ES2286848T3 - Dispositivo y procedimiento para determinar niveles de analito. - Google Patents
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Abstract
Un dispositivo de medición de fluidos biológicos, que comprende: a) una carcasa (1, 2) que comprende medios (8) de circuito electrónico y al menos dos electrodos (20, 21, 22) operativamente conectados a dichos medios de circuito electrónico; y b) un medio de detector operativamente conectado a dichos electrodos de dicha carcasa, comprendiendo dicho medio de detector i) una membrana (33) bioprotectora, y ii) una capa (34) angiogénica que comprende poros que mantienen el desarrollo de vasos sanguíneos, estando situada dicha capa angiogénica más distal con respecto a dicha carcasa que dicha membrana bioprotectora; caracterizado porque dicho medio de detector sobresale de la carcasa.
Description
Dispositivo y procedimiento para determinar
niveles de analito.
La presente invención se define en las
reivindicaciones y se refiere generalmente a dispositivos y
procedimientos para determinar niveles de analito y más
particularmente, a dispositivos implantables y a procedimientos para
controlar los niveles de glucosa en un fluido biológico.
La medición continua de sustancias en fluidos
biológicos es de interés en el control y estudio de trastornos
metabólicos. Se han desarrollado sistemas de electrodo para este fin
mediante los cuales se controla una reacción catalizada por enzimas
(por ejemplo, mediante las concentraciones cambiantes de los
reactivos o productos) mediante un detector electroquímico. En
tales sistemas de electrodo, el detector electroquímico comprende
un electrodo con función potenciométrica o amperométrica en estrecho
contacto con una capa fina que contiene una enzima en forma
disuelta o insoluble. Generalmente, una membrana semipermeable
separa la capa fina del electrodo que contiene la enzima de la
muestra de fluido biológico que incluye la sustancia que va a
medirse.
Se han usado sistemas de electrodo que incluyen
enzimas para convertir amperométricamente sustancias inactivas en
productos de reacción que son amperiométricamente activos. Por
ejemplo, en el análisis de sangre para determinar el contenido en
glucosa, la glucosa (que es relativamente amperiométricamente
inactiva) puede convertirse catalíticamente mediante la enzima
glucosa oxidasa en presencia de oxígeno y agua en ácido glucónico y
peróxido de hidrógeno. Es posible hacer un seguimiento de la
concentración de glucosa puesto que por cada molécula de glucosa
convertida se producirá un cambio proporcional en la corriente del
detector de oxígeno o bien de peróxido de hidrógeno [patentes
estadounidenses números 4.757.022 y 4.994.167 concedidas a Shults
et al., incorporadas ambas por la presente como referencia].
El peróxido de hidrógeno es anódicamente activo y produce una
corriente que es proporcional a la concentración de peróxido de
hidrógeno, que está directamente relacionada con la concentración
de glucosa en la muestra. [Updike et al., Diabetes Care,
11:801-807(1988)].
Los documentos
US-A-4 240 889 y
FR-A-2 656 423 describen detectores
para mediciones ex-vivo de glucosa. El
documento WO 92/13271 describe un dispositivo implantable de
medición de fluidos biológicos que tiene una pantalla o membrana
tratada con un factor de angiogénesis. El documento WO 92/07525
describe un dispositivo de medición de fluidos biológicos que tiene
un electrodo cubierto por material angiogénico. El documento US 5
453 278 describe una capa angiogénica en el contexto de un
dispositivo implantable. El documento
EP-A-0 534 074 describe un detector
de catéter para la medición de glucosa in vivo.
A pesar de los recientes avances en el campo de
los dispositivos implantables de control de glucosa, los
dispositivos usados actualmente no pueden proporcionar datos de
manera segura y fiable durante largos periodos de tiempo (por
ejemplo, meses o años) [véase, por ejemplo,
Moatti-Sirat et al., Diabetologia
35:224-30 (1992)]. Por ejemplo, Armour et
al., Diabetes 39:1519-26 (1990), describe un
detector miniaturizado que se coloca de manera intravascular,
dejando así que la punta del detector esté en contacto continuo con
la sangre. Desafortunadamente, las sondas que se colocan
directamente en el sistema vascular ponen al receptor en riesgo de
tromboflebosis, tromboembolismo, y tromboflebitis.
Los dispositivos de control de glucosa
disponibles actualmente que pueden implantarse en el tejido (por
ejemplo, de manera subcutánea) también están asociados con varias
deficiencias. Por ejemplo, no hay un flujo fiable de sangre para
administrar muestra a la punta de la sonda del dispositivo
implantado. Similarmente, con el fin de ser eficaz, la sonda debe
consumir algo de oxígeno y glucosa, pero no lo suficiente como para
perturbar la glucosa disponible que se pretende medir; las sondas
implantadas de manera subcutánea residen a menudo en un entorno
relativamente estancado en el que las zonas de disminución de
glucosa u oxígeno alrededor de la punta de la sonda pueden dar como
resultado niveles de glucosa medidos erróneamente bajos. Finalmente,
la sonda puede presentar un "artefacto por movimiento" debido
a que el dispositivo no está sujeto de manera adecuada al tejido,
contribuyendo así a resultados no fiables. Debido en parte a estas
limitaciones, previamente ha sido difícil obtener información
precisa con respecto a los cambios en las cantidades de analitos
(por ejemplo si los niveles de glucemia están aumentando o
disminuyendo); esta información es a menudo extremadamente
importante, por ejemplo, para determinar si se necesita una acción
correctiva inmediata en el tratamiento de pacientes diabéticos.
Existe una necesidad de un dispositivo que
determine de manera precisa y continua la presencia y las cantidades
de un analito particular, tal como glucosa, en fluidos biológicos.
El dispositivo debe ser fácil de usar, capaz de obtener mediciones
precisas del analito durante largos periodos de tiempo, y no debe
ser fácilmente susceptible a presentar artefacto por
movimiento.
La presente invención se define en las
reivindicaciones y se refiere generalmente a dispositivos y
procedimientos para determinar niveles de analito, y, más
particularmente, a dispositivos implantables y procedimientos para
controlar niveles de glucosa en un fluido biológico.
Los dispositivos de la presente invención y su
uso permiten la implantación de dispositivos de control de analito
tales como dispositivos de control de glucosa que dan como resultado
un flujo dependiente de la sangre para administrar muestra al
dispositivo implantado a una concentración representativa de la del
sistema vascular. Además, los dispositivos de la presente invención
se sujetan dentro del tejido del sujeto, reduciendo o eliminando
así enormemente el fenómeno del "artefacto por movimiento".
Además, los dispositivos de la presente invención utilizan
materiales que eliminan o retrasan significativamente la tensión
ambiental que agrieta la superficie de contacto del detector, dando
como resultado la capacidad de obtener datos precisos, a largo
plazo.
Estos efectos resultan en parte, del uso de
materiales que potencian la formación de una cápsula corporal
extraña (CCE). Previamente, se ha visto que la formación de la CCE
es adversa para la función del detector, y los investigadores han
intentado minimizar la formación de la CCE (véase, por ejemplo, la
patente estadounidense número 5.380.536 concedida a Hubbell et
al.). Sin embargo, los procedimientos y dispositivos de la
presente invención utilizan materiales y microarquitecturas
específicas que provocan un tipo de CCE que no dificulta la
generación de datos fiables durante largos periodos. Los
dispositivos de la presente invención pueden funcionar de manera
precisa en el entorno de aproximadamente 37ºC, baja pO_{2}
característico del tejido vivo durante periodos de tiempo
prolongados (por ejemplo, de meses a años).
La región de la membrana del electrodo de los
dispositivos de la presente invención comprende una disposición de
microarquitectura única. En realizaciones preferidas, las
superficies del electrodo están en contacto con (o operativamente
conectadas con) una fase de electrolito fina, que a su vez está
cubierta por una membrana enzimática que contiene una enzima, por
ejemplo, glucosa oxidasa, y un sistema polimérico. Una membrana
bioprotectora cubre este sistema de membrana enzimática y sirve, en
parte, para proteger el detector de fuerzas y factores externos que
pueden dar como resultado un agrietamiento por tensión ambiental.
Finalmente, se coloca una capa angiogénica sobre la membrana
bioprotectora y sirve para promover la vascularización en la región
de la superficie de contacto del detector. Debe entenderse que se
contemplan otras configuraciones (por ejemplo, variaciones de lo
descrito anteriormente) por la presente invención y están dentro del
alcance de la misma.
La presente invención contempla un dispositivo
de medida de fluidos biológicos, que comprende a) una carcasa que
comprende medios de circuito electrónico y al menos dos electrodos
operativamente conectados a los medios de circuito electrónico; y
b) un medio de detector que sobresale de la carcasa operativamente
conectado a los electrodos de la carcasa comprendiendo el medio de
detector i) una membrana bioprotectora, y ii) una capa angiogénica
que comprende poros que mantienen el desarrollo de vasos sanguíneos,
estando colocada dicha capa angiogénica más distal con respecto a
la carcasa que la membrana bioprotectora. En realizaciones
particulares, la membrana bioprotectora es sustancialmente
impermeable a macrófagos. En algunas realizaciones, la membrana
bioprotectora comprende poros que tienen diámetros que oscilan desde
aproximadamente 0,1 micrómetros hasta aproximadamente 1,0
micrómetros. En determinadas realizaciones, la membrana
bioprotectora comprende politetrafluoroetileno, y en realizaciones
particulares, la capa angiogénica comprende también
politetrafluoroetileno.
Las realizaciones particulares del dispositivo
de medición de fluidos biológicos comprende además c) medios para
sujetar el dispositivo al tejido biológico, estando asociados los
medios de sujeción con la carcasa. En algunas realizaciones, los
medios de sujeción comprenden una camisa de terciopelo por urdimbre
de poliéster. En realizaciones preferidas, los medios de sujeción
cubren la superficie superior (por ejemplo, el miembro superior o
la cubierta del miembro superior, tal como se describe además a
continuación) y una parte de la superficie de contacto del
detector; debe observarse que los medios de sujeción no deben cubrir
generalmente la superficie de contacto del detector completa, dado
que interferiría con la capacidad de los vasos sanguíneos para
administrar muestra al dispositivo de medición de fluidos
biológicos. En realizaciones preferidas, el medio de sujeción
comprende poli(tereftalato de etileno).
En otras realizaciones, el medio de detector del
dispositivo de medición de fluidos biológicos comprende además
medios para determinar la cantidad de glucosa en una muestra
biológica. En algunas realizaciones, el medio de determinación de
glucosa comprende una membrana que contiene glucosa oxidasa, estando
colocada la membrana que contiene glucosa oxidasa más proximal con
respecto a la carcasa que la membrana bioprotectora. En
realizaciones adicionales, la carcasa comprende además medios para
transmitir datos hasta una ubicación externa al dispositivo (por
ejemplo, un dispositivo de radiotelemetría).
La presente invención también contempla un
dispositivo para medir glucosa en un fluido biológico, que comprende
a) una carcasa que comprende medios de circuito electrónico y al
menos un electrodo operativamente conectado a los medios de
circuito electrónico; y b) un medio de detector que sobresale de la
carcasa operativamente conectado al electrodo de la carcasa,
comprendiendo el medio de detector i) medios para determinar la
cantidad de glucosa en una muestra biológica, estando
operativamente asociados los medios de determinación de glucosa con
el electrodo, ii) una membrana bioprotectora, estando colocada la
membrana bioprotectora más distal con respecto a la carcasa que los
medios de determinación de glucosa y siendo sustancialmente
impermeable a macrófagos, y iii) una capa angiogénica, que
comprende poros que mantienen el desarrollo de vasos sanguíneos,
estando colocada dicha capa angiogénica más distal con respecto a
la carcasa que la membrana bioprotectora.
En realizaciones particulares, el medio de
determinación de glucosa comprende una membrana que contiene glucosa
oxidasa. En algunas realizaciones, la capa angiogénica comprende
politetrafluoroetileno.
En algunas realizaciones, los poros de la
membrana bioprotectora tienen diámetros que oscilan desde
aproximadamente 0,1 micrómetros hasta aproximadamente 1,0
micrómetros, mientras que en otras realizaciones los poros tienen
diámetros que oscilan desde aproximadamente 0,2 micrómetros hasta
aproximadamente 0,5 micrómetros. En determinadas realizaciones, la
membrana bioprotectora comprende politetrafluoroetileno.
Otras realizaciones comprenden además c) medios
para sujetar el dispositivo al tejido biológico, estando asociados
los medios de sujeción con la carcasa. En realizaciones
particulares, el medio de sujeción comprende poli(tereftalato
de etileno). Las realizaciones adicionales comprenden medios para
transmitir datos hasta una ubicación externa al dispositivo; en
algunas realizaciones, el medio de transmisión de datos comprende un
dispositivo radiotelemétrico.
La presente invención se puede utilizar en un
procedimiento para controlar niveles de glucosa, que comprende a)
proporcionar i) un huésped, e ii) un dispositivo que comprende una
carcasa y medios para determinar la cantidad de glucosa en un
fluido biológico: y b) implantar el dispositivo en el huésped en
condiciones tales que el dispositivo mide la glucosa de manera
precisa durante un periodo que excede los 90 días. El dispositivo
mide la glucosa de manera precisa durante un periodo que excede los
150 días, mientras que en otras realizaciones, el dispositivo mide
glucosa de manera precisa durante un periodo que excede los 360
días.
La presente invención se puede utilizar en un
procedimiento de medición de glucosa en un fluido biológico, que
comprende a) proporcionar i) un huésped, e ii) un dispositivo que
comprende una carcasa y medios para determinar la cantidad de
glucosa en un fluido biológico, pudiendo los medios de determinación
de glucosa detectar glucosa de manera continua y precisa: y b)
implantar el dispositivo en el huésped en condiciones tales que la
detección de glucosa continua comienza entre aproximadamente el día
2 y aproximadamente el día 25. La detección de glucosa continua
comienza entre aproximadamente el día 3 y aproximadamente el día 21.
La implantación puede ser subcutánea.
Los dispositivos de la presente invención
permiten una información continua con respecto a, por ejemplos, los
niveles de glucosa. Tal información continua permite la
determinación de tendencias en los niveles de glucosa, lo que puede
ser extremadamente importante en el manejo de pacientes
diabéticos.
Con el fin de facilitar un entendimiento de la
presente invención, se definen a continuación varios términos.
El término "de manera precisa" significa,
por ejemplo, el 95% de valores medidos dentro del 25% del valor
real tal como se determina mediante el análisis del plasma
sanguíneo, preferiblemente dentro del 15% del valor real, y lo más
preferiblemente dentro del 5% del valor real. Se entiende que como
en cualquier dispositivo analítico, se requieren calibración,
comprobación de la calibración y nueva calibración para el
funcionamiento más preciso del dispositivo.
El término "analito" se refiere a una
sustancia o constituyente químico en un fluido biológico (por
ejemplo, sangre u orina) que puede analizarse. Un analito preferido
para la medición mediante los dispositivos y procedimientos de la
presente invención es la glucosa.
El término "superficie de contacto del
detector", "medio de detector" y similares se refieren a la
región de un dispositivo de control responsable de la detección de
un analito particular. Por ejemplo, en algunas realizaciones de un
dispositivo de control de glucosa, la superficie de contacto del
detector se refiere a la región en la que una muestra biológica
(por ejemplo, sangre o líquido intersticial) o una parte de la misma
entra en contacto (directamente o tras pasar a través de una o más
membranas o capas) con una enzima (por ejemplo, glucosa oxidasa):
la reacción de la muestra biológica (o parte de la misma) da como
resultado la formación de productos de reacción que permiten una
determinación del nivel de glucosa en la muestra biológica. En
realizaciones preferidas de la presente invención, el medio de
detector comprende una capa angiogénica, una capa bioprotectora,
una capa enzimática, y una fase de electrolito (es decir, una fase
líquida de flujo libre que comprende un fluido que contiene
electrolitos [descrito además a continuación]). En algunas
realizaciones preferidas, la superficie de contacto del detector
sobresale más allá del plano de la carcasa.
Los términos "operativamente conectado",
"operativamente unido", y similares se refieren a que uno o más
componentes están unidos con otro(s) componente(s) de
una manera que permite la transmisión de, por ejemplo, señales entre
los componentes. Por ejemplo, pueden usarse uno o más electrodos
para detectar la cantidad de analito en una muestra y convertir esa
información en una señal; la señal puede transmitirse entonces a
medios de circuito electrónico (es decir, el electrodo está
"operativamente unido" con los medios de circuito electrónico),
que pueden convertir la señal en un valor numérico en forma de
valores convencionales conocidos.
El término "medios de circuito electrónico"
se refiere a los componentes de los sistemas de circuitos
electrónicos de un dispositivo de medición de fluidos biológicos
requeridos para procesar la información obtenida mediante un medio
de detector con respecto a un analito particular en un fluido
biológico, proporcionando así datos con respecto a la cantidad de
ese analito en el fluido. La patente estadounidense número 4.757.022
concedida a Shults et al., incorporada previamente como
referencia, describe medios de circuito electrónico adecuados
(véase, por ejemplo, la figura 7); por supuesto, la presente
invención no se limita a su uso con los medios de circuito
electrónico descritos en la misma. Se contempla una variedad de
circuitos, incluyendo pero sin limitarse a los circuitos descritos
en las patentes estadounidenses números 5.497.772 y 4.787.398,
incorporadas por el presente documento como referencia.
Los términos "capa angiogénica",
"membrana angiogénica", y similares se refieren a una región,
membrana, etc. de un dispositivo de medición de fluidos biológicos
que promueve y mantiene el desarrollo de la microcirculación de
vasos sanguíneos alrededor de la región del detector del
dispositivo. Tal como se describe en detalle a continuación, la
capa angiogénica de los dispositivos de la presente invención pueden
construirse de materiales de membrana solos o en combinación tales
como politetrafluoroetileno, poli(fluoruro de vinilideno)
hidrófilo, ésteres mixtos de celulosa, poli(cloruro de
vinilo), y otros polímeros que incluyen, pero no se limitan a,
polipropileno, polisulfona, y polimetacrilato.
La expresión "colocado más distal" se
refiere a la relación espacial entre diversos elementos en
comparación con un punto de referencia particular. Por ejemplo,
algunas realizaciones de un dispositivo de medición de fluidos
biológicos comprenden tanto una membrana bioprotectora como una
capa/membrana angiogénica. Si la carcasa del dispositivo de
medición de fluidos biológicos se considera que es el punto de
referencia y la capa angiogénica se coloca más distal con respecto
a la carcasa que la capa bioprotectora, entonces la capa
bioprotectora está más cercana a la carcasa que la capa
angiogénica.
Los términos "membrana bioprotectora",
"capa bioprotectora", y similares se refieren a una membrana
semipermeable compuesta de biomateriales protectores de unos
cuantos micrómetros de espesor o más que son permeables al oxígeno
y la glucosa y se colocan sobre la punta del detector para evitar
que los glóbulos blancos (por ejemplo, macrófagos tisulares) se
acerquen y entonces dañen la membrana enzimática. En algunas
realizaciones, la membrana bioprotectora tiene poros (normalmente
desde aproximadamente 0,1 hasta aproximadamente 1,0 micrómetros). En
realizaciones preferidas, una membrana bioprotectora comprende
politetrafluoroetileno y contiene poros de aproximadamente 0,4
micrómetros de diámetro. El tamaño de poro se define como el tamaño
de poro proporcionado por el fabricante o el proveedor.
La expresión "sustancialmente impermeable a
macrófagos" significa que unos cuantos, si alguno, macrófagos
pueden cruzar una barrera (por ejemplo, la membrana bioprotectora).
En realizaciones preferidas, menos del 1% de los macrófagos que
entran en contacto con la membrana bioprotectora pueden cruzar.
La expresión "medios para sujetar dicho
dispositivo al tejido biológico" se refiere a materiales
adecuados para unir los dispositivos de la presente invención a,
por ejemplo, el tejido fibroso de una cápsula corporal extraña. Los
materiales adecuados incluyen, pero no se limitan a,
poli(tereftalato de etileno). En realizaciones preferidas,
la parte superior de la carcasa está cubierta con los materiales en
forma de material textil de calidad quirúrgica; las realizaciones
más preferidas también contienen material en la región de la
superficie de contacto del detector (véase la figura 1B).
La expresión "medios para determinar la
cantidad de glucosa en una muestra biológica" se refiere
ampliamente a cualquier mecanismo (por ejemplo, enzimático o no
enzimático) mediante el cual puede cuantificarse la glucosa. Por
ejemplo, algunas realizaciones de la presente invención utilizan una
membrana que contiene glucosa oxidasa que cataliza la conversión de
glucosa a gluconato: glucosa + O_{2} \rightarrow gluconato +
H_{2}O_{2}. Debido a que por cada molécula de glucosa
convertida a gluconato, existe un cambio proporcional en el reactivo
conjunto O_{2} y el producto H_{2}O_{2}, se puede controlar
el cambio de corriente en el reactivo conjunto o bien en el
producto para determinar la concentración de glucosa.
La expresión "medios para transmitir datos
hasta una ubicación externa a dicho dispositivo" se refiere
ampliamente a cualquier mecanismo mediante el cual los datos
recogidos por un dispositivo de medición de fluidos biológicos
implantado dentro de un sujeto pueden transmitirse hasta una
ubicación externa al sujeto. En realizaciones preferidas de la
presente invención, se usa radiotelemetría para proporcionar datos
con respecto a los niveles de glucemia, tendencias, y similares.
Los términos "radiotelemetría", "dispositivo
radiotelemétrico" y similares se refieren a la transmisión
mediante ondas de radio de los datos registrados por el dispositivo
implantado hasta una estación de registro ex vivo (por
ejemplo, un ordenador), en el que los datos se registran, y si se
desea, además se procesan (véase, por ejemplo, las patentes
estadounidenses números 5.321.414 y 4.823.808, incorporadas por el
presente documento como referencia; publicación de patente PCT WO
9422367).
El término "huésped" se refiere tanto a
seres humanos como animales.
La expresión "detección de glucosa
continua" se refiere al periodo en el que se lleva a cabo
continuamente el control de la concentración de glucosa en plasma.
Más específicamente, al comienzo del periodo en el que se efectúa
la detección de glucosa continua, desaparece el ruido de salida de
fondo del detector, y la salida del detector se estabiliza (por
ejemplo, durante varios días) hasta un nivel a largo plazo que
refleja una administración microcirculatoria adecuada de glucosa y
oxígeno hasta la punta del detector (véase la figura 2). Aunque no
se requiere un entendimiento de este efecto con el fin de poner en
práctica la presente invención, se cree que se debe al tejido de la
cápsula corporal extraña vascularizado adecuadamente en contacto
constante con la superficie de contacto del detector del
dispositivo de control de glucemia. El fallo de la vascularización
adecuada o el contacto constante del tejido con el detector dará
como resultado el fallo de la detección continua de glucosa.
La figura 1A representa un dibujo de la sección
transversal de una realización de un dispositivo implantable de
medición de analitos de la presente invención.
La figura 1B representa una vista en despiece
ordenado de la sección transversal de la cúpula de la superficie de
contacto del detector de la figura 1A.
La figura 1C representa una vista en despiece
ordenado de la sección transversal de la región de la membrana del
electrodo de la figura 1B que detalla la punta del detector y las
capas de membrana funcionales.
La figura 2 representa gráficamente los niveles
de glucosa como una función del número de días tras la
implantación.
La figura 3 representa gráficamente un diagrama
de correlación (días 21 a 62) de un estudio de infusión de glucosa
con un dispositivo de la presente invención.
La figura 4 representa una respuesta típica
frente a la calibración in vitro con respecto a glucosa de
un dispositivo de la presente invención.
Las figuras 5A, 5B y 5C representan gráficamente
tres curvas de respuesta del detector in vivo representadas
junto con los valores de glucemia de referencia para un dispositivo
de la presente invención en los momentos tras la implantación de
25, 88 y 109 días.
La figura 6 representa gráficamente la glucosa
del detector frente a la glucosa de referencia para un dispositivo
de la presente invención que usa el ajuste simple de factores de
calibración del día 88 de la figura 5B.
La presente invención se define en las
reivindicaciones y se refiere generalmente a dispositivos y
procedimientos para determinar niveles de analito, y, más
particularmente, a dispositivos implantables y procedimientos para
controlar niveles de glucosa en un fluido biológico. En una
realización preferida, el dispositivo de la presente invención se
usa para determinar el nivel de glucosa en un sujeto, una medición
particularmente importante para individuos que padecen
diabetes.
Aunque la descripción que sigue se dirige
principalmente a dispositivos de control de glucosa y procedimientos
para su uso, los dispositivos y procedimientos para su uso no se
limitan a la medición de glucosa. En su lugar, los dispositivos y
procedimientos para su uso pueden aplicarse para detectar y
cuantificar otros analitos presentes en fluidos biológicos
(incluyendo, pero sin limitarse a, aminoácidos y lactato),
especialmente aquellos analitos que son sustratos de enzimas
oxidasas [véase, por ejemplo, la patente estadounidense número
4.703.756 concedida a Gough et al., incorporada por el
presente documento como referencia]. Además, los dispositivos de la
presente invención y su uso pueden utilizarse para presentar
componentes de fluidos biológicos a procedimientos de medición que
no se basan en enzimas, incluyendo, pero sin limitarse a, los
basados en resonancia de plasmón superficial, ondas acústicas
superficiales, absorbancia óptica en la región del infrarrojo de
onda larga, y rotación óptica de la luz polarizada.
Las sondas que se implantan (por ejemplo, de
manera subcutánea) en el tejido provocarán casi siempre una cápsula
corporal extraña (CCE) como parte de la respuesta del cuerpo a la
introducción de un material extraño. Aunque no se requiere un
entendimiento preciso de la naturaleza de una CCE con el fin de
poner en práctica la presente invención, en términos generales,
tras la implantación de un detector de glucosa, hay inicialmente una
reacción inflamatoria aguda (que incluye la invasión de macrófagos
tisulares), seguido por la construcción de tejido fibrótico. Se
forma una cápsula madura (es decir, la CCE) que comprende
principalmente tejido fibroso no vascular alrededor del dispositivo
[Woodward. Diabetes Care, 5:278-281 (1982)]. Aunque
se encuentra frecuentemente fluido dentro del espacio capsular
entre el detector y la cápsula, los niveles de analitos (por
ejemplo, glucosa y oxígeno) dentro del fluido a menudo no imitan a
los niveles en el sistema vascular del cuerpo, haciendo difícil una
medición precisa. El ejemplo 4 de a continuación describe fases
normalmente identificables en la formación de la CCE tal como se
refleja en respuesta a un detector de glucosa implantado.
En general, la formación de las CCE ha impedido
la recogida de información fiable, continua debido a que aísla el
detector del dispositivo implantado de los fluidos biológicos,
equilibrados completamente con al menos los componentes de bajo
peso molecular encontrados en la circulación. Similarmente, la
composición de las CCE ha evitado la estabilización del dispositivo
implantado, contribuyendo al artefacto por movimiento que da
resultados no fiables. Por tanto, de manera convencional, la
práctica de los expertos en la técnica ha sido intentar minimizar
la formación de CCE usando, por ejemplo, una geometría de aguja de
vida corta o revestimientos del detector para minimizar la reacción
frente al cuerpo extraño.
En contraste con la técnica anterior, las
enseñanzas de la presente invención reconocen que la formación de
la CCE es el acontecimiento dominante que rodea la implantación a
largo plazo de cualquier detector y debe organizarse para apoyar en
lugar de dificultar o bloquear el funcionamiento del detector. Por
ejemplo, los detectores a menudo no funcionan bien hasta que la CCE
ha madurado lo suficiente para proporcionar un crecimiento interior
del tejido bien unido que soporta un suministro rico de capilares
directamente a la superficie del detector. Este proceso de
maduración lleva al menos varios días y, cuando se inicia según la
presente invención, es una función del biomaterial y factores del
huésped que inician y modulan la angiogénesis, y promueven y
controlan el crecimiento interno de fibrocitos. La presente
invención contempla el uso de materiales particulares para promover
la angiogénesis adyacente a la superficie de contacto del detector
(también denominada región de la membrana del electrodo, descrita
más adelante) y anclar el dispositivo dentro de la CCE.
La presente invención contempla el uso de una
organización de microarquitectura única alrededor de la superficie
de contacto del detector de un dispositivo implantable. Además, la
presente invención contempla el uso de materiales que revisten todo
o una parte del dispositivo para ayudar en la estabilización del
dispositivo tras el implante. Sin embargo, debe señalarse que la
presente invención no requiere un dispositivo que comprenda
componentes electrónicos particulares (por ejemplo, electrodos,
sistemas de circuitos, etc.). De hecho, las enseñanzas de la
presente invención pueden usarse con virtualmente cualquier
dispositivo de control adecuado para implantarse (o sometido a
modificación tras el implante); los dispositivos adecuados incluyen,
pero no se limitan a, los descritos en las patentes estadounidenses
números 4.703.756 y 4.994.167 concedidas a Shults et al.; la
patente estadounidense número 4.703.756 concedida a Gough et
al., y la patente estadounidense número 4.431.004 concedida a
Bessman et al.; incorporándose los contenidos de cada una por
el presente documento como referencia, y Bindra et al.,
Anal. Chem. 63:1692-96 (1991).
En la discusión que sigue, se describe en primer
lugar un ejemplo de un dispositivo implantable que incluye las
características de la presente invención. Después de eso, se
describirán en detalle las características específicas de por
ejemplo, la superficie de contacto del detector contemplada por la
presente invención.
En términos generales, los dispositivos
implantables contemplados para su uso con la presente invención son
de forma ovalada; por supuesto, también pueden usarse dispositivos
con otras formas con la presente invención. El dispositivo de
muestra incluye una carcasa que tiene una parte superior y una parte
inferior que definen juntas una cavidad. La figura 1A representa un
dibujo de la sección transversal de una realización de un
dispositivo de medición implantable. En referencia a la figura 1A,
el dispositivo comprende una carcasa principal (también denominada
cubierta o embalaje) constituida por un miembro 1 inferior con
extensiones en ángulo que se proyectan hacia arriba a lo largo de
su perímetro. Las cuatro extensiones que se proyectan hacia abajo de
un miembro 2 superior con forma similar se ajustan con las
extensiones que se proyectan hacia arriba del miembro 1 inferior.
Tal como se indica en la figura 1A, existe una abertura en el
miembro 2 superior que permite una protuberancia de la cúpula 30 de
la superficie de contacto del detector. El dispositivo de medición
de fluidos biológicos de la presente invención supone tal
protuberancia de la cúpula 30 de la superficie de contacto del
detector: aunque no se requiere un entendimiento preciso del efecto
de la protuberancia con el fin de poner en práctica la presente
invención, se cree que la protuberancia ayuda en la formación del
sistema vascular en la región de la cúpula 30 de la superficie de
contacto del detector, y por tanto en la presentación de la muestra
a los electrodos.
En determinadas realizaciones, una funda 4 del
miembro superior cubre el miembro 2 superior; como el miembro 2
superior, la funda 4 del miembro superior tiene una abertura que
permite que la cúpula 30 de la superficie de contacto del detector
sobresalga a través de la misma. Tal como se indica en detalle en la
figura 1B, la funda 4 del miembro superior se dispone en ángulo
hacia arriba según se aproxima a la abertura, permitiendo que la
capa 15 de acoplamiento capsular de la superficie de contacto del
detector se asegure a la misma. La funda 4 del miembro superior
puede revestirse con una capa 16 de acoplamiento capsular de la
funda; en algunas realizaciones, la capa de acoplamiento capsular
de la funda se extiende más allá de la funda del miembro superior
(por ejemplo, puede revestir los laterales del dispositivo o el
miembro inferior).
El mantenimiento del suministro sanguíneo cerca
de una cuerpo extraño implantado como un detector de control de
analitos implantado requiere una fijación estable del tejido de la
CCE sobre la superficie del cuerpo extraño. Esto puede lograrse,
por ejemplo, usando materiales de membrana para el acoplamiento
capsular (por ejemplo, los materiales que comprenden la superficie
de contacto del detector y las capas de acoplamiento capsular del
miembro superior) desarrollados para reparar o reforzar tejidos,
incluyendo, pero sin limitarse a, poliéster (DACRON®; DuPont;
terciopelo por urdimbre de poli(tereftalato de etileno),
politetrafluoroetileno expandido (TEFLON®; Gore), fieltros de
politetrafluoroetileno, tela de polipropileno, y materiales de
implante porosos relacionados. El material preferido para el
acoplamiento de la CCE es terciopelo por urdimbre de poliéster de
grado quirúrgico. El tejido de la CCE tiende a crecer agresivamente
dentro de los materiales descritos anteriormente y forma un enlace
mecánico fuerte (es decir, acoplamiento capsular); esta fijación del
implante en su cápsula es esencial para prevenir el artefacto por
movimiento o la alteración del suministro sanguíneo capilar
desarrollado recientemente. En realizaciones preferidas, no se usan
los materiales de acoplamiento capsular en la región de la
superficie de contacto del detector de modo que no se interfiere con
el desarrollo del sistema vascular en esa región.
Abrazaderas 3 laterales aseguran la funda 4 del
miembro superior al miembro 1 inferior (véase la figura 1A). Puede
usarse una junta 7 tórica u otro medio mecánico adecuado para ayudar
en el acoplamiento de las capas de membrana (por ejemplo, la capa
enzimática). En una realización preferida, la carcasa tiene
aproximadamente 1,4 cm desde la base del miembro 1 inferior hasta
la parte superior de la capa 16 de acoplamiento capsular de la
funda, y aproximadamente 7,0 cm de longitud.
El interior (es decir, la cavidad) de la carcasa
comprende una o más baterías 9 conectadas operativamente a un medio
de circuito electrónico (por ejemplo, una placa 8 de circuito), que,
a su vez, está conectada operativamente a al menos un electrodo
(descrito más adelante); en realizaciones preferidas, la carcasa
porta al menos dos electrodos. Pueden usarse cualquier sistema de
circuitos y baterías que de resultados fiables, continuos, a largo
plazo (por ejemplo, de meses a años) junto con los dispositivos de
la presente invención.
La carcasa de los dispositivos de la presente
invención utiliza preferiblemente una técnica de empaquetamiento
sencilla, de bajo coste que protege los componentes del dispositivo
durante al menos un año en medio acuoso. En realizaciones
preferidas, los componentes de la carcasa (por ejemplo, los miembros
superior e inferior) comprenden polietileno de alta densidad
termomoldeado. La zona en la cavidad de la carcasa que rodea las
baterías, sistemas de circuitos electrónicos, etc. puede llenarse
con un encapsulante 40 (véase la figura 1A), un material que
asegura en su lugar los componentes dentro de la cavidad pero no
interfiere con el funcionamiento de esos componentes. En
realizaciones preferidas, el encapsulante 40 se basa en mezclas de
cera de petróleo y resinas de baja temperatura de fusión
desarrolladas para la industria del pegamento de fusión térmica
[Shults et al., IEEE Trans. Biomed.
Eng.41:937-942 (1994)]. Además de la barrera frente
a la humedad de alta calidad formada con este enfoque, los
componentes electrónicos (por ejemplo, la placa 8 de circuito)
pueden reciclarse volviéndolos a fundir y drenando el encapsulante
cuando se agota la batería.
Las composiciones encapsulantes preferidas de la
presente invención comprenden aproximadamente el 54% de cera PW
130/35H (Astor Wax), aproximadamente el 40% de resina MVO 2528
(Exxon Chemical), y aproximadamente el 6% de resina XS 93.04 (Exxon
Chemical, Houston. TX). Estos compuestos aglomerados dan una
disolución bien mezclada tras el calentamiento y mezclado a
aproximadamente 120ºC durante aproximadamente una hora. Esta
disolución puede verterse entonces en la carcasa de polietilieno
que contiene los componentes electrónicos del implante, teniendo
cuidado de no exceder la temperatura de explosión de, por ejemplo,
aproximadamente 160ºC cuando se usan baterías de litio.
La figura 1B representa una vista en despiece
ordenado de la sección transversal de la cúpula 30 de la superficie
de contacto del detector de la figura 1A. En referencia a la figura
1B, la cúpula de la superficie de contacto del detector comprenden
una región de, por ejemplo, aislamiento 10 epoxídico la que está
embebida un electrodo 20 de referencia de plata, un electrodo 21 de
trabajo de platino, y un contraelectrodo 22 de platino. La presente
invención no se limita ni por la composición de los electrodos ni
por su posición dentro de la cúpula 30 de la superficie de contacto
del detector.
La figura 1C representa una vista en despiece
ordenado de la sección transversal de la región de la membrana del
electrodo expuesta en la figura 1B que detalla la punta del detector
y las capas de membrana funcionales. Tal como se representa en la
figura 1C, la región de la membrana del electrodo comprende varias
capas de membrana diferentes, cuyas composiciones y funciones se
describen en detalle más adelante. Los extremos superiores de los
electrodos están en contacto con la fase 31 de electrolito, una fase
fluida de flujo libre. La fase de electrolito está cubierta por la
membrana 32 enzimática que contiene una enzima, por ejemplo, glucosa
oxidasa, y varias capas de polímero funcionales (tal como se
describe más adelante). A su vez, una membrana 33 bioprotectora
cubre la membrana 32 enzimática y sirve, en parte, para proteger el
detector de fuerzas externas que pueden dar como resultado un
agrietamiento por esfuerzo ambiental de la membrana 32 enzimática.
Finalmente, se coloca una capa 34 angiogénica por encima de la
membrana 33 bioprotectora y sirve para promover la vascularización
en la región de la superficie de contacto del detector.
Se usa una junta 18 de retención compuesta de,
por ejemplo, caucho de silicona, para retener la capa 15 de
acoplamiento capsular de la superficie de contacto del detector
(figuras 1A-B) y la capa 34 angiogénica y la
membrana 33 bioprotectora (no mostrado). En realizaciones
preferidas, la capa 34 angiogénica y la membrana 33 bioprotectora
pasan por encima de la punta de la cúpula 30 de la superficie de
contacto del detector, por encima de una junta 7 tórica, y después
por debajo de la capa 15 de acoplamiento capsular de la superficie
de contacto del detector y la junta 18 de retención.
La presente invención contempla la construcción
de las capas de membrana de la región de la superficie de contacto
del detector usando técnicas de revestimiento con película
convencionales. Este tipo de fabricación de membrana facilita el
control de las propiedades de la membrana y las pruebas con las
membranas.
Tal como se aludió anteriormente y se describió
en la figura 1C, en una realización preferida, la región de la
superficie de contacto del detector comprende varias capas y
membranas diferentes que cubren los electrodos de un dispositivo de
medición de analitos implantable. Las características de estas capas
y membranas se discuten ahora en más detalle. Las capas y membranas
previenen el contacto directo de la muestra de fluido biológico con
los electrodos, mientras que permiten que sustancias seleccionadas
(por ejemplo, analitos) pasen a través de las mismas para producir
una reacción electroquímica con los electrodos.
Las membranas usadas en la región de la
superficie de contacto del detector son membranas semipermeables.
En términos generales, los dos procedimientos de difusión
fundamentales mediante los cuales una membrana semipermeable puede
limitar la cantidad de una sustancia que pasa a través de la misma
son i) difusión a través de la membrana semipermeable como una
estructura porosa y ii) difusión a través de la membrana
semipermeable como una estructura monolítica, homogénea. La
presente invención no se limita por la naturaleza de las membranas
semipermeables usadas en la región de la superficie de contacto del
detector.
Una membrana semipermeable que comprende una
estructura porosa está constituida por una matriz relativamente
impermeable que incluye una pluralidad de "microagujeros" o
poros de dimensiones moleculares. La transferencia a través de
estas membranas se debe principalmente al paso de sustancias a
través de los poros (es decir, la membrana actúa como una barrera o
tamiz microporoso). Los ejemplos de materiales que pueden usarse
para formar membranas porosas, semipermeables incluyen, pero no se
limitan a, polietileno, poli(cloruro de vinilo),
politetrafluoroetileno, polipropileno, poliacrilamida, acetato de
celulosa, poli(metacrilato de metilo), polímeros de
silicona, policarbonato y polímeros celulósicos.
Puesto que la difusión se debe principalmente al
paso de sustancias a través de los poros, la permeabilidad está
relacionada con el tamaño eficaz de los poros, el espesor de la
membrana, y el tamaño molecular de las sustancias que difunden.
Como resultado, existe poca selectividad en la separación de dos
moléculas química o estructuralmente relacionadas, excepto cuando
su tamaño molecular es aproximadamente el mismo que el tamaño del
poro; cuando esto ocurre, las fuerzas que actúan entre la sustancia
y la superficie del canal del poro pueden influir en la velocidad
de transferencia. Además, el límite de tamaño superior para la
difusión se determina mediante el diámetro de poro mayor, y la
velocidad de difusión global depende del número total de poros.
En contraste, el paso de una sustancia a través
de una membrana monolítica, homogénea depende de la disolución y
difusión selectivas de la sustancia como un soluto a través de una
película sólida, no porosa. Tal como se usa en el presente
documento, el término "monolítico" significa sustancialmente no
poroso y que tiene generalmente una superficie intacta. El término
"homogéneo", con referencia a la membrana, significa que tiene
características sustancialmente uniformes desde un lado de la
membrana hasta el otro. Sin embargo, una membrana puede tener
dominios estructurales heterogéneos, por ejemplo, creados usando
copolímeros de bloque (es decir, polímeros en los que diferentes
bloques de unidades monoméricas idénticas se alternan entre sí), y
todavía caracterizarse operativamente como homogénea con respecto a
su dependencia de la disolución en lugar del tamizado para efectuar
la separación de sustancias. Por tanto, puede usarse una membrana
monolítica para separar selectivamente componentes de una
disolución basándose en propiedades diferentes del tamaño, forma y
densidad de las sustancias que difunden. Las membranas monolíticas,
homogéneas actúan como una barrera debido a la difusión preferente a
través de la misma de algunas sustancias. Pueden formarse a partir
de materiales tales como los enumerados previamente para membranas
porosas, incluyendo, pero sin limitarse a, polietileno,
poli(cloruro de vinilo), tetrafluoroetileno, polipropileno,
poliacrilamida, poli(metacrilato de metilo), polímeros de
silicona, policarbonato, colágeno, poliuretanos y copolímeros de
bloque de los mismos (se comentan copolímeros de bloque en las
patentes estadounidenses números 4.803.243 y 4.686.044,
incorporadas por la presente como referencia).
Para dispositivos de control de glucosa
implantables, debe crearse una superficie de contacto
detector/tejido que proporcione al detector concentraciones de
oxígeno y glucosa comparables a las disponibles normalmente en el
tejido compuesto por células vivas. Si está ausente tal superficie
de contacto, el detector se asocia con un funcionamiento inestable
y caótico indicando que están llegando al detector concentraciones
inadecuadas de oxígeno y/o glucosa. Se ha notificado el desarrollo
de superficies de contacto adecuadas en otros contextos. Por
ejemplo, los investigadores han desarrollado técnicas que estimulan
y mantienen vasos sanguíneos dentro de una CCE para proporcionar
las necesidades de oxígeno de demanda de los islotes pancreáticos
dentro de una membrana implantada [véase, por ejemplo, Brauker
et al., Abstract del 4th World Biomaterials Congress, Berlín
(1992)]. Estas técnicas dependen, en parte, del uso de una capa de
vascularización sobre el exterior de la membrana implantada. Sin
embargo, los dispositivos de control de analitos implantables
descritos previamente no han podido mantener de manera
satisfactoria un flujo sanguíneo suficiente hasta la superficie de
contacto del detector.
Tal como se describió anteriormente, la capa más
externa de la región de la membrana del electrodo comprende un
material angiogénico. La capa angiogénica de los dispositivos de la
presente invención puede construirse de materiales de membrana
tales como poli(fluoruro de vinilideno) hidrófilo (por
ejemplo, Durapore®; Millipore), ésteres de celulosa mixtos (por
ejemplo, MF; Millipore), poli(cloruro de vinilo) (por
ejemplo, PVC; Millipore), y otros polímeros que incluyen, pero no
se limitan a, polipropileno, polisulfona, y polimetacrilato.
Preferiblemente, el espesor de la capa angiogénica es
aproximadamente de 10 \mum a aproximadamente 20 \mum. La capa
angiogénica comprende tamaños de poros de aproximadamente 0,5 a
aproximadamente 20 \mum, y más preferiblemente de aproximadamente
1,0 \mum a aproximadamente 10 \mum, tamaños que permiten que
pasen la mayoría de las sustancias, incluyendo, por ejemplo,
macrófagos. El material preferido es PTFE expandido de un espesor de
aproximadamente 15 \mum y tamaños de poro de aproximadamente 5
\mum a aproximadamente 10 \mum.
Para promover además una estructura de cápsula
corporal extraña estable sin interferir con la angiogénesis, puede
laminarse una capa más externa adicional de material compuesto de un
poliéster no tejido de baja densidad fino (por ejemplo, fabricado
por Gore) sobre el PTFE preferido descrito anteriormente. En
realizaciones preferidas, el espesor de esta capa es de
aproximadamente 120 \mum. Esta capa fina adicional de material no
interfiere con la angiogénesis y potencia la capacidad de
fabricación de la capa angiogénica [véase la patente estadounidense
número 5.453.278 concedida a Brauker et al., incorporada por
el presente documento como referencia; publicación de patente PCT
números 96/32076, 96/01611 y 92/07525 transferida a Baxter].
\global\parskip0.900000\baselineskip
La respuesta inflamatoria que inicia y mantiene
una CCE está asociada tanto con ventajas como desventajas. Se
necesita algo de respuesta inflamatoria para crear un nuevo lecho
capilar en proximidad estrecha con la superficie del detector con
el fin de i) administrar continuamente oxígeno y glucosa adecuados e
ii) crear un crecimiento interior de tejido suficiente para anclar
el implante y prevenir el artefacto por movimiento. Por otra parte,
la inflamación está asociada con la invasión de macrófagos del
tejido que tienen la capacidad de biodegradar muchos biomateriales
artificiales (algunos de los cuales, hasta hace poco, se
consideraron no biodegradables). Cuando se activan por un tejido
extraño, los macrófagos del tejido se desgranulan, liberando desde
su sistema de mieloperoxidasa citoplasmático hipoclorito
(blanqueador), H_{2}O_{2} y otras especies oxidantes. Se sabe
que tanto el hipoclorito como el H_{2}O_{2} rompen una variedad
de polímeros, incluyendo poliuretano, mediante un fenómeno
denominado agrietamiento por esfuerzo ambiental. [Phillips et
al., J. Biomat. Appl., 3:202-227 (1988);
Stokes, J. Biomat. Appl. 3:228-259 (1988)]. De
hecho, se ha mostrado que el agrietamiento por esfuerzo ambiental
limita el tiempo de vida y funcionamiento de una membrana de
poliuretano activa enzimática estirada sobre la punta de un
detector de glucosa. [Updike et al., Am. Soc. Artificial
Internal Organs, 40:157-163(1994)].
Debido a que tanto el hipoclorito como el
H_{2}O_{2} son especies químicas de vida corta in vivo,
no se producirá biodegradación si los macrófagos se mantienen a
distancia suficiente de la membrana activa enzimática. La presente
invención contempla el uso de biomateriales protectores de unos
pocos micrómetros de espesor o más (es decir, una membrana
bioprotectora) que son permeables al oxígeno y glucosa y se colocan
sobre la punta del detector para evitar que los macrófagos se
acerquen a la membrana del detector. Los dispositivos de la
presente invención no se limitan por la naturaleza de la capa
bioprotectora. Sin embargo, la capa bioprotectora debe ser
bioestable durante largos periodos de tiempo (por ejemplo, varios
años); la presente invención contempla el uso de polímeros
incluyendo, pero sin limitarse a, polipropileno, polisulfona,
politetrafluoroetileno (PTFE), y poli(tereftalato de
etileno) (PET).
Preferiblemente, la capa bioprotectora se
construye de PTFE expandido con un tamaño de poro de aproximadamente
0,2 \mum a aproximadamente 0,5 \mum y un espesor de
aproximadamente 15 a aproximadamente 35 \mum. Lo más
preferiblemente, la capa bioprotectora se construye de PTFE
expandido con un tamaño de poro de 0,4 \mum y un espesor de
aproximadamente 25 \mum (por ejemplo, Millicell
CM-Biopore®; Millipore).
La presente invención contempla membranas
impregnadas con enzima. No se pretende que la presente invención se
limite por la naturaleza de la membrana enzimática. La membrana
enzimática de una realización preferida se representa en la figura
1C como una estructura homogénea, sencilla. Sin embargo, en
realizaciones preferidas, la membrana enzimática comprende las
siguientes cuatro capas (en sucesión desde la membrana bioprotectora
hasta la fase de electrolito): i) una capa de resistencia; ii) una
capa enzimática; iii) una capa de interferencia; y iv) una capa de
electrolito.
Hay un exceso molar de glucosa con respecto a la
cantidad de oxígeno en muestras de sangre. De hecho, por cada
molécula de oxígeno libre en el fluido extracelular, hay normalmente
más de 100 moléculas de glucosa presentes [Updike et al.,
Diabetes Care 5:207-21(1982)]. Sin embargo,
un detector basado en enzima inmovilizada que usa oxígeno (O_{2})
como cofactor debe suministrarse con oxígeno en un exceso que no
limita la velocidad con el fin de responder de manera lineal a los
cambios en las concentraciones de glucosa mientras no responde a
los cambios en la tensión de oxígeno. Más específicamente, cuando
una reacción que controla la glucosa está limitada por oxígeno, no
se consigue la linealidad por encima de concentraciones mínimas de
glucosa. Sin una membrana semipermeable por encima de la capa
enzimática, la respuesta lineal a los niveles de glucosa puede
obtenerse sólo hasta aproximadamente 40 mg/dl; sin embargo, en una
práctica clínica, la respuesta lineal a los niveles de glucosa es
deseable hasta al menos aproximadamente 500 mg/dl.
La capa de resistencia comprende una membrana
semipermeable que controla el flujo de oxígeno y glucosa a la capa
enzimática subyacente (es decir, limita el flujo de glucosa),
convirtiendo el suministro necesario de oxígeno en un exceso que no
limita la velocidad. Como resultado, el límite superior de
linealidad de la medición de glucosa se extiende a un valor mucho
mayor que el que podría conseguirse sin la capa de resistencia. Los
dispositivos de la presente invención contemplan capas de
resistencia que comprenden membranas poliméricas con proporciones
de permeabilidad de oxígeno con respecto a glucosa de
aproximadamente 200:1; como resultado, la difusión unidimensional
de reactivo es adecuada para proporcionar un exceso de oxígeno a
todas las concentraciones de oxígeno y glucosa razonables
encontradas en la matriz subcutánea [Rhodes et al., Anal.
Chem., 66:1520-1529 (1994)].
En realizaciones preferidas, la capa de
resistencia tiene un espesor inferior a aproximadamente 45 \mum,
más preferiblemente en el intervalo de aproximadamente 15 \mum a
aproximadamente 40 \mum y lo más preferiblemente en el intervalo
de aproximadamente 20 \mum a aproximadamente 35 \mum.
Además de la glucosa oxidasa, la presente
invención contempla el uso de una capa de membrana impregnada con
otras oxidasas, por ejemplo, galactosa oxidasa, uricasa. Para que un
detector de glucosa electroquímico basado en enzima funcione bien,
la respuesta del detector no debe estar limitada por la actividad
enzimática ni por la concentración de cofactor. Debido a que las
enzimas, incluyendo las muy robusta glucosa oxidasa, están sujetas
a desactivación como una función de las condiciones ambientales,
debe tenerse en cuenta este comportamiento al construir detectores
para su uso a largo plazo.
\global\parskip1.000000\baselineskip
El principio de perder la mitad de la actividad
enzimática original en un tiempo específico puede usarse para
calcular cuanta enzima es necesario incluir en la capa enzimática
para proporcionar un detector de un tiempo de vida requerido (véase
la sección Parte experimental). Previamente, los investigadores han
encontrado que, cuando se colocan en una solución salina a 37ºC,
los electrodos de glucosa pierden la mitad de su actividad
enzimática de electrodo en de 85 a 105 días [véase, por ejemplo, Tse
y Gough, Biotechnol. Bioeng. 29:705-713 (1987)]. En
condiciones diabéticas razonables y carga enzimática normal (por
ejemplo, glucosa oxidasa 2 x 10^{-4} M; véase el ejemplo 4), los
tiempos de vida útiles del detector pueden durar al menos un año.
Sin embargo, la exposición del detector a niveles altos de glucosa
en combinación con niveles de oxígeno bajos durante periodos
prolongados puede dar como resultado tiempos de vida reducidos del
detector. [Rhodes et al., Anal. Chem.
66:1520-1529 (1994)].
Se requiere un exceso de carga de glucosa
oxidasa para una vida larga del detector. La sección Parte
experimental proporciona un procedimiento que puede usarse para
determinar la cantidad apropiada de enzima que ha de incluirse en
la capa enzimática. Cuando se usa un exceso de glucosa oxidasa, es
posible un funcionamiento de hasta dos años de los dispositivos de
control de glucosa contemplados por la presente invención.
La capa de interferencia comprende una membrana
delgada hidrófoba que no puede hincharse y tiene un límite de peso
molecular bajo. La capa de interferencia es permeable a sustancias
de peso molecular relativamente bajo, tales como peróxido de
hidrógeno, pero restringe el paso de sustancias de peso molecular
mayor, incluyendo glucosa y ácido ascórbico. La capa de
interferencia sirve para permitir que pasen los analitos y otras
sustancias que han de medirse por los electrodos, mientras impide
el paso de otras sustancias.
La capa de interferencia tiene un espesor
preferido inferior a aproximadamente 5 \mum, más preferiblemente
en el intervalo de aproximadamente 0,1 a aproximadamente 5 \mum y
lo más preferiblemente en el intervalo de aproximadamente 0,5 a
aproximadamente 3 \mum.
Para garantizar la reacción electroquímica, la
capa de electrolito comprende un revestimiento semipermeable que
mantiene la hidrofilicidad en la región de electrodo de la
superficie de contacto del detector. La capa de electrolito
potencia la estabilidad de la capa de interferencia de la presente
invención protegiendo y soportando la membrana que forma la capa de
interferencia. Además, la capa de electrolito ayuda a estabilizar
la operación del dispositivo superando los problemas de arranque del
electrodo y derivando los problemas provocados por un electrolito
inadecuado. La disolución de electrolito tamponada contenida en la
capa de electrolito también protege frente al daño mediado por el
pH que puede resultar de la formación de un gradiente de pH grande
entre la capa de interferencia hidrófoba y el electrodo (o
electrodos) debido a la actividad electroquímica del electrodo.
Preferiblemente, el revestimiento comprende una
película de tipo gel sustancialmente sólida, que puede hincharse
con agua, flexible, que tiene un espesor de "película seca" de
aproximadamente 2,5 \mum a aproximadamente
12,5 \mum, preferiblemente de aproximadamente 6,0 \mum. El espesor de "película seca" se refiere al espesor de una colada de película curada de una formulación de revestimiento sobre la superficie de la membrana mediante técnicas de revestimiento convencionales. La formulación de revestimiento comprende una mezcla previa de polímeros que forman película y un agente reticulante y puede curarse tras la aplicación de calor moderado.
12,5 \mum, preferiblemente de aproximadamente 6,0 \mum. El espesor de "película seca" se refiere al espesor de una colada de película curada de una formulación de revestimiento sobre la superficie de la membrana mediante técnicas de revestimiento convencionales. La formulación de revestimiento comprende una mezcla previa de polímeros que forman película y un agente reticulante y puede curarse tras la aplicación de calor moderado.
Se forman revestimientos adecuados de un
copolímero curable de un polímero de uretano y un polímero hidrófilo
que forma película. Los revestimientos particularmente preferidos
están formados de un polímero de poliuretano que tiene grupos
carboxilato aniónico funcionales y segmentos de poliéter hidrófilos
no iónicos, que está reticulado en presencia de
polivinilpirrolidona y se cura a una temperatura moderada de
aproximadamente 50ºC.
Son particularmente adecuadas para este fin las
dispersiones acuosas de polímeros de poliuretano coloidal que han
reaccionado completamente que tienen una funcionalidad carboxilo
reticulable (por ejemplo, BAYBOND®; Mobay Corporation). Estos
polímeros se suministran en calidades de dispersión que tienen una
estructura principal de policarbonato-poliuretano
que contiene grupos carboxilato identificados como
XW-121 y XW-123; y una estructura
principal de poliéster-poliuretano que contiene
grupos carboxilato, identificados como
XW-110-2. Se prefiere
particularmente BAYBOND® 123, una dispersión aniónica acuosa de un
polímero de uretano y policarbonato alifático vendido como una
disolución al 35 por ciento en peso en agua y codisolvente
N-metil-2-pirrolidona.
Se prefiere también particularmente la
polivinilpirrolidona como polímero soluble en agua hidrófilo y está
disponible comercialmente en una gama de grados de viscosidad y
pesos moleculares promedio que oscilan desde aproximadamente 18.000
hasta aproximadamente 500.000, bajo la serie de homopolímeros PVP K®
de BASF Wyandotte y de GAF Corporation. Se prefiere particularmente
el homopolímero que tiene un peso molecular promedio de
aproximadamente 360.000 identificado como PVP-K90
(BASF Wyandotte). También son adecuados los copolímeros de
N-vinilpirrolidona hidrofílicos que forman película, tales como un copolímero de N-vinilpirrolidona y acetato de vinilo, un copolímero de N-vinilpirrolidona, metacrilato de etilo y monómeros de ácido metacrílico, y similares.
N-vinilpirrolidona hidrofílicos que forman película, tales como un copolímero de N-vinilpirrolidona y acetato de vinilo, un copolímero de N-vinilpirrolidona, metacrilato de etilo y monómeros de ácido metacrílico, y similares.
El polímero de poliuretano se reticula en
presencia de la polivinilpirrolidona preparando una mezcla previa
de los polímeros y añadiendo un agente reticulante justo antes de la
producción de la membrana. Los agentes reticulantes adecuados
pueden ser carbodiimidas, epóxidos y resinas de
melamina/formaldehído. Se prefiere la carbodiimida, y un
reticulante de carbodiimida preferido es UCARLNK®
XL-25 (Union Carbide).
La flexibilidad y la dureza del revestimiento
pueden variarse según se desee variando los sólidos en peso seco de
los componentes en la formulación de revestimiento. La expresión
"sólidos en peso seco" se refiere al porcentaje en peso seco
basado en la totalidad de la composición de revestimiento tras el
momento en el que se incluye el reticulante. Una formulación de
revestimiento útil preferida puede contener de aproximadamente el 6
a aproximadamente el 20 por ciento en peso seco, preferiblemente
aproximadamente el 8 por ciento en peso seco, polivinilpirrolidona:
de aproximadamente el 3 a aproximadamente el 10 por ciento en peso
seco, preferiblemente aproximadamente el 5 por ciento en peso seco
de agente reticulante: y de aproximadamente el 70 a aproximadamente
el 91 por ciento en peso, preferiblemente aproximadamente el 87 por
ciento en peso de un polímero de poliuretano, preferiblemente un
polímero de policarbonato-poliuretano. El producto
de reacción de una formulación de revestimiento de este tipo se
denomina en el presente documento como una matriz reticulada que
puede hincharse con agua de poliuretano y polivinilpirrolidona.
La fase de electrolito es una fase de fluido
libre que comprende una disolución que contiene al menos un
compuesto, usualmente una sal de cloro soluble, que conduce la
corriente eléctrica. La fase de electrolito fluye por los
electrodos (véase la figura 1C) y está en contacto con la capa de
electrolito de la membrana enzimática. Los dispositivos de la
presente invención contemplan el uso de cualquier disolución de
electrolito adecuada, incluyendo disoluciones convencionales,
disponibles comercialmente.
En términos generales, la fase de electrolito
debe tener la misma o menor presión osmótica que la muestra que
está analizándose. En realizaciones preferidas de la presente
invención, la fase de electrolito comprende solución salina
normal.
El conjunto de electrodo de esta invención puede
usarse también de la manera empleada comúnmente durante la
realización de mediciones amperométricas. Una muestra del fluido que
está analizándose se pone en contacto con una electrodo de
referencia, por ejemplo, plata/cloruro de plata, y el electrodo de
esta invención que está formado preferiblemente de platino. Los
electrodos están conectados a un galvanómetro o instrumento
polarográfico y la corriente se lee o se registra tras la
aplicación del voltaje de polarización de CC deseado entre los
electrodos.
La capacidad del presente dispositivo de
conjunto de electrodo para medir de manera precisa la concentración
de sustancias tales como glucosa en un amplio intervalo de
concentraciones en fluidos que incluyen muestras de sangre completa
sin diluir posibilita la determinación rápida y precisa de la
concentración de esas sustancias. Esa información puede emplearse
en el estudio y control de trastornos metabólicos incluyendo la
diabetes.
Se consigue de la mejor manera el rendimiento a
largo plazo del detector y se elimina la infección bacteriana
transcutánea, con dispositivos implantados que pueden proporcionar
una salida radiotelemétrica. La presente invención contempla el uso
de radiotelemetría para proporcionar datos con respecto a la
glucemia, tendencias, y similares. El término
"radiotelemetría" se refiere a la transmisión mediante ondas de
radio de los datos registrados por el dispositivo implantado a una
estación de registro ex vivo (por ejemplo, un ordenador), en
la que se registran los datos y, si se desea, se procesan
adicionalmente.
Aunque se han sometido a prueba en modelos
animales en sitios intravenosos detectores de glucosa implantados
totalmente de un tiempo de vida de tres meses, con salida
radiotelemétrica, [véase por ejemplo Armour et al.,
Diabetes, 39:1519-1526 (1990)], la implantación
subcutánea es el modo preferido de implantación [véase por ejemplo,
Gilligan et al., Diabetes Care 17:882-887
(1994)]. El sitio subcutáneo tiene la ventaja de reducir el riesgo
de tromboflebitis con propagación hematógena de la infección y
también reduce el riesgo de trombosis venosa con embolismo
pulmonar. Además, la colocación subcutánea es técnicamente más
sencilla y más económica que la colocación intravenosa, ya que
puede realizarse bajo anestesia local por un profesional sanitario
que no sea cirujano en una práctica
ambulatoria.
ambulatoria.
Preferiblemente, los dispositivos de
radiotelemetría contemplados para su uso junto con la presente
invención tienen características que incluyen un tamaño de envase
pequeño, una vida de batería adecuada, un intervalo de transmisión
libre de ruido aceptable, libertad de interferencia eléctrica y un
procesamiento y una recopilación de datos sencillos. La
radiotelemetría proporciona varias ventajas, una de las más
importantes de las cuales es la capacidad de un dispositivo
implantado para medir los niveles de analito en un entorno estéril,
hermético.
La presente invención no está limitada por la
naturaleza del equipamiento de radiotelemetría o procedimientos
para su uso. De hecho, el equipamiento disponible comercialmente
puede modificarse para su uso con los dispositivos de la presente
invención (por ejemplo dispositivos fabricados por Data Sciences).
De manera similar, los dispositivos de radiotelemetría diseñados
por encargo como los notificados en la bibliografía pueden usarse
junto con los dispositivos de medición de analitos implantables de
la presente invención [véase por ejemplo, McKean y Gough, IEEE
Trans. Biomed. Eng. 35:526-532 (1988); Shichiri
et al., Diabetes Care 9:298-301 (1986); y
Shults et al., IEEE Trans. Biomed. Eng.
41:937-942 (1994)]. En una realización preferida,
los transmisores están programados con un imán externo para
transmitir a intervalos de 4-, 32-, o 256-segundos
dependiendo de la necesidad del sujeto; en la actualidad, el tiempo
de vida de batería en los intervalos de transmisión más largos
actuales (aproximadamente 256 segundos) es aproximadamente de hasta
dos años.
Cada procedimiento de medición reporta datos con
cierto retraso tras el acontecimiento medido. Para que los datos
sean útiles, este retraso debe ser inferior a algún tiempo
dependiendo de las necesidades del procedimiento. Por tanto, se ha
estudiado cuidadosamente el tiempo de respuesta de la presente
invención. El uso del término "respuesta inicial" no debe
confundirse con el término "tiempo de respuesta". Tras un
cambio en la función escalón en la concentración de glucosa, el
retraso temporal antes de que se produzca el primer cambio
inequívoco en la señal del detector es la "respuesta inicial",
mientras que el siguiente retraso temporal para alcanzar el 90% del
desarrollo de la señal en estado estacionario es el "tiempo de
respuesta". El "tiempo de respuesta" es el factor que
normalmente controla cómo de rápido un detector puede seguir un
sistema que cambia de manera dinámica.
Además, el tiempo necesario antes que un
detector de glucosa en un CCE indique una respuesta inicial frente
a una inyección de glucosa en bolo intravenoso es una función del
"tiempo de circulación" del animal y la "respuesta
inicial" del detector. El tiempo de circulación es el tiempo
necesario para que una inyección de glucosa en bolo alcance el
sitio de la implantación del detector.
En términos generales, la equilibración entre
compartimentos vasculares e intersticiales para glucosa es tan
rápida que no desempeña ningún papel ni en la respuesta inicial ni
en el tiempo de respuesta observado. Si la punta del detector está
en estrecho contacto con el compartimento intersticial (por ejemplo,
CCE), entonces no existe un retraso significativo en la difusión de
la glucosa desde la luz capilar hasta la punta del detector. Los
inventores han encontrado que los detectores de glucosa de la
presente invención proporcionan respuestas iniciales de
aproximadamente 30 segundos en perros, aproximadamente la mitad del
cual es tiempo de circulación. El modelo de perro representa un
modelo útil y aceptado para determinar la eficacia de los
dispositivos de control de la glucosa.
Aunque los dispositivos de la presente invención
no requieren un tiempo de respuesta específico, en realizaciones
preferidas de la presente invención, los tiempos de respuesta del
90% in vitro a 37ºC para dispositivos implantados
posteriormente de manera subcutánea se encuentran en el intervalo de
2 a 5 minutos en perros. Aunque el uso de los dispositivos de la
presente invención no requiere un entendimiento de los factores que
influyen sobre el tiempo de respuesta o los mecanismos de acción de
los factores, se cree que los tiempos de respuesta in vivo
son principalmente una función de la difusión de glucosa a través de
la membrana del detector (por ejemplo, una membrana de
40-60 micrómetros). Debe observarse, los tiempos de
respuesta de hasta aproximadamente 10 minutos no limitan la
utilidad clínica del seguimiento de la glucemia en pacientes
diabéticos porque los niveles de glucosa fisiológicos o patológicos
no cambian más rápidamente que un pequeño % por minuto.
Al calibrar los detectores de glucosa de la
presente invención, se prefiere una nueva calibración de punto
único del detector a intervalos de cuatro semanas frente a un
procedimiento de glucosa aceptable (por ejemplo, calibración frente
a sangre obtenida a partir de un pinchazo en el dedo). En términos
generales, la nueva calibración equivale a un ajuste simple en la
ganancia del detector. Es necesario que la corriente de reposo del
detector (es decir, la corriente a 0 mg/dl de glucosa) permanezca
invariable durante la duración del implante para que el detector
proporcione datos óptimos.
Los siguientes ejemplos sirven para ilustrar
ciertos aspectos y realizaciones preferidas de la presente invención
y no deben considerarse como limitantes del alcance de la
misma.
En la descripción anterior y la descripción
experimental que sigue, se aplican las siguientes abreviaturas: Eq
y Eqs (equivalentes); mEq (miliequivalentes): M (molar); mM
(milimolar) \muM (micromolar); N (Normal); mol (moles); mmol
(milimoles); \mumol (micromoles); nmol (nanomoles); g (gramos); mg
(miligramos); \mug (microgramos); kg (kilogramos); l (litros); ml
(mililitros); dl (decilitros); \mul (microlitros); cm
(centímetros); mm (milímetros); \mum (micrómetros); nm
(nanometros); h y hr (horas); min. (minutos); s y seg. (segundos);
ºC (grados centígrados); Astor Wax (Titusville, PA); BASF Wyandotte
Corporation (Parsippany, NJ); Data Sciences, Inc. (St. Paul, MN);
DuPont (DuPont Co. Wilmington, DE); Exxon Chemical (Houston, TX);
GAF Corporation (Nueva York, NY); Markwell Medical (Racine, WI);
Meadox Medical, Inc. (Oakland, NJ); Mobay (Mobay Corporation,
Pittsburgh, PA); Sandoz (East Hanover, NJ); y Union Carbide (Union
Carbide Corporation; Chicago, IL).
\newpage
Ejemplo
1
Preferiblemente se preparan los poliuretanos
como copolímeros de bloque mediante técnicas de polimerización en
disolución tal como se describen de manera general en Lyman [J.
Polymer Sci. 45:49 (1960)]. Específicamente, se usa una técnica de
polimerización en disolución de dos etapas en la que, en primer
lugar, se "ocupan los extremo" del polioxietilenglicol
mediante reacción con un diisocianato para formar un
macrodiisocianato. El macrodiisocianato se acopla entonces con un
diol (o diamina) y el diisocianato para formar un copoliéteruretano
de bloque (o una copoliuretanourea de bloque). Los copolímeros de
bloque resultantes son tenaces y elásticos y pueden colarse en
disolución en N,N-dimetilformamida para producir
películas transparentes que demuestran buena resistencia en húmedo
cuando se hinchan con agua.
En particular, se pone una mezcla de 8,4 g
(0,006 mol), polioxietilenglicol (CARBOWAX® 1540, Union Carbide), y
3,0 g (0,012 mol) de 4,4'-diisocianato de
difenilmetano en 20 ml de
dimetilsulfóxido/4-metil-2-pentanona
(50/50) en un matraz de tres bocas equipado con un agitador y
condensador y protegido de la humedad. Se agita la mezcla de
reacción y se calienta a 110ºC durante aproximadamente una hora. A
esta disolución transparente se añaden 1,5 g (0,014 mol) de
1,5-pentanodiol y 2,0 g (0,008 mol) de
4,4'-diisocianato de difenilmetano.
Tras calentar a 110ºC durante otras dos horas,
se vierte la disolución viscosa resultante en agua. Se corta el
precipitado de polímero blanco, gomoso, tenaz que se forma en un
mezclador Waring, se lava con agua y se seca en un horno de vacío a
aproximadamente 60ºC. El rendimiento es esencialmente cuantitativo.
La viscosidad inherente del copolímero en
N,N-dimetilformamida es de 0,59 a 30ºC (a una
concentración de aproximadamente el 0,05% en peso).
Ejemplo
2
Tal como se describió previamente, la capa de
electrolito, la capa de membrana más próxima al electrodo, puede
revestirse como una película que se hincha con agua. Este ejemplo
ilustra un revestimiento que comprende un poliuretano que tiene
grupos funcionales carboxilato aniónicos y grupos poliéter
hidrófilos y polivinilpirrolidona (PVP) que puede reticularse
mediante carbodiimida.
Se prepara una preparación de revestimiento que
comprende una premezcla de una dispersión acuosa de partículas de
un polímero de uretano que tiene una estructura principal de
policarbonato-poliuretano (PC-PU)
que contiene grupos carboxilato y el polímero hidrófilo soluble en
agua, PVP, que se reticula mediante la adición del agente
reticulante justo antes de la producción de la membrana revestida.
En la tabla 1, se ilustran formulaciones de revestimiento a modo de
ejemplo.
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
(Tabla pasa a página
siguiente)
Puede controlarse la viscosidad y el pH de la
premezcla y mantenerse durante el procesamiento y para prolongar su
vida útil añadiendo agua o ajustando el pH con disolución de
amoniaco diluida o una base equivalente antes de añadir el
reticulante.
Para la producción, se aplica el revestimiento
con una barra Mayer sobre la superficie no unida de una membrana de
múltiples capas. La cantidad de revestimiento aplicada debe producir
por colada una película que tiene un espesor de "película
seca" de aproximadamente 2,5 \mum a aproximadamente 12,5
\mum, preferiblemente de aproximadamente
6,0 \mum. Se seca el revestimiento por encima de la temperatura ambiente preferiblemente a aproximadamente 50ºC. Este revestimiento se seca para dar una película sustancialmente de tipo gel sólido que se hincha con agua para mantener los electrolitos entre la membrana que cubre el electrodo libre y el electrodo en el conjunto de electrodos durante su uso.
6,0 \mum. Se seca el revestimiento por encima de la temperatura ambiente preferiblemente a aproximadamente 50ºC. Este revestimiento se seca para dar una película sustancialmente de tipo gel sólido que se hincha con agua para mantener los electrolitos entre la membrana que cubre el electrodo libre y el electrodo en el conjunto de electrodos durante su uso.
Ejemplo
3
Se usó el siguiente procedimiento para
determinar la cantidad de enzima que debe incluirse en la capa
enzimática. Debe entenderse que la presente invención no se limita
al uso de este procedimiento o uno similar, sino que en su lugar
contempla el uso de otras técnicas conocidas en la técnica.
\newpage
Se calculó una concentración de glucosa oxidasa
de partida de 2 x 10^{-4} M a partir del peso de la enzima y del
volumen final de la capa enzimática. Después de esto, se preparó una
serie de ocho formulaciones de membrana adicionales disminuyendo la
concentración enzimática en etapas del 50% (denominado como un
cambio de una "carga media") hasta 7,8 x 10^{-7} M. Se
recogieron entonces las respuestas de los detectores para este
intervalo de cargas enzimáticas y se comparó con salidas de detector
simuladas por ordenador. El conjunto de parámetros de estimulación
usado incluía permeabilidades de membrana determinadas previamente y
el mecanismo bibliográfico y la cinética de la glucosa oxidasa.
[Rhodes et al., Anal. Chem., 66:1520-1529
(1994)].
Existía una buena correspondencia de la salida
del detector real con respecto a la simulada para todas las cargas
(datos no mostrados). Aproximadamente se necesitó un descenso de
seis a siete "cargas medias" en la actividad enzimática antes
de que la salida del detector disminuyese un 10%; se necesitó otro
descenso de dos a tres cargas medias en la actividad enzimática
para disminuir la respuesta del detector al 50% de la respuesta del
detector totalmente cargado. Estos resultados indican que, a la
carga usada y las velocidades de disminución medidas, es posible
hasta dos años de funcionamiento de estos detectores cuando el
detector no observa periodos prolongados de concentraciones altas
de glucosa y O_{2} fisiológicamente bajas.
Ejemplo
4
Este ejemplo ilustra la respuesta de un
dispositivo de detector de glucosa a largo plazo tras la
implantación subcutánea de dispositivos de detector contemplada por
la presente invención en un perro. Las fases de desarrollo de CCE
están indicadas por la respuesta del dispositivo de detector de
glucosa a largo plazo.
La figura 2 representa gráficamente los niveles
de glucosa como una función del número de días tras la implantación.
Los datos en la figura 2 se tomaron a intervalos de cuatro minutos
durante 60 días tras la implantación. Se calculó la respuesta del
detector a partir de una única calibración previa a la implantación
a 37ºC. Para comparación se muestra una concentración de glucosa en
ayunas canina normal de 5,5 mM.
Pueden usarse los datos expuestos en la figura 2
para ilustrar las cuatro fases normalmente identificables en la
formación de CCE. La fase 1 muestra una respuesta que desciende
rápidamente desde el momento de la implantación hasta, en este
caso, el día 3. Aunque no se necesita un entendimiento del mecanismo
del descenso en la salida del detector con el fin de llevar a la
práctica la presente invención, se cree que refleja una baja
pO_{2} y bajo contenido de glucosa presente en el fluido que está
en contacto con el detector. La fase 2 muestra un contacto
intermitente detector-tejido en el fluido del seroma
desde, en este caso, el día 3 hasta aproximadamente el día 13.
Durante esta fase, el tejido nuevo frágil y el riego sanguíneo
entran en contacto de manera intermitente con el detector (que está
rodeado por el fluido del seroma). La fase 3 muestra la
estabilización del riego capilar entre, en este caso, los días 13 y
22. Más específicamente, el ruido desaparece y la salida del
detector aumenta durante aproximadamente seis días hasta un nivel a
largo plazo asociado con el seguimiento de glucosa en CCE. De
nuevo, aunque no es necesario un entendimiento de este efecto para
poner en práctica la presente invención, se cree que el efecto
refleja un contacto constante de tejido CCE con la superficie del
detector. La fase 4 desde, en este caso, el día 22 hasta el día 60,
muestra la duración de la vida útil del dispositivo de detector.
Aunque existen variaciones temporales de las fases de dispositivo de
detector a dispositivo de detector, en términos generales, las tres
primeras etapas de este procedimiento llevan desde 3 días hasta
tres semanas y se ha observado una detección continua durante
periodos después de esto (por ejemplo, durante periodos de 150 días
y más).
Ejemplo
5
Además de recoger datos de perros
normoglucémicos o no diabéticos del detector de la presente
invención tal como se muestra en el ejemplo 4, pueden estudiarse la
estabilidad de calibración, intervalo dinámico, libertad de
dependencia de oxígeno, tiempo de respuesta y linealidad del
detector mediante manipulación artificial de la glucosa intravenosa
del huésped del detector.
Esto se realizó en este ejemplo a través de
infusión de un bolo de 15 g de dextrosa estéril al 50% administrada
por vía intravenosa en menos de aproximadamente 20 segundos. Se
tomaron datos de glucemia de referencia de una vena diferente a
intervalos de 2-5 minutos durante hasta 2 horas tras
la infusión en bolo. La figura 3 representa los diagramas de
correlación de seis estudios de infusión en bolo, a intervalos de
7-10 días en un detector de la presente invención.
Se calcularon las concentraciones de glucosa en el detector usando
una calibración previa a la implantación in vitro a 37ºC
única. Se tuvo en cuenta el tiempo de respuesta del detector para
calcular las concentraciones de glucosa en el detector a los tiempos
de toma de muestras de sangre de referencia mediante desplazamiento
temporal de 4 minutos de los datos del detector.
Como con cualquier sistema analítico, debe
realizarse la calibración periódica con los dispositivos de la
presente invención. Por tanto, la presente invención contempla
cierto intervalo de calibración y/o pruebas de control para cumplir
los requisitos analíticos, clínicos y reguladores.
Ejemplo
6
Este ejemplo describe los experimentos dirigidos
a determinar la precisión del detector y respuesta del detector de
glucosa a largo plazo de varios dispositivos de detector
contemplados por la presente invención.
Se realizó una prueba in vitro de los
dispositivos de detector de una manera similar a la descrita
anteriormente. [Gilligan et al., Diabetes Care
17:882-887 (1994)]. En resumen, se verificó el
funcionamiento del detector demostrando linealidad para etapas de
concentración de glucosa de 100 mg/dl desde 0 mg/dl hasta 400 mg/dl
(22 mM) con una respuesta temporal del 90% con respecto a las etapas
de glucosa de menos de 5 minutos. En la figura 4 se muestra una
respuesta satisfactoria típica a este protocolo. La modulación de la
concentración de oxígeno disuelto de una pO_{2} de desde 19.995
hasta 3.999 Pa (0:25 a 0,05 mM) no mostró un descenso superior al
10% en la salida del detector a
400 mg/dl para los dispositivos de detector preferidos de la presente invención. Se mantuvo la estabilidad de calibración en torno al 10% durante una semana antes de que se añadiesen las membranas de angiogénesis y bioprotectoras finales para finalizar el paquete de implante. Se realizó una comprobación de calibración final y tenía que ser en torno al 20% de los resultados anteriores para el detector para pasar a la fase de implantación. Se usan estos factores de calibración final (regresión lineal por mínimos cuadrados para corriente de glucosa cero actual y salida para la corriente de 100 mg/dl) para la calibración in vivo inicial. Después se esterilizaron en húmedo los dispositivos de detector con timerosal al 0,05% durante 24 horas justo antes de la implantación.
400 mg/dl para los dispositivos de detector preferidos de la presente invención. Se mantuvo la estabilidad de calibración en torno al 10% durante una semana antes de que se añadiesen las membranas de angiogénesis y bioprotectoras finales para finalizar el paquete de implante. Se realizó una comprobación de calibración final y tenía que ser en torno al 20% de los resultados anteriores para el detector para pasar a la fase de implantación. Se usan estos factores de calibración final (regresión lineal por mínimos cuadrados para corriente de glucosa cero actual y salida para la corriente de 100 mg/dl) para la calibración in vivo inicial. Después se esterilizaron en húmedo los dispositivos de detector con timerosal al 0,05% durante 24 horas justo antes de la implantación.
Se implantaron quirúrgicamente seis dispositivos
de detector, que cumplían con los parámetros descritos
anteriormente, con anestesia general (inducción de pentotal hasta
efecto, seguido por mantenimiento con halotano) en el tejido
subcutáneo paravertebral del mismo perro no diabético mestizo. Se
realizó una incisión de 5,08 cm a varios centímetros de la columna
vertebral para cada implantación permitiendo la creación de una
bolsa subcutánea ajustada mediante disección roma. Se insertó
entonces el implante en la bolsa en la configuración invertida del
detector. Se cerró entonces el tejido subcutáneo con vicryl
3-0 y la piel con nailon 2-0. Se
controlaron estrechamente los animales para detectar malestar tras
la cirugía y se administraron analgésicos si fue necesario.
Se implantaron estos dispositivos de detector
dos a la vez en el mismo perro a intervalos de aproximadamente seis
semanas. Cuatro de los dispositivos de detector se cubrieron con una
capa aniogénica que comprendía PTFE (estos dispositivos de detector
se designaron como detectores 1901, 1902, 1903 y 1905), mientras que
dos de los dispositivos de detector sirvieron como dispositivos de
detector de control y no contenían capa angiogénica, es decir,
contenían una membrana bioprotectora y las estructuras de interfaz
de detector subyacentes, tal como se describió previamente (estos
dispositivos de detector se designaron como detectores 1904 y 1906).
Para asegurar el anclaje del dispositivo en el tejido subcutáneo,
el lado del detector de cada implante, salvo para justo sobre la
punta del detector, se envolvió en tejido de poliéster de terciopelo
por urdimbre doble de calidad quirúrgica (Meadox Medical, Inc.). Se
siguieron todos los dispositivos de detector tras la implantación a
intervalos de cuatro minutos usando radiotelemetría para seguir la
respuesta del detector a largo plazo hasta normoglucemia,
permitiendo la verificación de la estabilidad a largo plazo de los
detectores. Para examinar la respuesta del detector frente a
glucosa cambiante en los días seleccionados tras la implantación, se
evaluó la respuesta a 0,5 mg de glucagón administrado por vía
subcutánea. Se identificaron los detectores que respondían por una
señal estable de manera característica antes de la administración de
glucagón seguido por un aumento sustancial en la señal en un plazo
de 20 minutos desde la inyección de glucagón. Los aumentos
transitorios del detector se invirtieron entonces y volvieron a los
niveles de señal anteriores en el plazo de una hora tras la
inyección de glucagón.
Para determinar los tiempos de respuesta del
detector in vivo, se realizaron estudios de estabilidad a
corto plazo, linealidad frente a la concentración de glucosa y
posibles efectos de limitación de cofactor de oxígeno, infusión de
glucosa, de hasta cinco horas de duración en el perro. Se realizaron
estos estudios aproximadamente una vez cada tres semanas. El perro
estaba entrenado previamente para descansar cómodamente y estaba
totalmente consciente durante esta prueba. Estos experimentos usaron
la octreotida análoga de somatostatina (SANDOSTATIN®, Sandoz) para
inhibir la liberación de insulina, permitiendo un aumento en rampa
lento de la glucemia en el intervalo de concentración de
400-500 mg/dl.
Se controlaron los detectores a intervalos de 32
segundos para permitir un seguimiento simultáneo de hasta seis
dispositivos de detector. En este protocolo, se inyectó octreotida
(36-50 \mug/kg) 15-20 minutos
antes del inicio de la infusión de glucosa. Se insertaron cánulas
en dos venas periféricas en el perro para permitir la infusión de
glucosa y la toma de muestras de glucemia. Se introdujo por infusión
de manera continua dextrosa al 10% (0,55 mM) a velocidades
gradualmente crecientes para proporcionar aumentos ligeros en la
glucemia desde la concentración de glucosa en ayunas aproximada de
aproximadamente 100 mg/dl a superior a 400 mg/dl. Este protocolo de
infusión proporciona datos de concentración de glucosa en el
detector que pueden correlacionarse con valores de glucosa en
plasma de referencia cuando se extrajeron muestras de sangre del
animal cada 5 a 10 minutos. Se realizaron las determinaciones de
glucosa de referencia primarias usando un procedimiento de
hexoquinasa en el analizador DuPont Dimension AR®. También se usó un
medidor DIRECT 30/30® (Markwell Medical) durante el transcurso del
procedimiento experimental para que sirviese como un monitor
secundario para los valores de glucemia de referencia y estimar
cuando se había alcanzado 400 mg/dl. En este momento, se apagó la
bomba de infusión de glucosa y se dejó que la glucemia volviese a su
nivel normal.
Otra variación del protocolo descrito
anteriormente implicaba el estudio de los efectos de la
administración de insulina sobre la concentración de glucemia antes
de la inyección de octreotida. Para estos estudios, se inyectaron 5
unidades de insulina por vía intravenosa, se siguió la glucemia
hasta 40 mg/dl con el DIRECT 30/30® (Markwell Medical), la
inyección de octreotida se realizó como antes, y se puso en marcha
entonces la bomba de infusión. Mientras la velocidad de la bomba de
glucosa inicial era la misma, aumentaba más rápido que antes para
contrarrestar la insulina y para mantener el mismo tiempo
experimental.
Una vez que se completaron los estudios, se
analizaron inicialmente los datos usando los factores de calibración
del detector in vitro finales para calcular la concentración
de glucosa en el detector implantado. Si se necesitaban cambios en
estos factores para optimizar la regresión lineal del detector con
respecto a la glucemia de referencia se realizaron y se observaron
y siguieron durante el tiempo de vida del dispositivo de
detector.
En puntos de tiempo variables, los dispositivos
de detector implantados se volvieron menos que óptimos y entonces
se explantaron para determinar la causa subyacente (se definió menos
que óptimo como la incapacidad para seguir de manera precisa la
infusión de glucosa durante dos pruebas consecutivas). Los
protocolos quirúrgicos de explantación fueron muy similares a los
usados en el procedimiento de implantación salvo que la cápsula
corporal extraña estaba abierta alrededor del perímetro del
implante oval. La parte posterior y los laterales de la carcasa no
presentaba unión al tejido (dado que no estaban cubiertos con
terciopelo por urdimbre de poliéster), y por tanto se separaron
fácilmente del tejido circundante. La parte superior del dispositivo
de detector con cápsula unida se separó cuidadosamente de los
tejidos subcutáneos.
Una vez explantados, se examinaron
cuidadosamente los dispositivos de detector bajo un microscopio
estereoscópico para observar el estado del tejido de la cápsula en
contacto con las membranas del detector. Una vez que se había
caracterizado y documentado esto, se retiró cuidadosamente el tejido
de la superficie de membrana y se guardó para examen histológico.
Si la visualización del detector demostraba capas de membrana
intactas se realizó una comprobación de calibración in vitro
inicial. Se desmontaron entonces los detectores de la membrana
superior (es decir, de la membrana más alejada de los electrodos)
con una comprobación de calibración de glucosa y peróxido de
hidrógeno realizada tras la eliminación de cada capa. Esto permitió
una diferenciación de los mecanismos que conducen a resultados
menos que óptimos en las membranas y la determinación de si se
estaban produciendo procedimientos tales como agrietamiento por
esfuerzo ambiental, incrustación biológica o pérdida de actividad
enzimática.
Estudios de infusión de glucosa típicos:
Se siguieron los seis dispositivos de detector durante 20 -150 días
y se evaluaron usando el protocolo de infusión
octreotida-glucosa. Las figuras 5A, 5B y 5C
representan gráficamente tres curvas de respuesta del detector
in vivo (usando factores de calibración de mejor caso)
representadas junto con los valores de glucemia de referencia para
el detector 1903 a tiempos tras la implantación de 25, 88 y 109
días; estos datos son representativos de los datos que pueden
obtenerse con los dispositivos de detector de la presente
invención. Haciendo referencia a las figuras 5A-C,
la flecha marcada "nº 1" indica inyección de octreotida, la
flecha marcada
"nº 2" indica el encendido de la bomba de infusión de glucosa, y la flecha marcada "nº 3" indica el apagado de esta bomba. El tiempo de respuesta del 90% para este detector a lo largo de su tiempo de vida oscilaba desde 5 hasta 10 minutos y fue de 5 minutos para los datos mostrados. Tales respuestas temporales son adecuadas, dado que los cambios en pacientes diabéticos se producen a velocidades inferiores que las usadas con los protocolos de infusión.
"nº 2" indica el encendido de la bomba de infusión de glucosa, y la flecha marcada "nº 3" indica el apagado de esta bomba. El tiempo de respuesta del 90% para este detector a lo largo de su tiempo de vida oscilaba desde 5 hasta 10 minutos y fue de 5 minutos para los datos mostrados. Tales respuestas temporales son adecuadas, dado que los cambios en pacientes diabéticos se producen a velocidades inferiores que las usadas con los protocolos de infusión.
La figura 6 representa gráficamente la glucosa
en el detector frente a la glucosa de referencia (para el detector
1903) usando el conjunto único de factores de calibración del día
88. Tal como se representa en la figura 6, cuando se representa la
glucosa en el detector frente a la glucosa de referencia, los
cambios en la calibración de detector a lo largo del tiempo de vida
del detector se vuelven evidentes. Estos cambios se reflejan
principalmente en la sensibilidad de salida para una etapa de
concentración de glucosa conocida mientras que la corriente cero
permanecía bastante estable. Los resultados sugieren que se
preferiría una nueva calibración in vivo cada mes para que
este detector proporcione un seguimiento de glucosa óptimo.
Detectores de membrana estimulantes de la
angiogénesis frente a detectores de membrana de control: En
términos generales, puede evaluarse la demostración de mejora en un
detector observando si se producen mejoras significativas en el
tiempo de puesta en marcha del detector, rendimientos aumentados de
detectores de glucosa operativos, extensión de los tiempos de vida
del detector y mantenimiento de los factores de calibración. Puede
definirse el tiempo de vida de un detector de glucosa como el
tiempo de la primera detección de glucosa (en este caso durante una
exposición a glucagón) al último estudio de infusión de glucosa que
proporciona tendencias de glucosa correctas frente a cambios de
concentración. Todos los detectores mostraron seguimiento de glucosa
y sólo un detector mostró una duración inferior a 10 días. Se
observaron tiempos de vida promedio del detector de 84 \pm 55
días con los detectores que contenían la membrana estimulante de la
angiogénesis, valores superiores a los de los detectores de control
que sólo mostraban tiempos de vida de 35 \pm 10 días. Además, uno
de los detectores que incorporaba la membrana angiogénica
proporcionó datos óptimos a los 150 días.
Se pretende que la descripción y los materiales
experimentales presentados anteriormente sean ilustrativos de la
presente invención sin pretender limita el ámbito de la misma.
Claims (20)
1. Un dispositivo de medición de fluidos
biológicos, que comprende:
a) una carcasa (1, 2) que comprende medios (8)
de circuito electrónico y al menos dos electrodos (20, 21, 22)
operativamente conectados a dichos medios de circuito electrónico;
y
b) un medio de detector operativamente conectado
a dichos electrodos de dicha carcasa, comprendiendo dicho medio de
detector
- i)
- una membrana (33) bioprotectora, y
- ii)
- una capa (34) angiogénica que comprende poros que mantienen el desarrollo de vasos sanguíneos, estando situada dicha capa angiogénica más distal con respecto a dicha carcasa que dicha membrana bioprotectora;
caracterizado porque dicho medio de
detector sobresale de la carcasa.
2. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 1, en el que la dicha membrana
(33) bioprotectora es sustancialmente impermeable a macrófagos.
3. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 1, en el que dicha membrana (33)
bioprotectora comprende poros, teniendo dichos poros diámetros que
oscilan desde aproximadamente 0,1 micrómetros hasta aproximadamente
1,0 micrómetros.
4. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 1, en el que dicha membrana (33)
bioprotectora comprende politetrafluoroetileno.
5. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 1, en el que dicha capa (34)
angiogénica comprende politetrafluoroetileno.
6. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 1, que comprende además c) medios
para sujetar dicho dispositivo a tejido biológico, estando
asociados dichos medios de sujeción con dicha carcasa.
7. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 6, en el que dichos medios de
sujeción comprenden poli(tereftatalato de etileno).
8. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 1, en el que dicho medio de
detector comprende además medios para determinar la cantidad de
glucosa en una muestra biológica.
9. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 8, en el que dicho medio de
determinación de glucosa comprende una membrana (32) que contiene
glucosa oxidasa, estando situada dicha membrana que contiene glucosa
oxidasa más proximal con respecto a dicha carcasa que dicha
membrana bioprotectora.
10. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 1, en el que dicha carcasa
comprende además medios para transmitir datos hasta una ubicación
externa a dicho dispositivo.
11. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 1, en el que dichos medios de
detector comprenden medios para determinar la cantidad de glucosa
en una muestra biológica, estando operativamente asociados dichos
medios de determinación de glucosa con dichos electrodos (20, 21,
22), y en el que dicha membrana (33) bioprotectora está situada más
distal con respecto a dicha carcasa que dichos medios de
determinación de glucosa y es sustancialmente impermeable a
macrófagos.
12. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 11, en el que dicho medio de
determinación de glucosa comprende una membrana (32) que contiene
glucosa oxidasa.
13. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 11, en el que dicha membrana (33)
bioprotectora comprende además poros que tienen diámetros que
oscilan desde aproximadamente 0,1 micrómetros hasta aproximadamente
1,0 micrómetros.
14. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 13, en el que dichos poros de
dicha membrana (33) bioprotectora tienen diámetros que oscilan desde
aproximadamente 0,2 micrómetros hasta aproximadamente 0,5
micrómetros.
15. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 11, en el que dicha membrana
(33) bioprotectora comprende politetrafluoroetileno.
\newpage
16. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 11, en el que dicha capa (34)
angiogénica comprende politetrafluoroetileno.
17. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 11, que comprende además c)
medios para sujetar dicho dispositivos a tejido biológico, estando
dichos medios de sujeción asociados con dicha carcasa.
18. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 17, en el que dicho medio de
sujeción comprende poli(tereftalato de etileno).
19. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos de la reivindicación 11, en el que dicha carcasa
comprende además medios para transmitir datos hasta una ubicación
externa a dicho dispositivo.
20. El dispositivo de medición de fluidos
biológicos según la reivindicación 19, en el que dicho medio de
transmisión de datos comprende un dispositivo radiotelemétrico.
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