DE69622700T2

DE69622700T2 - Homogene polymerzusammensetzungen die silicon enthalten für biosensormembranen

Info

Publication number: DE69622700T2
Application number: DE69622700T
Authority: DE
Inventors: P. Van Antwerp
Original assignee: Medtronic Minimed Inc
Current assignee: Medtronic Minimed Inc
Priority date: 1995-03-27
Filing date: 1996-03-25
Publication date: 2003-03-13
Anticipated expiration: 2016-03-26
Also published as: US5777060A; ATE221552T1; CA2216236C; CA2216236A1; EP0817809A1; US5882494A; EP0817809A4; WO1996030431A1; EP0817809B1; JPH11503772A; JP3819427B2; DE69622700D1

Description

Diese Erfindung betrifft im Allgemeinen Biosensormaterialien. Insbesondere betrifft diese Erfindung ein neues polymeres Material, das als äußere biologisch verträgliche Membran zur Verwendung in Biosensoranwendungen geeignet ist.
Biosensoren sind Vorrichtungen, bei denen biologische Materialien (Zellen, Enzyme, Gewebe, usw.) zur Umwandlung einer chemischen Konzentration in einer Matrix in ein nachweisbares Signal (elektrisch, akustisch, optisch, thermisch, usw.) verwendet werden. Es gibt viele Arten von Biosensoren, die für viele verschiedene Analyten verwendet werden. Die am besten studierte Art von Biosensoren waren elektroenzymatische Biosensoren, bei denen Enzyme zur Umwandlung einer Konzentration in ein elektrisches Signal verwendet werden. Bezüglich einer Übersicht über einige der Arbeitsprinzipien von Biosensoren vgl. P. Bergveld und D. Thevenot, Advances in Biosensors, Supplement 1, Seiten 31-94, Hrsg. A. P. F. Turner.
Die US-PS 5,239,036 beschreibt eine wasserdichte Polyurethanmembran, die in erster Linie zur Verwendung bei der Herstellung wasserdichter Kleidung gestaltet ist.
Die US-PS 5,214,119 beschreibt ein Block-Copolymer in Form eines Polyurethans mit Siliconbindungen.
Der prototypische Biosensor ist der amperometrische Glucosesensor. Es gibt verschiedene Gründe für das breitgefächerte Interesse an Glucosesensoren. Das wissenschaftliche Interesse ergibt sich aus der Verfügbarkeit eines sehr robusten Enzyms, der Glucoseoxidase, die zur Überwachung von Glucose verwendet wird, sowie aus dem Wunsch, Modellsensoren für viele verschiedene Analyten zu entwickeln. Das kommerzielle Interesse ergibt sich aus dem Bedarf für eine Glucoseüberwachung von Patienten mit Diabetes mellitus sowie aus dem Bedarf für eine Entwicklung von Sensoren, die zur Überwachung von Fermentationsreaktionen im Bereich der Biotechnologie verwendet werden können. Ein funktionierender Glucosesensor ist auch die komplizierteste Komponente bei der Entwicklung einer künstlichen Bauchspeicheldrüse mit geschlossenem Regelkreis mit einer implantierten Insulinpumpe.
Jeglicher amperometrischer Glucosesensor oder jegliches Oxido-Reduktase-Enzym, das O&sub2; als Ko-Substrat verwendet, und der/das für eine subkutane oder intravenöse Verwendung gestaltet ist, erfordert aufgrund der fundamentalen Natur des Sensors und der Umgebung, in der die Messung durchgeführt wird, eine äußere Membran und eine nicht-störende Membran.
Ein Glucosesensor arbeitet gemäß der nachstehenden chemischen Reaktion (Gleichung 1):
Bei dieser Reaktion reagiert Glucose mit Sauerstoff in Gegenwart von Glucoseoxidase (GOX) unter Bildung von Gluconolacton und Wasserstoffperoxid. Das Gluconolacton reagiert mit Wasser unter Öffnung des Lactonrings und Erzeugung von Gluconsäure. Das H&sub2;O&sub2; reagiert elektrochemisch, wie es nachstehend gezeigt ist (Gleichung 2):
H&sub2;O&sub2; → O&sub2; + 2e&supmin; + 2H&spplus;
Der Strom, der von der Sensor/Potentiostatanordnung gemessen wird (+0,5 bis +0,7 V Oxidation an der Pt-Schwarz-Elektrode) ist auf die zwei Elektronen zurückzuführen, die durch die Oxidation des H&sub2;O&sub2; erzeugt worden sind. Alternativ kann die Abnahme des Sauerstoffs durch eine amperometrische Messung gemessen werden (-0,5 bis -1 V Reduktion an der Pt- Schwarz-Elektrode).
Die Stöchiometrie von Gleichung 1 zeigt deutlich einige der Probleme, die mit einem implantierbaren Glucosesensor verbunden sind. Wenn in Gleichung 1 überschüssiger Sauerstoff vorliegt, dann hängt das H&sub2;O&sub2; stöchiometrisch mit der Glucosemenge zusammen, die an dem Enzym reagiert. In diesem Fall ist der schließlich erhaltene Strom auch zu der Glucosemenge proportional, die mit dem Enzym reagiert. Wenn für die gesamte Glucose, die mit dem Enzym reagieren soll, nicht ausreichend Sauerstoff vorliegt, dann wird der Strom proportional zur Sauerstoffkonzentration und nicht zur Glucosekonzentration sein. Um aus dem Sensor einen richtigen Glucosesensor zu machen, muss die Glucose das limitierende Reagenz sein, d. h. die O&sub2;-Konzentration muss für alle potentiellen Glucosekonzentrationen im Überschuss vorliegen. Dies bedeutet, dass ein Weg entwickelt werden muss, um entweder den O&sub2; in der GOX-Membran zu erhöhen, die Glucosekonzentration zu vermindern oder einen Sensor zu entwickeln, bei dem kein O&sub2; verwendet wird.
Das Grundproblem bei der Verwendung eines Biosensors im Körper besteht darin, dass das Verhältnis von Glucose zu O&sub2; entgegengesetzt zu dem ist, was für einen optimalen Betrieb des Biosensors erwünscht ist. Die Glucosekonzentration im Körper eines diabetischen Patienten kann von 2 bis 30 mM (Millimol pro Liter oder 36 bis 540 mg/dl) variieren, wohingegen die typische Sauerstoffkonzentration im Gewebe 0,02 bis 0,2 mM beträgt, vgl. U. Fischer, A. Hidde, H. von Woedtke, K. Rebrin und P. Abel, Biomed. Biochim. Acta, 1989, Band 48, Seiten 965-971. Dieses Verhältnis im Körper bedeutet, dass der Sensor unter begrenzten Michaelis-Menten-Bedingungen arbeiten würde und gegenüber kleinen Änderungen der Glucosekonzentration sehr unempfindlich wäre. Dieses Problem wurde als "Sauerstoffdefizitproblem" bezeichnet.
In der Vergangenheit wurden verschiedene Ansätze zur Lösung des Defizitproblems versucht. Der einfachste Ansatz besteht darin, eine Membran herzustellen, die gegenüber O&sub2; vollständig permeabel ist und die keine Glucosepermeabilität aufweist, und sie mechanisch mit einem kleinen Loch zu versehen, das einen Durchgang von Glucose ermöglichen. Dabei ist die differentielle Permeabilität als Verhältnis der Fläche des kleinen Lochs zu der gesamten Membranfläche definiert. Bei diesem Verfahren bestehen zwei signifikante Probleme darin, dass erstens die Reproduzierbarkeit bei der Herstellung kleiner Löcher schwierig ist und dass zweitens, was schwerwiegender ist, die O&sub2;-Permeabilität eine stark von der Dicke der Membran abhängige Funktion ist und die Dicke bei der Massenherstellung schwer zu steuern ist. Mikroporöse Membranen (US-PS 4,759,828 (Young et al.)) wurden auch mit begrenztem Erfolg versucht. Ein weiteres Problem, das sowohl bei dem Ansatz mit dem Loch in der Membran als auch bei dem Ansatz mit der mikroporösen Membran besteht, besteht darin, dass die Sensorelektroden und die Enzymschicht Körperflüssigkeiten ausgesetzt sind. Körperflüssigkeiten enthalten Proteine, welche die Elektroden beschichten, was zu einer verringerten Empfindlichkeit des Sensors führt, und Enzyme (Proteasen), die das aktive Enzym des Sensors verdauen oder abbauen können.
Ein Ansatz bezüglich des Sauerstoffdefizitproblems wird von Gough (US-PS 4,484,987) beschrieben. Bei dem Ansatz wird eine Kombinationsmembran mit diskreten Domänen aus einem hydrophilen Material verwendet, das in eine hydrophobe Membran eingebettet ist. In diesem Fall ist die Membran nicht homogen und die Reproduzierbarkeit bei der Herstellung ist schwierig. Die physikalischen Eigenschaften der Membran werden auch beeinträchtigt. In ähnlicher Weise beschreibt Gough (US-PS 4,890,620) ein "zweidimensionales" System, bei dem die Glucosediffusion auf eine Dimension beschränkt ist, während die Sauerstoffdiffusion in beiden Dimensionen stattfindet. Dieser Sensor ist extrem kompliziert und es wird davon ausgegangen, dass die Herstellung in großem Maßstab schwierig ist.
Mehrere andere Gruppen, vgl. G. W. Shaw, D. J. Claremont und J. C. Pickup, Biosensors and Bioelectronics, 1991, Band 6, Seiten 401-406; D. S. Bindra, Y. Zhang, G. S. Wilson, R. Sternberg, D. R. Thevenot, D. Moatti und G. Reach, Analytical Chemistry, 1991, Band 63, Seite 1692; und M. Shichiri, Y. Yamasaki, K. Nao, M. Sekiya und N. Ueda, Horm. Metab. Res., Suppl. Ser., 1988, Band 20, Seite 17, haben eine homogene Membran aus einem relativ hydrophoben Polyurethan verwendet und haben über gute Ergebnisse berichtet. Bei klassischen Diffusionsexperimenten mit diesen Membranen ist die Glucosediffusion jedoch extrem gering. Es wird angenommen, dass das Vermögen dieser Polyurethanschichten, eine Glucosediffusion zuzulassen, auf Mikrorisse oder Mikrolöcher in diesen Materialien zurückzuführen ist, wenn diese als Membranen verwendet werden.
Um das Sauerstoffdefizitproblem bei einer homogenen Membran zu umgehen, entwickelten Allen et al. zwei homogene Membranen mit sowohl hydrophilen als auch hydrophoben Bereichen. In der US-PS 5,284,140 beschreiben sie ein Acrylsystem und in der US-PS 5,322,063 beschreiben sie ein Polyurethansystem. Beide Membranen weisen im Molekül hydrophile und hydrophobe Reste auf, was zu einer eingeschränkten Steuerung der Sauerstoff- und Glucosepermeabilitäten führt.
Der Schlüssel zu stabilen und hochempfindlichen Enzymbiosensoren liegt darin, dass die Sensorausgabe lediglich durch den interessierenden Analyten beschränkt sein darf und nicht durch beliebige Ko-Substrate oder kinetisch kontrollierte Parameter, wie z. B. durch Diffusion. Um den Ausgangsstrom (Gleichung 2) des Biosensors zu maximieren, sollte die Sauerstoffdiffusion so groß wie möglich sein, während an der Reaktionsoberfläche ein Sauerstoffüberschuss aufrechterhalten wird. Da die normale Konzentration von O&sub2; im subkutanen Gewebe ziemlich niedrig ist, ist eine Maximierung des O&sub2;-Diffusionskoeffizienten erwünscht.
Die in der vorstehenden Literatur beschriebenen Membransysteme versuchen lediglich, das Sauerstoffdefizitproblem durch Vermindern des Anteils an Glucosediffusion zu den Arbeitselektroden des Biosensors zu umgehen. Die Größe des Signals von einem typischen Biosensor mit geeigneter Größe entweder für die subkutane oder intravenöse Implantierung beträgt typischerweise 1 bis 10 nA bei physiologischen Glucose- und O&sub2;-Konzentrationen. Diese Höhe des Stroms erfordert zur Messung eine anspruchsvolle Elektronik. Die Erhöhung des Sauerstofftransports und des begleitenden Glucosetransports wird das Signal erhöhen und (in einem begrenzten Ausmaß) die Komplexität der Steuer- und Aufzeichnungselektronik vermindern. Es ist jedoch offensichtlich, dass eine Membran, die gleichzeitig den Sauerstoff erhöht und die Glucose begrenzt, sowohl zu einer besseren Leistung als auch zu einem erhöhten Signal führen würde.
Demgemäß bestand ein Bedarf für ein Polymer, das in einer äußeren Polymermembran eines Biosensors geeignet ist. Es besteht ein Bedarf dahingehend, dass die Membran eine physische Stabilität und Festigkeit, Haftung an dem Substrat, Verarbeitungsfähigkeit (sie muss in vernünftigen Mengen und zu vernünftigen Preisen synthetisiert/hergestellt werden können), biologische Verträglichkeit, ein Vermögen zum Schneiden mittels Laserablation (oder zu einem anderen Verarbeitungsverfahren in großem Maßstab) und eine Verträglichkeit mit dem auf dem Sensor abgelagerten Enzym aufweist. Die vorliegende Erfindung erfüllt die Bedürfnisse und bietet auch andere damit zusammenhängende Vorteile.
Demgemäß stellt die Erfindung eine homogene Polymerzusammensetzung bereit, die gegenüber Glucose und Wasser permeabel ist und die als Membran für Biosensoren geeignet ist, und welche die Produkte der Umsetzung mindestens eines Diisocyanats, mindestens eines hydrophilen Diols oder Diamins (und gegebenenfalls mindestens eines hydrophoben aliphatischen Diols oder Diamins) und mindestens eines Siliconmaterials umfasst.
Die Erfindung stellt auch einen implantierbaren Biosensor zur Messung der Reaktion eines Analyten und Sauerstoff bereit, der die erfindungsgemäße Zusammensetzung umfasst.
Das hydrophile Diamin kann ein Silicon umfassen.
Die Zusammensetzung kann auch mindestens ein kurzkettiges aliphatisches Diamin und/oder Diol umfassen. Diese Polymerzusammensetzung ist als äußere biologisch verträgliche Membran zur Verwendung in Biosensoren geeignet. Die so gebildeten Membranen erlauben eine Erhöhung der Sauerstoffpermeabilität und eine verminderte Permeabilität des Analyten (z. B. Glucose). Sie besitzen auch die erforderlichen Eigenschaften für eine äußere polymere Membran.
Mögliche Mengen der verschiedenen Reaktionsprodukte sind z. B. etwa 50 mol-% Diisocyanat, 5 bis 45 mol-% eines hydrophilen Diols oder Diamins, 5 bis 45 mol-% eines aliphatischen Diols oder Diamins und 5 bis 40 mol-% eines Siliconmaterials.
Andere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der nachstehenden detaillierteren Beschreibung im Zusammenhang mit den beigefügten Zeichnungen, die beispielhaft die erfindungsgemäßen Prinzipien veranschaulichen.
Die beigefügten Zeichnungen veranschaulichen die Erfindung. In den Zeichnungen zeigt/ist
Fig. 1 die Polymerisationsreaktion eines Diisocyanats und eines Diols zur Erzeugung einer Urethanbindung und die Reaktion des Diisocyanats und eines Diamins zur Erzeugung einer Harnstoffbindung,
Fig. 2 Beispiele für Diisocyanate, die als erste Komponente in einer erfindungsgemäßen Polymerzusammensetzung verwendet werden,
Fig. 3 Beispiele für Silicone, die als zweite Komponente in der erfindungsgemäßen Polymerzusammensetzung verwendet werden,
Fig. 4 Beispiele für langkettige hydrophile Diole und Diamine, die als dritte Komponente in der erfindungsgemäßen Polymerzusammensetzung verwendet werden,
Fig. 5 Beispiele für kurzkettige aliphatische Diole und Diamine, die in der erfindungsgemäßen Polymerzusammensetzung verwendet werden können,
Fig. 6 ein Infrarotspektrum eines Beispiels einer erfindungsgemäßen Polyharnstoffzusammensetzung,
Fig. 7A eine schematische Draufsicht auf ein Beispiel eines Glucosesensors mit Elektroden, die mit einem Beispiel eines erfindungsgemäßen Polymers bedeckt sind,
Fig. 7B eine Schnitt-Seitenansicht einer Arbeitselektrode, die mit Schichten aus Enzym und der Polymerzusammensetzung bedeckt ist, und
Fig. 8 eine Kurve, weiche die Sensorausgabe in verschiedenen Glucoselösungen im Laufe der Zeit zeigt.
In einer bevorzugten Ausführungsform umfasst die vorgeschlagene Membran für den Sensor zwei verschiedene Arten von Bindungen und Komponenten in einem einzelnen Polymer. Bei dem Polymer handelt es sich um ein Polyurethan-Polyharnstoff-Polymer. Die Chemie der Polymerisation ist in Fig. 1 in vereinfachter Weise dargestellt. Die in Fig. 1 gezeigten Reaktionen zeigen die Umsetzung eines Diisocyanats und eines Diols zur Erzeugung einer Urethanbindung und das gleiche Isocyanat, wie es mit einem Diamin zur Erzeugung einer Harnstoffbindung reagiert. In alternativen Ausführungsformen kann das Polymer abhängig von den einzelnen verwendeten Komponenten entweder die Harnstoffbindung oder die Urethanbindung enthalten.
Die in dieser Erfindung beschriebene Polymerzusammensetzung wird aus drei oder vier einzelnen Komponenten synthetisiert. Die grundlegenden Bausteine für die Bindung sind die Beispiele für die Diisocyanate, die in Fig. 2 gezeigt sind. Dabei handelt es sich um die bevorzugten Diisocyanate für die erfindungsgemäßen Membranen. Es können jedoch auch aromatische Diisocyanate verwendet werden, wenn entsprechend darauf geachtet wird, dass das gesamte toxische Monomer aus dem Polymer-Endprodukt entfernt wird.
Für das Membranpolymer-Endprodukt werden zwei weitere Komponenten verwendet. Die erste Komponente ist ein Siliconmaterial (Siloxan), das eine hervorragende O&sub2;-Permeabilität aufweist. Diese Siloxane weisen keine H&sub2;O-Permeabilität auf, so dass sie keinerlei Glucosediffusion zulassen. Der bevorzugte Bestandteil des Polymers ist ein Polydimethylsiloxanpolymer mit reaktiven Endgruppen. Fig. 3 zeigt einige der potentiellen Siloxane, die in Biosensormembranen eingebracht worden sind.
Eine weitere Komponente der Polyurethan/Polyharnstoff-Polymerzusammensetzung ist ein langkettiges hydrophiles Diol oder Diamin, das dem Polymer Wasserpermeabilität verleiht. Verschiedene wasserpermeable Diole und Diamine wurden in den Membranen verwendet und sind in Fig. 4 gezeigt. Diese umfassen Diole, wie z. B. Polyethylenglycol (PEG) oder Polypropylenglycol (PPG) und Diamine der gleichen Art. Natürlich ist jedem Fachmann klar, dass stattdessen viele andere Diole oder Diamine verwendet werden könnten.
Bei den vorbereiteten Daten ist das verwendete Diol PEG 400 oder PEG 600, das sehr hydrophil ist und zu einem guten H&sub2;O-Transport führt. Als Diamin kann ein Siliconmaterial verwendet werden. Natürlich könnte das Siliconmaterial auch ein Diol sein. Stabile Silicone mit endständiger Diolgruppe sind jedoch nicht einfach käuflich erhältlich.
Das Silicon weist einen hervorragenden O&sub2;-Transport auf, während das Diol so maßgeschneidert werden kann, dass es den H&sub2;O-Transport und somit die Glucosepermeabilität steuert. Die Verwendung eines Silicons kann den O&sub2;-Transport in einfacher Weise um einen Faktor fünf erhöhen, wodurch auch die maximale Glucosepermeabilität um das fünffache erhöht wird. Da die so aufgebauten Biosensoren kinetisch beschränkt sind, ist es schwierig, die genaue Zunahme der durch diese Sensoren erzeugten Ströme vorherzusagen.
Bei der Synthese eines Polyurethanmaterials ist es manchmal erforderlich, kurzkettige Diole oder Diamine einzubeziehen, die dem Polymer eine physische Festigkeit verleihen, jedoch nicht dessen Glucose-Grundpermeabilität erhöhen. In diesen Fällen wurden die in Fig. 5 gezeigten Diole und Diamine verwendet. Der Fachmann könnte in einfacher Weise stattdessen auch andere kurzkettige aliphatische Diamine und Diole einsetzen.
Da die Siloxane eine hervorragende Sauerstoffpermeabilität und keine Glucosepermeabilität aufweisen, die kurzkettigen Diole und Diamine eine gute Sauerstoffpermeabilität und keine Glucosepermeabilität aufweisen und die langkettigen Diole und Diamine eine hervorragende Glucosepermeabilität und eine gute Sauerstoffpermeabilität aufweisen, kann das Polymer- Endprodukt in einfacher Weise hinsichtlich eines spezifischen Verhältnisses von Sauerstoffpermeabilität zu Glucosepermeabilität maßgeschneidert werden. Obwohl dieses Verhältnis die wichtigste Variable für einen guten Betrieb des Glucosesensors ist, ist die Größe der Diffusionskoeffizienten auch wichtig, da die Größen der einzelnen Diffusionskoeffizienten die schließlich von einem Sensor erzeugten Ströme bestimmen und die Elektronik umso einfacher ist, je höher die Ströme sind.
Die Polymerisation wurde entweder in Lösung oder als Massepolymerisation durchgeführt. In allen Fällen liegen gleiche molare Mengen des Diisocyanats einerseits und der Kombination aus Diol + Diamin + kurzkettigem aliphatischen Diol oder Diamin andererseits vor. Eine Lösungspolymerisation wurde entweder in Dimethylformamid (DMF) oder in Tetrahydrofuran (THF) durchgeführt.
Da Wasser mit den Diisocyanaten reagiert und zu Polymeren führen kann, die eine kürzere Kette aufweisen, als es optimal wäre, wurden Maßnahmen ergriffen, die sicherstellten, dass alle Lösungsmittel, Reaktanten und Glasgeräte so trocken wie möglich waren. Kurz- und langkettige Diole und langkettige Diamine wurden durch azeotrope Destillation mit Toluol getrocknet. Aliphatische Diamine wurden über Molekularsieben destilliert. Lösungsmittel wurden gegebenenfalls durch Destillation über CaH oder Molekularsieben getrocknet. Glasgeräte wurden nach dem Zusammenbau und vor dem Einbringen der Reaktanten flammengetrocknet. Diisocyanate und Siloxane wurden so eingesetzt, wie sie geliefert worden sind, oder sie wurden über Molekularsieben aufbewahrt.
Die Polymerisation von Polyurethan/Polyharnstoffen kann ohne Katalysator durchgeführt werden. In der bevorzugten Ausführungsform wird jedoch Dibutylzinn-bis(2-ethylhexanoat) in Spuren zugesetzt. Die Massepolymerisation wurde gewöhnlich bei etwa 50ºC gestartet und wenn alle Komponenten miteinander gemischt worden sind, wurde im Kolben eine exotherme Reaktion bis etwa 95ºC beobachtet. Nach der anfänglichen exothermen Reaktion wurde die Temperatur etwa 4 Stunden bei 60 bis 80ºC gehalten.
Eine Lösungspolymerisation wurde auf die gleiche Weise durchgeführt, wobei die exotherme Reaktion nur bis zu einer Temperatur von 75ºC stattfand. Die Lösungspolymerisation wurde 12 Stunden (über Nacht) zwischen 50ºC und 75ºC durchgeführt.
Nach der vollständigen Polymerisation wurde das Reaktionsgemisch in ein großes Volumen (5 Liter oder mehr) von schnell gerührtem entionisierten Wasser überführt. Das in dem Wasser ausgefallene Polymer wurde in kleine Stücke geschnitten und bei 50ºC bis zur Gewichtskonstanz getrocknet.
Um dem Fachmann ein besseres Verständnis dieser Erfindung zu ermöglichen, werden die nachstehenden Beispiele angegeben. Diese Beispiele dienen lediglich der Veranschaulichung und sind nicht beschränkend aufzufassen, solange dies nicht aus den Patentansprüchen hervorgeht. Alle Teil- und Prozentangaben beziehen sich auf das Gewicht, falls nichts anderes angegeben ist.

Beispiel 1

Massepolymerisation

4,44 g (30 mmol, 100 mol-%) Isophorondiisocyanat, das über Molekularsieben getrocknet worden ist, wurden in einen 100 ml-Rundkolben überführt, der mit einer Stickstoffspülleitung und einem Rückflusskühler ausgestattet war. Der Kolben wurde mit 2,40 g (4 mmol, 20 mol- %) PEG 600, das mittels Toluoldestillation getrocknet worden ist, 1,06 g (10 mmol, 50 mol-%) Diethylenglycol, das mittels Toluoldestillation getrocknet worden ist, und 15 g (6 mmol, 30 mol-%) Polydimethylsiloxan mit entständiger Aminopropylgruppe, Molekulargewicht 2500, beschickt. Dann wurde mittels eines Heizmantels geheizt, bis eine Temperatur von 50ºC erreicht wurde. An diesem Punkt wurden dem Kolben etwa 15 mg Dibutylzinn-bis(2- ethylhexanoat) zugesetzt und die Temperatur stieg auf etwa 95ºC. Die Lösung wurde kontinuierlich gerührt. Anschließend wurde die Lösung 4 Stunden bei 65ºC erhitzt, die während dieser Zeit zunehmend viskos wurde. Das Polymer wurde in 50 ml heißem THF gelöst und die Lösung wurde abkühlen gelassen. Nach dem Abkühlen wurde die gesamte Lösung in 5 Liter gerührtes entionisiertes Wasser gegossen. Das ausgefallene Polymer wurde in kleine Stücke zerrissen und bei 50ºC bis zur Gewichtskonstanz getrocknet.

Beispiel 2

Lösungspolymerisation

Ein 100 ml-Dreihalskolben, der 20 ml trockenes THF enthielt, wurde mit 1,34 g (8 mmol, 100 mol-%) getrocknetem 1,6-Hexamethylendiisocyanat beschickt. 0,8 g (4 mmol, 50 mol-%) getrocknetes PEG 200 wurden unter Rühren zugegeben. 10 g (4 mmol, 50 mol-%) Polydimethylsiloxan mit entständiger Aminopropylgruppe, Molekulargewicht 2500, wurde zugesetzt. Dann wurde mittels eines Heizmantels geheizt, bis eine Temperatur von 50ºC erreicht wurde. An diesem Punkt wurden dem Kolben etwa 15 mg Dibutylzinn-bis(2-ethylhexanoat) zugesetzt und die Temperatur stieg auf etwa 83ºC. Das Gemisch wurde 12 Stunden bei 70ºC erhitzt und dann abgekühlt. Während des Erhitzens wurde die Lösung sehr viskos, was ausreichte, um den mechanischen Rührer zum Stehen zu bringen. Die gekühlte Lösung wurde in drei Liter schnell gerührtes entionisiertes Wasser gegossen und das ausgefallene Polymer wurde dreimal mit entionisiertem Wasser gewaschen, in kleine Stücke zerrissen und bei 50ºC bis zur Gewichtskonstanz getrocknet.
Membranen für Testzwecke wurden auf verschiedene Weise gegossen. In einigen Fällen wurden Membranen aus THF oder DMF/CH&sub2;Cl&sub2; (2/98 Vol.-%) unter Verwendung eines Parallelarm-Gardnermessers auf Glasplatten gegossen. Die getrockneten Filme wurden entfernt, vollständig hydratisiert und ihre Dicke wurde mit einem Mikrometer gemessen. In anderen Fällen wurden Filme aus der Lösung auf Filtrationsmembranen mit bekannter Dicke gegossen. Es wird angenommen, dass bei den nachstehend angegebenen Messungen das Membranmaterial die Poren der Filtrationsmembranen vollständig füllte und dass die Dicke der Filtrationsmedien die Dicke der Membran ist.
Ein Infrarotspektrum des Produkts von Beispiel 2, das die erwarteten Banden aufweist, ist in Fig. 6 gezeigt.
Die Wasseraufnahme wurde gravimetrisch bestimmt und die Diffusionskoeffizienten wurden unter Verwendung des ersten Fick'schen Gesetzes der Diffusion in einer Standardpermeabilitätszelle (Crown Glass Co.) bei 37ºC ± 0,2ºC gemessen. Das Polymer kann z. B. bei dieser Temperatur zwischen 10% und 80% und insbesondere zwischen 20% und 70% Wasser absorbieren. Die der Diffusion zugrundeliegende Mathematik geht über den Umfang dieses Dokuments hinaus. Eine kurze Skizzierung ist jedoch angebracht.
Der Fluss = -D dc/dx ist die grundlegende Diffusionsgleichung. Dabei ist D der Diffusionskoeffizient, der eine physikalische Eigenschaft sowohl des gelösten Stoffs als auch des Materials ist, in das dieser diffundiert. Mit anderen Worten ist D keine Eigenschaft eines Moleküls oder Polymers, sondern eine Eigenschaft des Systems, so dass das System für die jeweilige Messung vollständig beschrieben werden muss. dc/dx ist der Konzentrationsgradient de über die Dicke der Membran dx. Das Minuszeichen steht einfach dafür, dass die Diffusion zu dem Bereich mit niedrigerer Konzentration stattfindet. Wenn die Massenbilanz berücksichtigt wird, kann das zweite Fick'sche Gesetz der Diffusion abgeleitet werden, dc/dt = D d²c/dx². Unter Berücksichtigung der Dirichlet'schen Grenzbedingungen kann diese Gleichung unter Verwendung von Laplacetransformationstechniken gelöst werden.
Die Sauerstoffdiffusionskoeffizienten wurden durch Befestigen der Membran zwischen zwei Glaszellen (Crown Glass) mit einem Gummiring gemessen. Beide Zellen wurden mit Phosphat-gepufferter Kochsalzlösung (PBS) (0,1 M NaCl, 0,05 M Phosphat, pH 7,4) gefüllt. Eine Zelle wurde mit Raumluft (20% Sauerstoffgehalt angenommen) gespült und eine Seite wurde mit He in HPLC-Qualität gespült. In jeder Zelle wurde eine Sauerstoffelektrode (Mikroelektroden) platziert. Die Ausgänge der Sauerstoffelektroden wurden mit einem Mikrocomputergesteuerten Datenerfassungssystem verbunden und die Sauerstoffkonzentration beider Zellen wurde als Funktion der Zeit aufgezeichnet.
Die Glucosediffusionskoeffizienten wurden in entsprechender Weise erhalten, jedoch wurde eine Seite mit einer 400 mg/dl-Glucoselösung in PBS gefüllt, während die andere Seite mit PBS gefüllt wurde, das keine Glucose enthielt. Die Glucosekonzentrationen auf beiden Seiten der Membranen wurden mit einem YSI-Glucoseanalysegerät in Abständen von 5 min gemessen, bis ein Gleichgewicht erhalten wurde.
Die Kurven der Konzentration gegen die Zeit wurden in einen Mikrocomputer eingegeben und die Diffusionskoeffizienten wurden unter Verwendung der gesamten Kurve berechnet. Die Kurvenanpassungen hatten im Allgemeinen Korrelationskoeffizienten (R²) besser als 0,95.
Die nachstehende Tabelle 1 zeigt einige der Ergebnisse für verschiedene Polymere, die gemäß den vorstehend beschriebenen Verfahren hergestellt worden sind. Tabelle 1 Fünf repräsentative Polymerformulierungen
Tabelle 2 zeigt einige der physikalischen und chemischen Eigenschaften der vorstehend angegebenen Polymere. Tabelle 2 Physikalische Eigenschaften repräsentativer Polymere
Eine Membran, die aus dem vorstehend mit der Nummer 3 bezeichneten Polymer hergestellt worden ist, weist hervorragende mechanische Eigenschaften sowie ein geeignetes Sauerstoff- und Glucosediffusionsvermögen auf. Um diese Membran zu testen, wurde ein Glucosesensor-Prototyp gebaut, der in der beigefügten Zeichnung Fig. 7A mit dem Bezugszeichen 10 bezeichnet ist. Der Sensor 10 enthält eine Referenzelektrode 12, eine Arbeitselektrode 14 und eine Gegenelektrode 16, die auf einem Polymerblatt 19 angeordnet ist. Eine Reihe von Anschlussflecken 18 vervollständigt den Sensor 10. Wie es in Fig. 7B gezeigt ist, wurde die Arbeitselektrode 14 mit einer Schicht 20 des Enzyms Glucoseoxidase bedeckt und die gesamte Elektrodenanordnung wurde mit einer Schicht 22 des Polymers durch zweimaliges Tauchbeschichten mit einer 5 Gew.-%igen Lösung des Polymers in THF beschichtet. Der Sensor war mit einem kommerziellen Potentiostaten (BAS Instruments) (nicht gezeigt) verbunden und wurde mit einem Potential von + 0,6 Volts zwischen der Arbeitselektrode und der Referenzelektrode betrieben.
Die Glucoseantwort ist in Fig. 8 gezeigt. Wie es aus Fig. 8 ersichtlich ist, ist die Antwort des Elektrodensystems über den physiologischen Glucosebereich linear, was eine relative Unabhängigkeit von der lokalen O&sub2;-Konzentration nahelegt. Alle anderen getesteten Polymere zeigten ein ähnliches Verhalten wie das mit der Nummer 3 bezeichnete Polymer, das in Fig. 8 gezeigt ist, und sind als Membranen für Biosensoranwendungen akzeptabel. Während die Prinzipien der Erfindung bei der Herstellung von Membranen für Glucosesensoren verwendet werden können, ist die Erfindung nicht darauf beschränkt. Tatsächlich kann die erfindungsgemäße Membran zum Nachweis einer großen Zahl von Analyten verwendet werden.

Claims

1. Eine homogene Polymerzusammensetzung, die gegenüber Glucose und Wasser permeabel ist und die als Membran für Biosensoren geeignet ist, umfassend die Produkte der Umsetzung mindestens eines Diisocyanats, mindestens eines hydrophilen Diols oder Diamins und mindestens eines Siliconmaterials.

2. Homogene Polymerzusammensetzung nach Anspruch 1, bei der weiter mindestens ein hydrophobes aliphatisches Diol oder Diamin umgesetzt wird.

3. Zusammensetzung nach Anspruch 1, bei der das Polymer bei 37ºC 10% bis 80% Wasser absorbiert.

4. Zusammensetzung nach Anspruch 1, bei der das Diisocyanat aus der Gruppe bestehend aus Isophorondiisocyanat, 1,6-Hexamethylendiisocyanat und 4,4'-Methylenbis- (cyclohexylisocyanat) ausgewählt ist.

5. Zusammensetzung nach Anspruch 1, bei der das hydrophile Diol oder Diamin aus der Gruppe bestehend aus Polyethylenglycol, Polypropylenglycol, Polyethylenglycol mit endständigen Aminogruppen, Polyethylenglycol mit endständigen Aminosäureestern und Blockcopolymeren von Polyethylenglycol und Polypropylenglycol ausgewählt ist.

6. Zusammensetzung nach Anspruch 2, bei der das aliphatische Diol oder Diamin aus der Gruppe bestehend aus Ethylenglycol, Propylenglycol, 1,3-Propandiol und 1,3- Diaminopropan ausgewählt ist.

7. Zusammensetzung nach Anspruch 1, bei der das Siliconmaterial aus der Gruppe bestehend aus einem Siloxan mit endständigen Aminopropyldimethylgruppen, einem Siloxan mit endständigen Carboxypropyl-dimethoxygruppen und einem Siloxan mit endständigen Carbinolgruppen ausgewählt ist.

8. Zusammensetzung nach Anspruch 2, bei der das Polymer aus den Produkten der Umsetzung von etwa 50 mol-% Diisocyanat, 5 bis 45 mol-% eines hydrophilen Diols oder Diamins, 5 bis 45 mol-% eines aliphatischen Diols oder Diamins und 5 bis 40 mol-% eines Siliconmaterials erhalten wird.

9. Zusammensetzung nach Anspruch 5, bei der das Polyethylenglycol ein durchschnittliches Molekulargewicht von 600 aufweist.

10. Zusammensetzung nach Anspruch 3, bei der das Polymer bei 37ºC 20% bis 70% Wasser absorbiert.

11. Zusammensetzung nach Anspruch 1, bei der das hydrophile Diamin ein Silicon umfasst.

12. Ein implantierbarer Biosensor zur Messung der Reaktion eines Analyten und Sauerstoff, wobei der Biosensor eine biologisch verträgliche Membran zur Steuerung der Permeabilität des Analyten und von Sauerstoff zu den Elementen des Biosensors aufweist, wobei die Membran eine homogene Polymerzusammensetzung umfasst, die gegenüber Glucose und Wasser permeabel ist und welche die Produkte der Umsetzung mindestens eines Diisocyanats, mindestens eines hydrophilen Diols oder Diamins und mindestens eines Siliconmaterials umfasst.

13. Biosensor nach Anspruch 12, bei dem der Analyt Glucose umfasst.

14. Biosensor nach Anspruch 13, bei dem die homogene Polymerzusammensetzung weiter mindestens ein aliphatisches Diol oder Diamin umfasst, das der Umsetzung zugesetzt wird.

15. Biosensor nach Anspruch 14, bei dem das Polymer 50 mol-% Diisocyanat, 5 bis 45 mol-% eines hydrophilen Diols oder Diamins, 5 bis 45 mol-% eines aliphatischen Diols oder Diamins und 5 bis 40 mol-% eines Siliconmaterials umfasst.

16. Biosensor nach Anspruch 12, bei dem die homogene Polymerzusammensetzung gemäß einem der Ansprüche 3 bis 7 und 9 bis 11 definiert ist.