiten das bevorzugte Lösungsmittel, da es leicht flüchtig ist. Nicht alle Polymere der Erfindung sind jedoch in diesem Lösungsmittel löslich, wobei dann Dimethylformamid das bevorzugte Lösungsmittel ist. Nach Entfernung des Lösungsmittels wurden die Membranen mit deionisiertem Wasser 30 bis 60 Minuten lang hydratisiert. Sie wurden dann entnommen und auf eine Mylar -Trägerfolie überführt. Die Dicke des nassen Films wurde mit einer Mikrometerschraube gemessen, bevor der Film von dem Träger entfernt wurde.
Die Diffusionskonstanten wurden in einer Standardpermeabilitätszelle (Crown Glass Co., Inc.) gemessen, die auf 37,0ºC, ± 0,1ºC, gehalten wurde, unter Verwendung der Fick'schen Gleichung:
J=-D dC/dx
worin J die gesamte Strömung ist, D die Diffusionskonstante ist und dC/dx der Konzentrationsgradient über die Membran ist.
Die Konstanten für die Sauerstoffdiffusion wurden bestimmt, indem die Membran mit zwei Kautschukdichtungen zwischen den zwei Hälften einer Diffusionszelle, die auf 37,0ºC, ± 0,1ºC, gehalten wurde, befestigt wurde und die zwei Hälften zusammengeklammert wurden. Jede Seite der Zelle wurde mit phosphatgepufferter Kochsalzlösung gefüllt. Eine Seite wurde mit Stickstoff gesättigt, während die andere Seite mit Luft gesättigt wurde. Ein kalibrierter Sauerstoffsensor (Microelectrodes, Inc.) wurde in die Stickstoffseite der Zelle gebracht und Messungen wurden in Intervallen von 5 Minuten aufgenommen, bis das System ein Gleichgewicht erreichte.
Die Konstanten der Glucosediffusion wurden wie oben bestimmt, außer daß eine Hälfte der Zelle mit phosphatgepufferter Kochsalzlösung gefüllt wurde, die 300 mg/dl Glucose enthielt. Die Konzentration der Glucose in jeder Hälfte der Zelle wurde in geeigneten Intervallen gemessen unter Verwendung eines Cooper Assist Clinical Analyzers.
Die Wasseraufnahme wurde an Filmen mit 4,5 cm Durchmesser und weniger als 0,5 mm Dicke bei Raumtemperatur bestimmt. Nach Verdampfen des Gießlösungsmittels wurden die Filme auf ein konstantes Gewicht bei 50ºC im Vakuum getrocknet, gewogen, 24 Stunden lang in deionisiertes Wasser eingetaucht, entnommen und mit Filterpapier abgetupft und gewogen. Die Wasseraufnahme in Prozent wurde betimmt mit der Formel
% Aufnahme=(Ww-Wd)/Wd x 100
worin Ww das Gewicht des gequollenen Films ist und Wd das Gewicht des trockenen Films ist.
Mit den Polymerisationsreaktionen der Beispiele 1 und 2 können Polymere und entsprechende Membranen leicht hergestellt werden mit einem weiten Bereich für Sauerstoff- und Glucosediffusionskonstanten und Wasseraufnahme. Beispielhafte Zusammensetzungen wurden wie in den vorhergehenden Beispielen beschrieben hergestellt und durch ihre Zusammensetzung und die Wasseraufnahme in Prozent in Tabelle I wiedergegeben. Die Sauerstoff- und Glucosediffusionskoeffizienten und das Verhältnis des Diffusionskoeffizienten für Sauerstoff zu dem für Glucose für die entsprechenden Membranen ist in Tabelle II aufgeführt. Diese Präparate zeigen die Fähigkeit, diese Parameter über die gewünschten Bereiche, wie vorher beschrieben, zu variieren. Diese Kontrolle ermöglicht es dem Fachmann, die Membranen auf die jeweiligen Glucosesensoren zuzuschneiden. Tabelle I
HMDI = Hexamethylen-1,6-diisocyanat
MCHI = Dicyclohexylmethan-4,4'-diisocyanat Tabelle II
* = Undurchlässig
Die als Polymer 2 in den Tabellen I und II bezeichnete bevorzugte Membran wurde in vitro und in vivo mit einem amperometrischen Platin-Silber/Silberchlorid-Glucosesensor ausgewertet. Informationen betreffend den Aufbau dieses Sensors wurden bereits veröffentlicht, R.J. Morff, D. Lipson, K.W. Johnson, J.J. Mastrototaro, C.C. Andrew, A.R. Potvin, "Reproducible Microfabrication of Electroenzymatic Glucose Sensors on a Flexible Substrate", Proc. 1st World Congress on Biosensors, (2. bis 4. Mai 1990); J.J. Mastrototaro, K.W. Johnson, R.J. Morff, D. Lipson, C.C. Andrew, "An Electroenzymatic Glucose Sensor Fabricated on a Flexible Substrate", Proc. Third International Meeting on Chemical Sensors, (24. bis 26. September 1990).
Der Betrieb dieses Sensors basiert auf der Reaktion von Glucose mit Sauerstoff in Gegenwart von Glucoseoxidase unter Erzeugung von Wasserstoffoxid. Das Wasserstoffperoxid wird anschließend an der Platinanode oxidiert, was zur Erzeugung eines Signals führt, das proportional der Glucosekonzentration ist.
Die Membran wurde auf den Meßbereich aufgetragen. Die folgenden In-vitro- und In-vivo-Auswertungen des beschichteten Sensors wurden dann durchgeführt.
Bei dem In-vitro-Test wurde ein Potential von +0,6 Volt gegen Ag/AgCl an die Arbeitselektrode angelegt, um das durch die Reaktion von Glucose und Sauerstoff in Gegenwart von Glucoseoxidase erzeugte Wasserstoffperoxid zu oxidieren. Der durch diese Reaktion erzeugte Strom stand in linearer Beziehung zu der Menge an Glucose, die in einer Testlösung vorhanden war.
Um die Leistung eines für die Implantantion in subcutanes Gewebe vorgesehenen Glucosesensors voll zu kennzeichnen, war es notwendig, nicht nur das Ansprechen des Sensors auf Veränderungen der Glucosekonzentration, sondern auch auf Veränderungen der Sauerstoffkonzentration zu testen. Ein durch Computer kontrolliertes System wurde aufgebaut, um 16 Sensoren, die mit erfindungsgemäßen Membranen versehen waren, automatisch gleichzeitig einer Anordnung von vier verschiedenen Glucosekonzentrationen: 0, 100, 200 und 400 mg/dl, und vier verschiedenen Sauerstoffkonzentrationen: 1, 2, 5 und 20,9% Sauerstoff (ungefähr 7 bis 150 mm Hg) auszusetzen.
Unter Verwendung dieses Systems wurde gefunden, daß die in der Membran eingekapselten Sensoren linear auf die Glucosekonzentration in einem Bereich von 0 bis 400 mg/dl ansprachen (Korrelationskoeffizient > 0,98) und einen sehr gut reproduzierbaren Wert für die Basislinie in einer Pufferlösung ohne Glucose hatten. Durch diese Eigenschaft des Sensors kann eine 1-Punkt-Kalibrierung ausreichen. Außerdem hatte die Variation der Sauerstoffkonzentration der Kalibrierungslösung von 1 bis 20,9% keine Wirkung auf den Ausgabewert des Sensors, sogar bei hohen Glucosekonzentrationen. Die Auflösung war besser als 10% über den gesamten Kalibrierungsbereich und die Ansprechzeit für 90% bei einer Veränderung der Glucosekonzentration von 0 auf 100 mg/dl war weniger als 90 Sekunden.
Eine langzeitige Auswertung wurde auch durchgeführt, wobei die Sensoren kontinuierlich 72 Stunden lang einer Glucoselösung (100 mg/dl) bei 37ºC ausgesetzt waren. Die Stromausgangsleistung der Sensoren war stabil und veränderte sich um weniger als 10% über die gesamte Dauer, was zeigt, daß die Sensoren als kontinuierliche Monitoren mindestens 3 Tage lang arbeiten.
Bei den bis jetzt abgeschlossenen In-vivo-Tests war das für die Untersuchung verwendete Tiermodell das weiße Kaninchen aus Neuseeland. Das Kaninchen wurde chirurgisch mit Venen- und Arterienkanülen ausgestattet, um Flüssigkeiten infundieren zu können und arterielle Blutproben zur Analyse abziehen zu können.
Vor der Implantantion in subcutanes Gewebe wurde der in die Membran eingekapselte Sensor in eine Polyethylen- oder Teflon -Kanüle eingesetzt. Einzel- und doppellumige Kanülen wurden erfolgreich verwendet. Eine Nadel aus rostfreiem Stahl wurde in die Kanüle eingesetzt, damit diese während des Einsetzens steif war. Diese Nadel kann in der Kanüle bleiben oder nach der Implantation entfernt werden, um mehr Flexibilität zuzulassen. Ein Verbindungsstück wurde mit dem Sensor verbunden und an der Haut unter örtlicher Betäubung festgenäht.
Ein Standard-Glucose-Toleranztest wurde durchgeführt, wobei ein Glucosebolus intravenös verabreicht wurde. Eine arterielle Blutvorprobe und Proben 1, 2, 5, 10, 30 und 60 Minuten nach der Injektion wurden gesammelt. Diese Testart war geeignet, um die zeitliche Nacheilung zwischen einer Glucosebolusinjektion in eine Vene und dem Spitzenglucosewert in dem subcutanen Gewebe, der durch den Sensor angezeigt wird, zu bestimmen. Es wurde eine durchschnittliche Nacheilung von 10 Minuten gefunden, was als physiologisches Phänomen betrachtet wird, das mit dem Zeitraum, der erforderlich ist für die Diffusion der Glucose durch die Kapillarwand des subcutanen Gewebes, in Beziehung steht.
Ein genauerer Test, der Glucosehaltetest, wurde auch durchgeführt. Dieser Test besteht darin, daß der Blutglucosegehalt bei dem Kaninchen entweder erhöht oder verringert wird, indem kontinuierlich Glucose oder Insulin infundiert werden. Die Veränderungsrate des Blutglucosegehalts des Kaninchens war langsamer bei einem Glucosehaltetest verglichen mit einem Toleranztest, was diesen zu einem Test macht, der genauer die tatsächlichen physiologischen diabetischen Bedingungen zeigt. Außerdem konnten erhöhte oder verminderte Glucosegehalte über den Zeitraum aufrecht erhalten werden, der notwendig ist, daß die Plasma- und subcutanen Glucosewerte im Gleichgewicht sind. Dies läßt einen direkten Vergleich zwischen Sensorausgabeleistung und Plasmaglucosegehalten zu.
Eine ausgezeichnete Beziehung zwischen den Plasmaglucosewerten und den Glucosewerten im subcutanen Gewebe wurde festgestellt. Die Ergebnisse dieser Tests zeigen, daß der mit einer Membran der vorliegenden Erfindung versehene Sensor ausreichend auf Veränderungen in der Plasmaglucosekonzentration von nur 40 mg/dl bis zu mehr als 400 mg/dl in vivo anspricht.
Die erfindungsgemäßen Membranen können leicht so formuliert werden, daß sie die Diffusionseigenschaften und Wasseraufnahmeeigenschaften für einen gegebenen Glucosesensor optimieren. Membranen der vorliegenden Erfindung mit einer Wasseraufnahme von etwa 10%, 30% und 50% wurden ausgewertet. Außerdem zeigen erfindungsgemäße Membranen mit einem Diffusionsverhältnis für Sauerstoff zu Glucose von etwa 1000, 2000 und 3000 eine annehmbare Leistung unter den vorhergehenden Umständen.

Claims

1. Homogene Membran geeignet zur Verwendung für einen elektrochemischen Glucosesensor, der auf der Auswertung der Reaktion von Glucose und Sauerstoff basiert und Sensorelemente dafür hat, wobei die Membran so ausgebildet ist, daß sie die Diffusion von Glucose und Sauerstoff zu den Sensorelementen kontrolliert, wobei die Membran eine hydrophile Polyurethanzusammensetzung umfaßt, die das Produkt der Reaktionsmischung aus

einem Diisocyanat ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Hexamethylen-1,6-diisocyanat, Dicyclohexylmethan-4,4'-diisocyanat und Isophorondiisocyanat, das etwa 50 Mol% der Reaktionsmischung bildet;

einem Poly(ethylenoxid) mit einem durchschnittlichen Molekulargewicht von etwa 600 bis etwa 1500 und

einem aliphatischen Diol ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Ethylenglycol, Diethylenglycol, 1,2-Propandiol, 1,3-Propandiol und 1,4-Butandiol umfaßt,

wobei die Membran einen Gleichgewichtswassergehalt von etwa 10 bis etwa 50% hat und ein Verhältnis des Diffusionskoeffizienten für Sauerstoff zu dem Diffusionskoeffizienten für Glucose von bis zu etwa 4000, wobei der gesamte Diolgehalt der Reaktionsmischung etwa 10 bis etwa 50% Poly(ethylenoxid) und etwa 50 bis etwa 90% aliphatisches Diol umfaßt.

2. Membran nach Anspruch 1, worin die Membran einen Gleichgewichtswassergehalt von etwa 20 bis etwa 30% hat.

3. Membran nach Anspruch 1, worin die Membran ein Verhältnis des Diffusionskoeffizienten für Sauerstoff zu dem Diffusionskoeffizienten für Glucose von etwa 2000 bis etwa 4000 hat.

4. Membran nach Anspruch 1, worin das aliphatische Diol Diethylenglycol ist.

5. Membran nach Anspruch 1, worin das Poly(ethylenoxid) ein durchschnittliches Molekulargewicht von etwa 600 hat.

6. Membran nach Anspruch 1, worin das Diisocyanat Hexamethylen-1,6-diisocyanat ist.

7. Implantierbare Vorrichtung zur Bestimmung des Glucosegehaltes in einem Körper, wobei die Vorrichtung umfaßt:

einen elektrochemischen Glucosesensor, der ein Mittel zur Auswertung der Reaktion von Glucose mit Sauerstoff einschließt, wobei das Mittel zur Auswertung Sensorelemente einschließt und

eine Membran, die an dem Glucosesensor befestigt ist und die Sensorelemente bedeckt und so ausgebildet ist, daß sie die Diffusion von Glucose und Sauerstoff zu den Sensorelementen kontrolliert, wobei die Membran eine hydrophile Polyurethanzusammensetzung umfaßt, die das Produkt der Reaktionsmischung aus:

einem aliphatischen Diol ausgewählt aus der Gruppe bestehend aus Ethylenglycol, Diethylenglycol, 1,2-Propandiol, 1,3-Propandiol und 1,4-Butandiol, umfaßt,

wobei die Membran einen Gleichgewichtswassergehalt von etwa 10 bis etwa 50% hat und ein Verhältnis des Diffusionskoeffizienten für Sauerstoff zu dem Diffusionskoeffizienten für Glucose von bis zu etwa 4000 aufweist, wobei der gesamte Diolgehalt der Reaktionsmischung etwa 10 bis etwa 50% Poly(ethylenoxid) und etwa 50 bis etwa 90% aliphatisches Diol umfaßt.

8. Vorrichtung nach Anspruch 7, worin die Membran einen Gleichgewichtswassergehalt von etwa 20 bis etwa 30% hat.

9. Vorrichtung nach Anspruch 7, worin die Membran ein Verhältnis des Diffusionskoeffizienten für Sauerstoff zu dem Diffusionskoeffizienten für Glucose von etwa 200 bis etwa 4000 hat.

10. Vorrichtung nach Anspruch 7, worin das Poly(ethylenoxid) ein durchschnittliches Molekulargewicht von etwa 600 hat.

11. Vorrichtung nach Anspruch 7, worin das aliphatische Diol Diethylenglycol ist.

12. Vorrichtung nach Anspruch 11, worin das Diisocyanat Hexamethylen-1,6-diisocyanat ist.