ES2324804T3 - Un sensor de glucosa. - Google Patents

Abstract

SENSOR (10) CAPAZ DE MEDIR CON PRECISION LA GLUCOSA Y OTRAS MATERIAS A ANALIZAR EN AMBIENTES POBRES EN OXIGENO. EL SENSOR UTILIZA UNA MEMBRANA (14) QUE CONTIENE UNA ENZIMA, FORMADA DE UNA RED POLIMERA SEMI - INTERPENETRANTE INFILTRADO POR ESTA ENZIMA. LA MEMBRANA QUE CONTIENE LA ENZIMA INCREMENTA EL TRANSPORTE DE OXIGENO HACIA LA ENZIMA DE FORMA QUE EL OXIGENO NO CONSTITUYA UN FACTOR DE LIMITACION PARA LA OXIDACION QUE SE PRODUCE A NIVEL DE LA ENZIMA.

Description

Un sensor de glucosa.

Antecedentes de la invención 1. Campo de la invención

La presente invención se refiere a sensores de glucosa y, más particularmente, a una membrana que es útil en un sensor de glucosa así como a otras aplicaciones que emplean enzimas en las que sería deseable un transporte de oxígeno eficiente al sitio de la enzima.

2. Descripción de la técnica relacionada

Actualmente, existe una necesidad considerable de un sensor de glucosa que pueda medir de manera precisa los niveles de glucosa en entornos con poco oxígeno, y más particularmente, un sensor que pueda implantarse fácilmente en un ser humano en el que funcionará durante un periodo de tiempo prolongado. El ímpetu primario para dicho dispositivo es la enfermedad conocida comúnmente como diabetes. Se ha sabido durante más de cincuenta años que esta enfermedad es principalmente un resultado de la secreción inadecuada de la hormona insulina por las células de los islotes o Beta del páncreas. Cuando no está controlada, esta enfermedad da lugar frecuentemente a desequilibrios metabólicos serios ya que los niveles elevados de glucosa dan lugar a cetosis y alteraciones dañinas en el pH de la sangre. Sin embargo, los cambios en la glucosa sanguínea que suponen un peligro para la vida están actualmente muy controlados por la dieta y las inyecciones diarias de insulina.

Durante décadas se ha puesto de manifiesto que el control de la diabetes mediante la inyección de insulina resulta habitualmente en unos cambios más amplios del nivel de la glucosa sanguínea que los que son comunes en un individuo normal. Sin embargo, la sabiduría convencional era que sólo había que evitar los extremos en el nivel de glucosa sanguínea. No obstante, las inyecciones ocasionales de insulina (es decir, una a varias al día) eran incapaces de imitar el control estricto de la glucosa sanguínea proporcionado por un páncreas que funciona apropiadamente que dosifica continuamente la insulina suficiente para mantener unos niveles de glucosa sanguínea estables y relativamente
bajos.

A pesar de evitar los extremos en el nivel de glucosa sanguínea, los diabéticos dependientes de insulina padecen muchísimas enfermedades más que disminuyen tanto la calidad como la duración de la vida. Los diabéticos experimentan enfermedades vasculares frecuentes que resultan frecuentemente en la amputación de miembros al evitar la circulación alterada un flujo sanguíneo adecuado. El crecimiento vascular anormal en el ojo puede resultar en hemorragia intraocular y daño retinal con una pérdida progresiva de la visión. La degeneración nerviosa puede dar lugar a una pérdida de sensación y a otros problemas relacionados. Al hacerse más comunes los ensayos de glucosa en casa, se dispuso de muchos más datos que demostraron el control relativamente pobre de la glucosa sanguínea proporcionado por las inyecciones de insulina periódicas. Al mismo tiempo, un creciente número de estudios clínicos demostraron que el control estricto de la glucosa sanguínea reduce muchas si no todas las enfermedades relacionadas con la diabetes mencionadas previamente. Actualmente, muchos científicos y médicos creen que el control altamente mejorado de la glucosa sanguínea puede eliminar en gran medida la mortalidad y morbilidad asociadas con la
diabetes.

Los científicos están trabajando en sistemas de inyección de insulina automáticos que administran insulina suministrada exógenamente según se necesite para mantener un control preciso de la glucosa sanguínea. Se necesita una fuente de insulina artificial capaz de autoregularse para limitar el daño causado por la diabetes. Actualmente, están disponibles muchos tipos de sistemas de inyección regulados, tanto implantables como externos. El problema clave es todavía la necesidad de un sensor de glucosa preciso para controlar estos sistemas de inyección. La necesidad de monitorizar continuamente los niveles de glucosa para permitir un suministro dosificado constante de insulina elimina generalmente a los métodos que se basan en muestras de sangre. Es evidente que se necesita un sensor de glucosa implantable que mida los niveles de glucosa in vivo.

Aunque existen varias tecnologías que podrían utilizarse potencialmente para crear un sensor de glucosa implantable, el método más favorable parece ser algún tipo de método amperométrico. La reacción química utilizada más comúnmente en los sensores de glucosa con enzima acoplada es la oxidación catalítica de la glucosa, mediada por la glucosa oxidasa, por oxígeno atmosférico para producir gluconolactona y peróxido de hidrógeno (ecuación 1):

(1)C_{6}H_{12}O_{6} + O_{2} + H_{2}O \rightarrow C_{6}H_{12}O_{7} + H_{2}O_{2}

En presencia de oxígeno en exceso, la cantidad de peróxido de hidrógeno producida en esta reacción será una medida directa de la concentración de glucosa. El peróxido de hidrógeno se detecta al reoxidarse por un electrodo (ánodo) mantenido a un potencial positivo suficiente (ecuación 2):

(2)H_{2}O_{2} - 2_{e}{}^{-} \rightarrow O_{2} + 2H^{+}

El proceso de detección de la glucosa depende de la medida de los electrones procedentes del peróxido de hidrógeno en la ecuación (2). El electrodo está formado normalmente por un metal noble tal como oro o platino, el metal preferido habitualmente.

Es muy conocido para los expertos en la técnica que pueden utilizarse otras enzimas oxidasa que producen peróxido de hidrógeno para producir sensores para otras sustancias tales como colesterol (colesterol oxidasa), aminoácidos (aminoácido oxidasa), alcohol (alcohol oxidasa), ácido láctico (ácido láctico oxidasa) y galactosa (galactosa oxidasa) por nombrar sólo unas pocas. Aunque este método opera efectivamente para medir la glucosa en condiciones de laboratorio, existen impedimentos importantes para utilizar este método en un sensor de glucosa implantable. En particular, la glucosa es extremadamente soluble en los fluidos biológicos mientras que el oxígeno es poco soluble en estos mismos fluidos y debe ser transportado por biomoléculas especializadas tales como la hemoglobina. Como resultado, muchos tejidos del cuerpo humano tienen una concentración de oxígeno equivalente a aproximadamente 2-5% de oxígeno en nitrógeno o menor. Puede haber una proporción de glucosa a oxígeno tan alta como 100 a 1 en los fluidos subcutáneos y peritoneales. Esto significa que estos tejidos pueden contener sólo 1% del oxígeno requerido por la glucosa oxidasa para oxidar cuantitativamente la glucosa para propósitos de medida.

Además, la glucosa oxidasa de un sensor de glucosa debe estar protegida de los procesos y otras macromoléculas que podrían destruir o inhibir la glucosa oxidasa, de enzimas tales como catalasa que destruye el peróxido de hidrógeno, de microbios que digerirían las enzimas y de compuestos solubles tales como ascorbato que interferirían con las reacciones enzimáticas o electroquímicas. Esta protección se consigue separando la glucosa oxidasa de los fluidos biológicos mediante una membrana semipermeable. Las membranas más conocidas que son capaces de excluir selectivamente proteínas tales como catalasa mientras que permiten la entrada de glucosa se denominan membranas de diálisis. Estas membranas son generalmente membranas hidrofílicas que contienen poros que admiten fácilmente moléculas neutras con pesos moleculares por debajo de aproximadamente 5.000 Daltons. Los ejemplos comunes de estas membranas son membranas preparadas a partir de varias celulosas regeneradas tales como un spectrapore o cuprofano, policarbonato, ésteres de celulosa y polisulfonas.

Desafortunadamente, aunque las membranas semipermeables hacen un buen trabajo al excluir las proteínas no deseadas, también excluyen al oxígeno. Algunas membranas tales como las de teflón (resinas de perfluorocarbono) o de goma de silicona son permeables al oxígeno, pero estas membranas son virtualmente impermeables a la glucosa y, por lo tanto, no pueden utilizarse para proteger un sensor de glucosa. La Patente de EEUU No. 5.322.063 de Allen et al. muestra un nuevo tipo de membrana de poliuretano que se dice que permite alguna permeabilidad a la glucosa mientras que favorece la permeabilidad al oxígeno. Esto podría representar una solución a la proporción glucosa a oxígeno desfavorable de los tejidos humanos; sin embargo, estas membranas todavía no se han ensayado ampliamente.

Analytica Chimica Acta, 276 (1993) Higson et al se refiere a determinar los coeficientes de permeabilidad para H_{2}O y O_{2} a través de una membrana de policarbonato microporosa recubierta con un organosilano.

La Patente de EEUU No. 4.994.167 se refiere a un dispositivo para medir fluidos biológicos para determinar la presencia y cantidades de sustancias en un fluido biológico sin la necesidad de diluir el fluido.

Analytica Chimica Acta, 183 (1986) Mullen et al. se refiere a un electrodo para detectar H_{2}O que tiene un laminado de membrana que incorpora glucosa oxidasa habiéndose pretratado la membrana con metiltriclorosilano.

Debido a la superabundancia de glucosa y a la escasez de oxígeno, un sensor de glucosa implantado tenderá a estar limitado por el oxígeno y, así, medir efectivamente el oxígeno en lugar de la glucosa.

Esto es, en condiciones ideales en las que la concentración de glucosa es baja, el oxígeno sería adecuado de manera que un incremento en la concentración de glucosa resultaría en un incremento concomitante y proporcional en peróxido de hidrógeno y, por lo tanto, de corriente medida en el electrodo.

Sin embargo, al incrementarse la concentración de glucosa, el oxígeno se volverá a la larga insuficiente causando un plató en la corriente medida y volviéndose independiente de la concentración de glucosa.

Por encima de este plató, la corriente medida refleja los cambios en la concentración de oxígeno en lugar de en la concentración de glucosa.

Muchos investigadores no han tenido en cuenta la alta proporción glucosa a oxígeno de los tejidos humanos. Existen al menos dos vías para resolver este problema: se puede intentar reducir la concentración de glucosa que alcanza el sensor de glucosa y/o se puede intentar incrementar la cantidad de oxígeno disponible en el sensor de glucosa. El nivel de glucosa puede reducirse bien proporcionando una barrera de permeabilidad a la glucosa o proporcionando sistemas enzimáticos adicionales, además de la glucosa oxidasa, para consumir glucosa. La membrana de poliuretano mencionada anteriormente es un ejemplo de este método.

De acuerdo con esto, existe una necesidad de un sensor de glucosa, en particular, un sensor de glucosa implantable que pueda medir de manera precisa los niveles de glucosa en entornos con poco oxígeno.

Compendio de la invención

La presente invención proporciona una membrana para utilizarse en un sensor de glucosa u otro sensor acoplado a una enzima que permita la medida de los niveles del analito en entornos con poco oxígeno, es decir, entornos en los que la concentración de oxígeno es menor de la estequiométrica. Esta membrana es una membrana que contiene una enzima que comprende una red de polímero semi-interpenetrante de politetrafluoroetileno fibrilado y un compuesto de silicona en la que la red está infiltrada con una enzima.

El sensor de glucosa de la presente invención emplea una membrana exterior que está preferiblemente preparada para un transporte máximo de oxígeno con un efecto agitador mínimo y una reducción mínima en el transporte de glucosa y una membrana interior, que es una nueva membrana que contiene una enzima, que comprende una red semi-interpenetrante de politetrafluoroetileno fibrilado y un compuesto de silicona en el que la red está infiltrada con una enzima. Esta membrana interior incrementa el transporte de oxígeno a los sitios de la oxidación de la glucosa de manera que el oxígeno no es un factor limitante en la reacción de oxidación de la glucosa. Además de ser útil en la detección de glucosa, se reconocerá que la membrana de la presente invención puede utilizarse en cualquier análisis acoplado a enzimas en el que exista una necesidad de incrementar el transporte de oxígeno. La membrana también puede ser útil en determinados reactores de enzimas (bioreactores) en los que sería deseable un transporte de oxígeno incrementado.

Otra manifestación de la invención es un método para determinar el nivel de glucosa en un sujeto que comprende:

implantar un sensor de glucosa en un sujeto cuyo nivel de glucosa se quiere monitorizar, en el que el sensor de glucosa incluye un electrodo de medida, un electrodo de referencia, y un sistema de membranas que tiene una membrana exterior y una membrana interior, en el que la membrana interior está dispuesta entre la membrana exterior y el electrodo de medida y es una membrana que contiene una enzima que incluye una red de polímero semi-interpenetrante de politetrafluoroetileno fibrilado y un compuesto de silicona, en el que la red está infiltrada con una enzima y en el que la membrana exterior restringe el flujo de glucosa a la membrana interior; siendo capaz el electrodo de medida de oxidar el peróxido de hidrógeno; y

medir la corriente producida en el electrodo de medida en la oxidación del peróxido de hidrógeno y determinar el nivel de glucosa.

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Descripción breve de los dibujos

La Fig. 1 es una vista desarrollada de un diagrama esquemático de un sensor de glucosa según la presente invención;

La Fig. 2 es una representación esquemática de una parte de una membrana que contiene una enzima según la presente invención; y

La Fig. 3 es una vista desarrollada de un dispositivo de sensor de glucosa implantable que emplea el sensor de glucosa de la presente invención.

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Descripción detallada de las realizaciones preferidas

La descripción siguiente se proporciona para permitir a cualquier experto en la técnica hacer y utilizar la invención y muestra los mejores modos contemplados por el inventor para llevar a cabo su invención. Sin embargo, varias modificaciones serán fácilmente evidentes para los expertos en la técnica, ya que los principios genéricos de la presente invención se han definido en la presente memoria específicamente para proporcionar un sensor de glucosa, y más particularmente, un sensor de glucosa implantable basado en la detección de peróxido de hidrógeno y que contiene una membrana que contiene una enzima que comprende una red de polímero semi-interpenetrante de politetrafluoroetileno fibrilado y un compuesto de silicona en el que la red está infiltrada con una enzima.

Los sensores de glucosa se utilizan para medir los niveles de glucosa en los tejidos corporales de un sujeto. El sensor de glucosa de la presente invención puede utilizarse externamente o interiormente como un sensor implantable. Con el sensor de glucosa de la presente invención pueden obtenerse medidas precisas de los niveles de glucosa en entornos con muy poco oxígeno. Con el fin de conseguir medidas precisas de los niveles de glucosa en la sangre, la concentración de oxígeno en el sitio de la oxidación de la glucosa debe ser mayor que o igual a la concentración de glucosa en el sitio de la oxidación de la glucosa de manera que la glucosa es el factor limitante en la reacción de oxidación en lugar del oxígeno. Para conseguir y mantener esta relación estequiométrica en el sitio de la oxidación de la glucosa, la concentración de glucosa debe restringirse y el transporte de oxígeno al sitio de la oxidación de la glucosa debe incrementarse.

Como se muestra en la Fig. 1, un sensor de glucosa, según la presente invención, designado generalmente 10, comprende un sistema de membranas que incluye una membrana exterior 12 y una membrana que contiene una enzima 14, y un electrodo 16. La membrana que contiene una enzima 14 está dispuesta entre la membrana exterior 12 y el electrodo 16.

El electrodo 16 puede ser cualquier electrodo adecuado que es capaz de detectar y medir peróxido de hidrógeno. Preferiblemente, el electrodo 16 es un electrodo de metal noble, más preferiblemente un electrodo de platino. Es deseable que la superficie del electrodo 16 se mantenga electro-activa para maximizar la eficacia del sensor de glucosa. Además, es deseable que el electrodo 16 no cambie su sensibilidad al peróxido de hidrógeno con el tiempo.

En operación, la glucosa y el oxígeno contenidos en los tejidos corporales de un sujeto entran en contacto con la membrana exterior 12 del sensor de glucosa 10. La membrana exterior 12 proporciona una mayor restricción a la glucosa que al oxígeno y así reduce la concentración de glucosa que fluye a través de la membrana exterior 12. La función de la membrana exterior 12 es influir en las concentraciones de glucosa y oxígeno de manera que después de que la glucosa y el oxígeno hayan pasado a través de la membrana 12, la concentración de oxígeno es preferiblemente mayor que o igual a la concentración de glucosa. Haciendo esto, la membrana exterior 12 establece la relación estequiométrica requerida para la reacción de oxidación de la glucosa.

Después de que se haya establecido la relación estequiométrica entre el oxígeno y la glucosa por la membrana exterior 12, esta relación estequiométrica debe mantenerse en los sitios de la oxidación de la glucosa, concretamente las enzimas contenidas en la membrana que contiene una enzima 14. El mantenimiento de esta relación estequiométrica en las enzimas se facilita por la red de polímero semi-interpenetrante y sus efectos de incremento en el transporte de oxígeno. Además, la membrana que contiene una enzima 14 crea un camino tortuoso para la glucosa en su intento de pasar a través de la membrana, sin embargo, no restringe el flujo de glucosa a las enzimas. Este control restrictivo añadido en la glucosa y el transporte incrementado de oxígeno a las enzimas, de manera que se forman concentraciones de oxígeno localizadas, asegura que la relación estequiométrica se mantiene en las enzimas. Por lo tanto, en una enzima particular, la concentración de oxígeno en la enzima es mayor que o igual a la concentración de glucosa en la enzima. Como resultado de la relación estequiométrica entre oxígeno y glucosa en las enzimas, el oxígeno no actúa como un factor limitante en la reacción de oxidación de la glucosa. Así, el peróxido de hidrógeno generado durante la oxidación de la glucosa corresponde a la glucosa presente en la enzima. Debe medirse el flujo de corriente representativo de la oxidación del peróxido de hidrógeno en el ánodo respecto a un electrodo de referencia de manera que se forma un circuito completo. El electrodo de referencia se proporciona habitualmente mediante un electrodo de plata o plata/cloruro de plata en contacto eléctrico con los fluidos corporales.

La membrana exterior 12 es preferiblemente un policarbonato pero puede consistir en cualquier otro material sólido poroso o permeable adecuado. La membrana exterior reduce la velocidad del transporte de masa de la glucosa a través de la membrana y aún así no interfiere con la velocidad del transporte de masa del oxígeno a través de la membrana. Así, la membrana exterior 12 proporciona el control restrictivo para la glucosa. La membrana exterior 12 también evita que pasen a través de la membrana la catalasa, una enzima que destruye el peróxido de hidrógeno, y otras moléculas grandes. El tamaño de poro y el grosor de la membrana exterior se seleccionan para asegurar que el paso de la glucosa a través de la membrana exterior esté suficientemente dificultado en comparación con el paso de oxígeno. En general, cuanto más gruesa sea la membrana y menor sea el tamaño de poro, más se dificultará el paso de la glucosa. En sensores de glucosa implantables, la membrana exterior 12 debe estar hecha de un material biocompatible adecuado.

Un ejemplo de una membrana que es útil como la membrana exterior 12 y que está disponible comercialmente es una membrana de policarbonato disponible en Poretics Cor. de Livermore, California. Esta membrana está disponible y se emplea con tamaños de poro de aproximadamente 0,1 a 1 micrómetros y densidades de poro de aproximadamente 4 x 10^{8} a 6 x 10^{8}.

La membrana que contiene una enzima 14 comprende una red de polímero semi-interpenetrante, hecha de politetrafluoroetileno fibrilado (PTFE) y un compuesto de silicona. Esta membrana está disponible comercialmente y se describe un método para hacer esta membrana en las Patentes de EEUU Nos. 4.945.125 y 4.832.009 y Dillon, Silicone and Poly(tetrafluoroethylene) Interpenetrating Networks, 1994, p. 393. La membrana puede variar en grosor de aproximadamente 5 a 50\mu. La membrana contiene típicamente aproximadamente 15 a 40% en volumen del compuesto de silicona o elastómero. La porosidad de la membrana que contiene una enzima es de aproximadamente 25% a aproximadamente 55%.

El término "red de polímero semi-interpenetrante" se utiliza en la presente memoria para referirse a membranas preparadas mediante los métodos descritos en las patentes de Dillon mencionadas anteriormente y sus equivalentes funcionales. El método para fabricar la red de polímero semi-interpenetrante como se describe en la Patente de EEUU No. 4.945.125 comprende las etapas de: (1) mezclar íntimamente una mezcla de una cantidad mayor de resina de dispersión de politetrafluoroetileno particulada no sinterizada ni fibrilada (disponible comercialmente en E.E. du Pont de Nemours & Co., Inc., con las designaciones TEFLON® 6 y 6C y en Imperial Chemical Industries como FLUON® CD1, CD123 y CD525) y cantidades menores de (A) un líquido hidrocarburo y (B) una composición de silicona curable por adición que consiste esencialmente en un polidiorganosiloxano que tiene insaturación alquenilo, un agente de entrecruzamiento organohidrógenopolisiloxano, un catalizador para estimular el entrecruzamiento del polisiloxano y un inhibidor para la reacción catalítica; (2) formar la mezcla en una forma que se pueda extruir; (3) extruir biaxialmente la mezcla a través de un troquel en un producto extrudado con forma que tiene una estructura fibrilada al azar; y (4) evaporar el líquido hidrocarburo, y activar el catalizador para generar un elastómero de silicona curada y una red de polímero de politetrafluoroetileno semi-interpenetrante que comprende la estructura extrudada
fibrilada.

Otro método para fabricar una red de polímero semi-interpenetrante como se describe en la Patente de EEUU No. 4.832.009 comprende las etapas de: (1) mezclar poliorganosiloxano (disponible comercialmente en Dow Corning Corporation con el nombre SILASTIC® MDX4-4210) con un catalizador para estimular el entrecruzamiento del polisiloxano en una proporción 10:1; (2) mezclar la mezcla con queroseno (disponible comercialmente en Fisher Scientific); y (3) aplicar la mezcla a un sustrato de película de politetrafluoroetileno expandida (disponible comercialmente en Tetratec Corporation de Feasterville, Pennsylvania) mediante un aparato de pulverización.

Preferiblemente, el compuesto de silicona en la red de polímero semi-interpenetrante es un poliorganosiloxano entrecruzado, más preferiblemente polidimetilsiloxano. El compuesto de silicona facilita el transporte de oxígeno a los sitios de la oxidación de la glucosa. La red de polímero semi-interpenetrante de PTFE fibrilado proporciona una membrana porosa. La porosidad de la membrana hace posible infiltrarla con la enzima formando así la membrana que contiene una enzima 14, Fig. 1, una parte de la cual está representada por la representación esquemática de la Fig. 2. Como se muestra en la Fig. 2, la red semi-interpenetrante, designada generalmente 17, es una red de nodos 15 y fibrillas 19 infiltrada con la enzima 21. Se ha encontrado que la utilización de esta red semi-interpenetrante, que tiene una afinidad muy alta por el oxígeno, incrementa el transporte de oxígeno a la enzima, el sitio de la oxidación de la glucosa, lo que resulta en una concentración de oxígeno que será mayor que o igual a la concentración de glucosa en la enzima. Las membranas menos gruesas mejoran la velocidad de detección o respuesta. Un ejemplo de una membrana disponible comercialmente que puede utilizarse según la invención es White Silon #320 de Biomed Sciences, Inc.

Para facilitar la infiltración de la enzima en la red semi-interpenetrante, es deseable tratar la red de polímero semi-interpenetrante con un tensioactivo. El tensioactivo hace que la membrana sea hidrofílica. Preferiblemente, el tensioactivo es un tensioactivo no iónico, más preferiblemente, poli(óxido de dimetilsiloxano-b-etileno) terminado en metilo. Sin embargo, se prevé que pueden utilizarse otros tensioactivos y especialmente tensioactivos con un resto de silicona y un resto hidrofílico.

Es deseable que la enzima no contenga actividad catalasa, tenga una vida relativamente larga, sea muy activa y sea un concentrado puro para maximizar la eficacia del sensor de glucosa. Preferiblemente, la enzima es una oxidasa, más preferiblemente glucosa oxidasa (E.C. 1.1.3.4). Anteriormente ya se han mencionado otras enzimas útiles. También está dentro del alcance de la invención utilizar sistemas más complejos que emplean una combinación de enzimas. Por ejemplo, se conocen sistemas de enzimas en los que una primera enzima reacciona con un analito para proporcionar un intermedio que reacciona con una segunda enzima para producir la especie química que se detecta en el electrodo.

La velocidad de la difusión del oxígeno a través de una barrera está controlada por el grosor de la barrera y por la cantidad de oxígeno que puede disolverse a través de una unidad de grosor de la barrera. Esto es, si se disminuye el grosor de la barrera, es decir, se acerca el fluido que contiene el analito, o se hace que la barrera disuelva más oxígeno se incrementará la velocidad de la difusión del oxígeno. Por lo tanto, la membrana que contiene una enzima 14 debería hacerse tan fina como sea posible para maximizar la velocidad del movimiento del oxígeno al sensor de glucosa
10.

La enzima puede inmovilizarse en la red interpenetrante utilizando varias técnicas. Preferiblemente, la enzima se mezcla con otras proteínas y se entrecruza para formar un gel enzimático como se describe a continuación. Sin embargo, también pueden ser útiles otras técnicas de inmovilización. Por ejemplo, el compuesto de silicona podría funcionalizarse de manera que la enzima pueda unirse covalentemente a la red interpenetrante. La enzima también puede combinarse con formadores de matriz, tales como polímeros, formadores de película o aglutinantes.

En una realización de la invención, la membrana que contiene una enzima puede prepararse disolviendo la enzima en una disolución de una proteína transportadora, tal como una albúmina, es decir, albúmina de suero bovino (BSA) y albúmina humana, o gelatina, en un tampón adecuado tal como tampón de acetato de sodio 0,20 M (pH=5,00). La concentración de la enzima variará dependiendo de la actividad de la enzima. La glucosa oxidasa se disuelve en la mezcla a aproximadamente 5 a 50% en peso. Las cantidades de las enzimas alternativas pueden determinarse empíricamente tomando como base la actividad de la enzima particular. La mezcla enzimática se aplica a la red semi-interpenetrante y se infiltra uniformemente en la red semi-interpenetrante pulverizando suavemente la mezcla enzimática en la membrana y frotando con una espátula lisa no afilada, resultando así en una membrana que contiene una enzima. Se aplica tampón glutaraldehído/acetato a la red semi-interpenetrante después de que la enzima se haya aplicado para entrecruzar la enzima.

Puede utilizarse un método alternativo para la infiltración de la enzima en la red de polímero semi-interpenetrante si el gel estabilizado se va a basar en un gel proteico entrecruzado. En este método, se disuelve una proteína transportadora soluble adecuada, tal como una albúmina, es decir, albúmina de suero bovino (BSA) y albúmina humana, o gelatina, a una concentración final de aproximadamente 1 a 15% en peso en un tampón adecuado tal como tampón acetato de sodio 0,2 M y una enzima tal como glucosa oxidasa se disuelve en la mezcla a una concentración final de aproximadamente 1% a 5% en peso. Se añade suficiente glutaraldehído purificado como una disolución acuosa al 2,5% para diluir la disolución de la proteína hasta la concentración final correcta. La concentración final de glutaraldehído después de la dilución es preferiblemente entre 0,1 y 1% y más preferiblemente aproximadamente 0,6%. Esta mezcla se agita brevemente para mezclarla y se vierte en la membrana situada en un soporte de placa de vidrio y se extiende con un rodillo de vidrio. En unas pocas horas se forma una capa uniforme de gel enzimático. Este gel se almacena en una atmósfera humidificada para evitar la deshidratación del gel.

La incorporación de la nueva membrana que contiene una enzima en el sensor de glucosa de la presente invención proporciona un sensor de glucosa que mide de manera precisa los niveles de glucosa en entornos con una cantidad extremadamente baja de oxígeno tal como 2% de oxígeno. Además, la membrana que contiene la enzima no muestra una disminución en la respuesta durante al menos 2 meses y medio. De hecho, se ha observado que el rendimiento de la membrana que contiene la enzima mejora con el paso del tiempo.

El sensor de glucosa de la presente invención comprende un electrodo de medida, preferiblemente un ánodo de platino, que está en contacto con un fluido acuoso que se va a medir, p. ej., la disolución que contiene glucosa. Una fuente de voltaje mantiene al electrodo de medida a un potencial apropiado (aquí un potencial positivo para oxidar el peróxido de hidrógeno). Un electrodo de referencia también está en contacto con la disolución de glucosa. Los electrones procedentes del peróxido de hidrógeno en el electrodo de medida fluyen a través de un conductor hacia el electrodo de referencia donde completan el circuito al volver a la disolución acuosa. Al pasar los electrones a través del conductor son medidos por un amperímetro permitiendo así cuantificar el peróxido de hidrógeno.

Es evidente que cualquier contacto eléctrico con la disolución debe hacerse mediante los dos electrodos. Si existen otras rutas conductoras, la pérdida de corriente produciría flujos de corriente falsos que resultan en medidas inapropiadas. Cuando los electrodos se sumergen simplemente en la disolución acuosa, el aire aísla el resto del circuito y evita las pérdidas de corriente. En dispositivos implantados, el peligro de la pérdida de corriente se vuelve muy grande. Como se discutirá más adelante, la presente invención sella todos los componentes eléctricos en un contenedor implantable pequeño. En este caso es absolutamente esencial que el sellado sea impermeable al agua para evitar pérdidas de corriente y para evitar que el agua dañe los componentes electrónicos.

Un problema adicional con los electrodos implantados es que un flujo de corriente significativo a través del electrodo de referencia resulta frecuentemente en reacciones electroquímicas secundarias que pueden dañar un electrodo de plata y también pueden ser tóxicas para el tejido vivo que rodea el dispositivo. La solución a este problema parece ser la utilización de un tercer electrodo o electrodo auxiliar. Un tercer electrodo o electrodo auxiliar, habitualmente con un área mayor y de material no reactivo, ocupa el lugar del electrodo de referencia en el retorno de la mayor parte de la corriente a la disolución acuosa. El electrodo de referencia está aún en contacto con la disolución acuosa y un potenciostato recibe el potencial eléctrico de este electrodo respecto a la disolución y fija el electrodo auxiliar a este potencial de manera que el electrodo auxiliar puede actuar como un "sustituto" del electrodo de referencia. Debido a que en esta disposición fluye muy poca corriente a través del electrodo de referencia, no hay reacciones secundarias que dañen el electrodo de referencia o el tejido vivo circundante.

El nivel de glucosa de un sujeto puede determinarse utilizando el sensor de glucosa de la presente invención situando el sensor de glucosa en el sujeto y calculando el nivel de glucosa a partir de la respuesta del electrodo de medida. Para una utilización externa, el nivel de glucosa de una muestra de sangre de un sujeto puede determinarse utilizando el sensor de glucosa de la presente invención y calculando el nivel de glucosa a partir de la respuesta del electrodo de medida.

Como se muestra en la Fig. 3, un dispositivo de sensor implantable, designado generalmente 18, según la presente invención, puede tener forma de disco, aunque también son posibles otras muchas configuraciones. El dispositivo comprende una abertura 20 y el sensor de glucosa 10, como se muestra en la Fig. 1. Preferiblemente, el dispositivo 18 se implanta por debajo de la superficie de la piel con la abertura 20 y el sensor de glucosa 10 hacia la capa subyacente de músculo. Esta posición permite el acceso fácil a la unidad para repararla o reemplazarla. El dispositivo 18 también puede implantarse de manera que la abertura 20 y el sensor de glucosa 10 estén situados hacia la cavidad peritoneal. Es relativamente importante que el dispositivo 18 no esté en contacto directo con el sistema circulatorio para que la formación de coágulos sanguíneos no interfiera con la operación. Se ha encontrado que pueden utilizarse anticoagulantes para evitar la formación de coágulos. Sin embargo, a no ser que el paciente requiera terapia anticoagulante por alguna otra razón, probablemente no es prudente requerir anticoagulación simplemente para un dispositivo de sensor de glucosa implantable. Todos los tejidos corporales alcanzan el equilibrio de glucosa con la sangre bastante rápidamente por lo que no se requiere poner el dispositivo 18 en contacto con la sangre.

El dispositivo 18 comprende además una carcasa, designada generalmente 22, que tiene la forma adecuada para albergar los componentes electrónicos del dispositivo 18, por ejemplo una tarjeta de circuitos 24. La carcasa 22 incluye una tapa 26 que sella los componentes electrónicos en el interior de la carcasa 22 a través de un anillo O. Además, se proporciona una segunda abertura 28 en la carcasa 22 para albergar y fijar un electrodo de referencia, designado generalmente 30.

El dispositivo 18 también contiene un suministro de electricidad en miniatura, no mostrado, tal como una batería de litio y componentes microelectrónicos para transmitir una señal medida a un receptor fuera del cuerpo humano. La transmisión de los datos puede ser mediante ondas de radio, ondas de sonido o incluso mediante luz modulada. Aunque también es posible tener realmente una pequeña conexión por alambre al dispositivo 18, esto no se ve favorecido debido a los problemas con infecciones en el punto en el que el alambre rompe la piel. Los componentes electrónicos apropiados son muy conocidos para los expertos en la técnica y no se describirán más aquí.

Un sensor implantable exitoso debe hacer medidas precisas durante un periodo de tiempo prolongado y debe ser compatible biológicamente, es decir, no debe inducir al cuerpo a rechazar los implantes. Generalmente, la compatibilidad biológica no es un problema extremadamente serio para una carcasa del dispositivo sensor. Los implantes hechos de un material biocompatible se ven rodeados habitualmente por una capa de fibroblastos, pero generalmente no hay episodios de rechazo. Varios materiales compatibles biológicamente muy conocidos son adecuados para la fabricación de los dispositivos implantables 1. Por ejemplo, los implantes pequeños hechos de titanio se limpian fácilmente y se aceptan bien por el cuerpo humano. También es biocompatible un amplio rango de materiales plásticos tales como teflón. Para propósitos experimentales, pueden ser preferibles materiales más fácilmente maquinables tales como acero inoxidable 405 en lugar del teflón y también se toleran bien. Se ha encontrado que es particularmente ventajoso utilizar titanio para recubrir el dispositivo implantable de la presente invención. La superficie de titanio puede utilizarse como un electrodo auxiliar o tercer electrodo para el sistema de detección con los componentes electrónicos del interior de la carcasa conectados de manera que se mantiene el electrodo auxiliar a un potencial constante respecto al electrodo de referencia. La utilización de un electrodo auxiliar permite que se propague la corriente amperométrica por la carcasa y, así, extenderse a lo largo de una gran área de manera que la densidad de la corriente es muy baja y no causará efectos biológicos.

El potencial para problemas de pérdida de corriente existe con un dispositivo de titanio cerrado a no ser que el electrodo de medida y el electrodo de referencia estén aislados eléctricamente del contenedor de titanio que actúa como el electrodo auxiliar. Se ha encontrado que el platino en tecnología feed-through de vidrio desarrollada originalmente para aplicaciones de alto vacío puede utilizarse para este propósito. Brevemente, tipos especiales de vidrio que tienen coeficientes de expansión prácticamente idénticos al platino están disponibles en Alberox Corp. Un alambre de platino puede pasarse a través de un lecho de dicho vidrio y el lecho fundirse en el platino para hacer una unión firme de agua y gas. Dicho lecho aislante puede verterse en un agujero hecho en el contenedor de titanio utilizando, por ejemplo, soldadura con láser.

Muchos investigadores que trabajan en sensores de glucosa implantables pueden no apreciar la importancia de la calibración del sensor. Tanto la mezcla enzimática como el electrodo de medida pueden cambiar con el tiempo. También, la microcirculación alrededor del sensor puede cambiar de manera que cambia la concentración efectiva de oxígeno. A no ser que la mezcla enzimática y la respuesta del electrodo de medida tengan la misma pendiente a todas las concentraciones posibles de oxígeno, esto podría cambiar significativamente la precisión de las medidas de glucosa. Los instrumentos de laboratorio están calibrados mediante analitos con características conocidas y después ajustando el resultado del instrumento para coincidir con el analito conocido. Desafortunadamente, no es posible exponer fácilmente un sensor implantado a una concentración conocida de glucosa.

Considerando que el sensor implantado está midiendo un compartimento corporal que está en equilibrio con la sangre, las medidas de la glucosa sanguínea pueden utilizarse para efectuar la calibración. Si el paciente toma una serie de medidas de glucosa sanguínea en el tiempo, éstas pueden representarse frente a los resultados del sensor para desarrollar una constante de tiempo para la respuesta del sensor. Posteriormente, las medidas de la glucosa sanguínea pueden utilizarse para calibrar o ajustar automáticamente el sensor implantado.

Aunque el dispositivo de la presente invención se implante preferiblemente en un sitio que está lejos de la circulación sanguínea directa para evitar problemas de coagulación, los leucocitos pueden migrar fuera del sistema circulatorio para congregarse alrededor de cualquier cuerpo "extraño". Esta acumulación de leucocitos puede dañar la membrana o comprometer la precisión de las lecturas de glucosa. Sin embargo, este problema puede evitarse en gran medida incorporando una cantidad eficaz de un compuesto anti-inflamatorio, anti-leucocitario en la mezcla enzimática. Un ejemplo es la adición de hidrocortisona, o esteroides corticales similares tales como cortisona y prednisolona, a aproximadamente 0,1 a 1,0% en peso. Estos esteroides pueden dispersarse en la fase acuosa de la mezcla enzimática en la que se disuelven gradualmente y difunden muy lentamente hacia fuera a través de la membrana exterior 12 manteniendo el área circundante libre del ataque de leucocitos.

Otro serio impedimento para implantes de sensores a largo plazo es la contaminación microbiana por bacterias y hongos, etc. Mientras que los microbios pueden destruir directamente la enzima que metaboliza la glucosa, también es probable que alteren la medida de glucosa produciendo catalasa o peroxidasas que consumen el peróxido de hidrógeno antes de que pueda reaccionar con la superficie del electrodo. La incorporación de antifúngicos o antibióticos de amplio espectro en la mezcla enzimática evitará en gran medida la interferencia microbiana. Por ejemplo, pueden incorporarse gentamicina y/o penicilina, a aproximadamente 0,1 a 0,8% por ciento en peso, y/o otros antibióticos de amplio espectro en la mezcla enzimática para evitar la interferencia bacteriana.

Se cree que la membrana exterior 12 protege generalmente la glucosa oxidasa de varias proteasas. Sin embargo, en los experimentos que han dado lugar a la presente invención, se descubrió que la glucosa oxidasa estabilizada no es atacada fácilmente por la enzima proteolítica común tripsina. Por lo tanto, la tripsina puede incorporarse en la membrana exterior como una enzima antiproteolítica para ayudar en la destrucción de otras enzimas proteolíticas que podrían producirse por los microorganismos, etc.

La estabilidad de la mezcla enzimática de la presente invención también puede mejorarse mediante la adición de antioxidantes y/o agentes que atrapen radicales libres. Puede incorporarse vitamina E, que también es un disolvente de oxígeno, en la mezcla enzimática así como también cualquiera de varios "conservantes" tales como varios parabenos, BHT (hidroxi tolueno butilado) y sus análogos, y/o superóxido dismutasa.

En otra realización de la invención, se sitúa una tercera membrana entre la membrana que contiene una enzima y el electrodo, es decir, de manera que se sitúa la membrana que contiene una enzima entre la membrana exterior y esta tercera membrana. La función de la tercera membrana es excluir la interferencia de compuestos tales como ácido ascórbico y acetaminofeno con el análisis. Puede utilizarse para esta tercera membrana una membrana de acetato de celulosa. Véanse las Patentes de EEUU 3.979.274 y 4.073.713 de Newman.

Ejemplo 1 Preparación de la membrana que contiene una enzima

Membranas con una red de polímero semi-interpenetrante de politetrafluoroetileno y polidimetilsiloxano disponibles comercialmente, también conocidas como White Silon #320 (Bio Med Sciences, Inc.), se sacaron de su papel de revestimiento antiadherente, como tiras de membrana de 5,08 cm por 7,6 cm y se lavaron con agua desionizada y etanol. Estas membranas se almacenaron en una botella de 70% Etanol/agua desionizada esterilizante, hasta que se utilizaron para los estudios enzimáticos.

Las membranas se sacaron de su botella de almacenamiento y se pusieron en una placa de vidrio de 10,2 cm por 10,2 cm. Las tiras de membrana se extendieron en una placa de vidrio y se secaron con papel de filtro. Después, se depositaron aproximadamente 10 a 20 gotas de un tensioactivo no iónico, copolímero dimetilsiloxano-óxido de etileno, 20 cs., United Chemical Technologies, Inc.) en las tiras de membrana y las gotas de tensioactivo se frotaron en la membrana con una espátula lisa y sin filo. La apariencia de la membrana se volvió translúcida, que se diferenciaba de su opalescencia blanca original. Las tiras de membrana se pusieron en un contenedor y se vertió una disolución acuosa al 5% del tensioactivo no iónico en el contenedor y las membranas se empaparon durante un periodo de al menos 24 horas. Las membranas se sacan de la disolución de remojo y se lavan con agua desionizada hasta que la membrana deja de estar resbaladiza. Las membranas se pusieron de nuevo en una placa de vidrio y se secaron con papel de filtro y se dejó que se secaran en el entorno ambiente del laboratorio.

La disolución de gelificado de la enzima para la infiltración en las membranas se formuló con Glucosa Oxidasa, Tipo VII de Aspergillus Niger, EC 1.1.3.4 (Sigma Chemical Co.) y Albúmina de Suero Bovino, Fracción V Polvo (Sigma Chemical Co.). Se mezclan entre sí aproximadamente 0,1000 gramos de Glucosa Oxidasa y 0,400 gramos de Albúmina de Suero Bovino en un tampón Acetato de Sodio 0,20 M (pH=5,00) (Sigma Chemical Co.), hasta que ambos se disuelvan en el tampón acetato (volumen=7,5 ml). En un vial diferente, se mezcla una disolución de 1,0 ml de 25% Glutaraldehído, Grado 1 (Sigma Chemical Co.) con 9,0 ml de tampón acetato (pH=5,00), lo que resulta en un tampón 2,5% Glutaraldehído/acetato. Se toma una alicuota de 2,5 ml de este tampón 2,5% Glutaraldehído/acetato y se pone aparte para utilizarse después en el entrecruzamiento del gel enzimático en los poros de la membrana White Silon #320 modificada. Aproximadamente 2,5 ml de la disolución de Glucosa Oxidasa/Albúmina de Suero Bovino se ponen en la membrana White Silon #320 modificada (una de las tiras de membrana de 5,08 cm por 7,6 cm en una placa de vidrio) mediante una pipeta. Estas gotas pasaron por capilaridad a la membrana y la disolución se dispersó uniformemente en la membrana frotando suavemente la membrana con una espátula lisa no afilada. Se hace una evaluación visual de la membrana después de dejar secar la Glucosa Oxidasa/Albúmina de Suero Bovino (GOD/BSA) durante aproximadamente 30 minutos. Si la disolución de GOD/BSA ha penetrado en los poros de la membrana y se ha depositado uniformemente en los poros, la membrana tendrá un color amarillo translúcido. Si hay huecos o una deposición incompleta habrá puntos de la membrana que no tendrán color amarillo. Después de esta inspección visual, se añadieron aproximadamente 0,8 ml del tampón 2,5% Glutaraldehído/acetato a la membrana como gotitas y esta disolución se extendió sobre el área total de la membrana, con el fin de asegurar la distribución uniforme del agente de entrecruzamiento e inmovilización, Glutaraldehído. La placa de vidrio que contiene la membrana White Silon #320 embebida con GOD/BSA se puso en una bolsa de plástico cerrada con cierre de cremallera (Glad), con una pequeña cantidad de la disolución de 2,5% Glutaraldehído en un vial abierto y se dejó en esta bolsa de plástico durante un periodo de 16 horas. La membrana de gel enzimático completamente entrecruzada e inmovilizada se sacó de esta bolsa de plástico y se puso en otra bolsa, que contenía gasas de algodón empapadas en Tampón Gomori y el borde superior de la bolsa se cerró con una cremallera. Las gasas empapadas en tampón mantuvieron un entorno húmedo para la membrana de gel enzimático en la bolsa de plástico cerrada, y la bolsa cerrada se marcó con la fecha y notas de laboratorio apropiadas y se puso en una nevera para almacenamiento.

La membrana preparada como se ha descrito anteriormente era muy elástica y flexible, siempre que estuviera húmeda. Si se dejara que la membrana se secara se volvería muy quebradiza. Sin embargo, con la adición de un tampón acuoso la membrana se volvió elástica de nuevo. Este ciclo de secado y rehidratación parece ser totalmente reversible, en cuanto a que no se observó ninguna pérdida de actividad enzimática. También, no existe una degradación observable de las propiedades mecánicas para esta membrana embebida con enzima. El grosor de las membranas producidas mediante el procedimiento anterior estaba en el intervalo de aproximadamente 50 micrómetros a 65 micrómetros.

Ejemplo 2 Preparación del sensor de glucosa

Se preparó un sensor de glucosa según la presente invención perforando un disco pequeño (una aguja #16, aproximadamente 0,1 mm) de la membrana que contiene una enzima, preparada en el Ejemplo 1 anterior. Este disco se pone en un vial pequeño con un mililitro de tampón Gomori. Un anillo de electrodo se pega con disolvente (cloruro de metileno) a una membrana exterior hecha de policarbonato. Este ensamblaje se dejó aparte para que se secara, con la membrana exterior en la parte inferior. Después de aproximadamente 30 minutos, se puso una pequeña gota de tampón Gomori en el "pocillo" del anillo del electrodo. El disco pequeño de la membrana que contiene una enzima se puso en el pocillo y se dejó que cayera hacia el fondo del pocillo. Esta operación requiere paciencia, en cuanto a que el disco de la membrana que contiene una enzima puede necesitar un empuje por debajo del menisco de la gota de tampón en el pocillo del anillo del electrodo. Un electrodo de platino/cerámica se pegó en un puerto de electrodo de titanio. Este ensamblaje se puso en la parte superior del pocillo y el electrodo de Platino/Cerámica se ajusta por presión en el anillo del electrodo. El electrodo de platino/cerámica se empuja en el anillo del electrodo hasta que está situado nivelado con la parte superior del puerto del electrodo de titanio. El disco de la membrana que contiene una enzima fue entonces claramente visible por debajo de la membrana exterior, como un disco amarillo.

Claims (31)

1. Una membrana que contiene una enzima que comprende una red de polímero semi-interpenetrante de politetrafluoroetileno fibrilado y un compuesto de silicona en la que la red está infiltrada con una enzima.

2. La membrana de la reivindicación 1 en la que el compuesto de silicona es un poliorganosiloxano entrecruzado.

3. La membrana de la reivindicación 2 en la que el poliorganosiloxano es polidimetilsiloxano.

4. La membrana de la reivindicación 1 en la que la enzima oxida la glucosa y genera peróxido de hidrógeno.

5. La membrana de la reivindicación 1 en la que la enzima está inmovilizada en dicha red.

6. La membrana de la reivindicación 5 en la que la enzima está inmovilizada como un gel enzimático.

7. La membrana de la reivindicación 4 en la que la enzima es una oxidasa.

8. La membrana de la reivindicación 7 en la que la oxidasa es glucosa oxidasa.

9. La membrana de la reivindicación 1 en la que la membrana tiene una porosidad de 25% a 55%.

10. La membrana de la reivindicación 9 en la que la membrana contiene 15 a 40% en volumen del compuesto de silicona.

11. Un sistema de membranas que comprende: una membrana exterior; y una membrana interior, en el que la membrana interior es una membrana que contiene una enzima que tiene una red de polímero semi-interpenetrante de politetrafluoroetileno fibrilado y un compuesto de silicona, en el que la red está infiltrada con una enzima.

12. El sistema de membranas de la reivindicación 11 en el que la membrana exterior comprende policarbonato.

13. El sistema de membranas de la reivindicación 11 en el que la membrana interior contiene aproximadamente 15 a 40% en volumen de dicho compuesto de silicona.

14. El sistema de membranas de la reivindicación 13 en el que el compuesto de silicona de la membrana que contiene una enzima es un poliorganosiloxano entrecruzado.

15. El sistema de membranas de la reivindicación 14 en el que el poliorganosiloxano es polidimetilsiloxano.

16. El sistema de membranas de la reivindicación 11 en el que la enzima de la membrana que contiene una enzima es una enzima o una combinación de enzimas que oxidan la glucosa y generan peróxido de hidrógeno.

17. El sistema de membranas de la reivindicación 16 en el que la enzima está inmovilizada en dicha membrana interior.

18. El sistema de membranas de la reivindicación 17 en el que la enzima está inmovilizada como un gel enzimático.

19. El sistema de membranas de la reivindicación 16 en el que la enzima es una oxidasa.

20. El sistema de membranas de la reivindicación 19 en el que la oxidasa es glucosa oxidasa.

21. El sistema de membranas de la reivindicación 11 en el que la membrana que contiene una enzima tiene una porosidad de 25% a 55%.

22. Un sensor de glucosa que comprende: un sistema de membranas que tiene una membrana exterior; y una membrana interior, en el que la membrana interior es una membrana que contiene una enzima que incluye una red de polímero semi-interpenetrante de politetrafluoroetileno fibrilado y un compuesto de silicona, en el que la red está infiltrada con una enzima, y en el que la membrana exterior restringe el flujo de glucosa hacia la membrana interior; un electrodo que oxida el peróxido de hidrógeno; y en el que la membrana interior está dispuesta entre la membrana exterior y el electrodo.

23. El sensor de glucosa de la reivindicación 22 en el que la membrana exterior del sistema de membranas comprende policarbonato.

24. El sensor de glucosa de la reivindicación 22 en el que el compuesto de silicona de la membrana que contiene una enzima es un poliorganosiloxano entrecruzado.

25. El sensor de glucosa de la reivindicación 24 en el que el poliorganosiloxano es polidimetilsiloxano.

26. El sensor de glucosa de la reivindicación 22 en el que la enzima de la membrana que contiene una enzima es una enzima o combinación de enzimas que oxidan la glucosa y generan peróxido de hidrógeno.

27. El sensor de glucosa de la reivindicación 22 en el que la enzima está inmovilizada en la membrana que contiene una enzima.

28. El sensor de glucosa de la reivindicación 22 en el que la enzima está inmovilizada como un gel enzimático.

29. El sensor de glucosa de la reivindicación 26 en el que la enzima es una oxidasa.

30. El sensor de glucosa de la reivindicación 29 en el que la oxidasa es glucosa oxidasa.

31. El sensor de glucosa de la reivindicación 22 en el que la membrana que contiene una enzima tiene una porosidad de 25% a 55%.