JP2010517054A - 複素環式窒素含有ポリマーで被覆された検体監視装置および使用方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、ビニルピリジンなどの複素環式窒素基を含む膜に関しおよびこのような膜が取り付けられた電気化学センサーに関する。これらの膜は、電気化学センサー中の作用電極への検体の拡散を制限するのに有用であり、これによって、センサーは飽和されないおよび／または検体濃度の広範囲にわたった線形応答を維持する。本明細書に記載の膜が取り付けられた電気化学センサーは、種々の条件で高い感度および安定性ならびに信号対雑音の大きな比を示す。

Description

酵素に基づくバイオセンサーは、検体濃度に依存した生化学的反応信号を光信号または電気信号などの測定可能な物理的信号に変換する装置である。このようなバイオセンサーは、臨床、環境、農業およびバイオテクノロジーの用途における検体の検出に広く使用されている。人体の体液の臨床分析において測定可能な検体としては、例えばグルコース、ラクテート、コレステロール、ビリルビンおよびアミノ酸が挙げられる。血液などの生体液中の検体の検出は、多くの疾患の診断および監視において重要である。

電流（アンペロメトリックバイオセンサー）または電荷（電量バイオセンサー）などの電気信号を介して検体を検出するバイオセンサーは、多くの重要な生物検体の生化学反応が電子移動を伴うため特に関心が持たれている。例えばグルコースとグルコースオキシダーゼとの反応は、グルコースから酵素への電子の移動を伴い、グルコノラクトンおよび還元された酵素が生成する。アンペロメトリックグルコースバイオセンサーの一例では、グルコースは、体液中の酵素によりグルコースオキシダーゼ触媒反応を介して酸化され、グルコノラクトンおよび過酸化水素を生成し、次にこの過酸化水素は電気的酸化され、従って過酸化水素は体液中のグルコース濃度と相関がある。

あるバイオセンサーは、単なる例であるが哺乳動物などの生きている動物の体または人体に埋め込む用に設計されている。埋め込み型アンペロメトリックバイオセンサーの１つにおいて、作用電極は典型的に、電極の伝導性材料と直接接触する検知層および検知層の上面上の拡散制限膜層にて構成されている。この検知層は典型的に、酵素、ウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）などの場合による酵素安定剤および検知層成分を架橋させる架橋剤からなる。または、検知層は、酵素、ポリマーレドックスメディエーターおよび検知層成分を架橋させる架橋剤からなり、これは「ワイヤード酵素」（ｗｉｒｅｄ−ｅｎｚｙｍｅ）バイオセンサーの場合である。

埋め込み型アンペロメトリックグルコースセンサーの１つでは、グルコースの検知層への流量を制御または制限するために、膜が好都合であるまたは必要となることが多い。説明として、膜を有さないグルコースセンサーでは、グルコースの検知層への流量がグルコース濃度と共に直線的に増加する。検知層に到達するすべてのグルコースが消費されると、測定される出力信号は、グルコースの流量に線形比例し、従ってグルコース濃度に線形比例する。しかし、グルコースの消費が、検知層中の１つまたはそれ以上の化学反応または電気化学反応の速度によって制限される場合、測定される出力信号は、もはやグルコースの流量によっては制御されず、もはやグルコースの流量または濃度には線形比例しない。この場合、検知層に到達するグルコースの一部しか電流に寄与しない。この電流は、もはやグルコース濃度と共に直線的に増加することはなく、飽和が起こり、これは、グルコース濃度の所与の増加分に対する増加量が次第に減少し、最終的にはグルコース濃度が増加しても増加が起こらなくなることを意味する。他方、拡散制限膜を取り付けたグルコースセンサーでは、膜によってグルコースの検知層への流量が減少し、そのためセンサーは飽和しない、またははるかに高いグルコース濃度でのみ飽和するようになり、そのためグルコース濃度が高い場合にグルコース濃度の増加を効率的に解消するよう操作することができる。

グルコース拡散制限膜を開発するために種々の試みが行われている。しかし、これらの膜は通常ポリマー製であり、これらの平均厚さおよび／またはこれらの厚さの微小な均一性のいずれも、制御および／または再現が困難であった。その結果、このような膜を使用するグルコースセンサーの感度を決定する、膜を通過するグルコースの流量が大きくばらつき、膜製造プロセスにおける適切な制御ができないことを示している。従って、グルコースの検知層への流量を適切に制御し、機械的に強靱で、生体適合性であり、ならびに容易におよび再現性良く製造できるグルコース拡散制限膜が必要とされている。

埋め込み型アンペロメトリックグルコースまたは他の検体センサーでは、検知層への干渉物質（ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｔ）、検体によって発生する電流などの信号に影響するインターフェラント（ｉｎｔｅｒｆｅｒａｎｔ）の流量を制御または制限するために、この膜も好都合または必要となり得る。信号に影響することで、インターフェラントによって測定誤差が生じる。好ましい膜は、グルコースなどの検体の流量よりもインターフェラントの流量を減少させる。

発明の要旨
本出願は、ビニルピリジンなどの複素環式窒素基を含む膜、およびこのような膜が取り付けられた電気化学センサーに関する。膜は、電気化学センサー中の作用電極への検体の拡散を制限するのに有用であり、これによってセンサーは飽和が起こらない、および／または検体濃度の広範囲にわたった線形応答を維持する。本明細書に記載の膜が取り付けられた電気化学センサーは種々の条件で高い感度および安定性、ならびに大きな信号対雑音比を示す。

電気化学センサーがここに開示され、この電気化学センサーは、作用電極（この作用電極はこの電極の伝導性材料に接触している検知層を有する。）、検知層の上に配置された膜［この膜は、架橋剤および式

（式中、水平実線はポリマー主鎖を表し、ｎは正の整数である。）のポリマーを含む。］および対電極（この対電極は作用電極と電気化学的に連絡している。）を含む。

ある実施形態において、作用電極の検知層はグルコース応答性酵素を含む。ある実施形態において、作用電極の検知層はレドックスメディエーターを含む。ある実施形態において、このレドックスメディエーターは、ルテニウム含有錯体およびオスミウム含有錯体からなる群より選択される錯体を含む。ある実施形態においては、レドックスメディエーターは作用電極に対して非浸出性である。ある実施形態において、レドックスメディエーターは作用電極上に固定されている。

ある実施形態において、ポリマーは式

（式中、ｎは正の整数である。）を含む。ある実施形態において、架橋剤はポリ（エチレングリコール）を含む。ある実施形態において、このポリ（エチレングリコール）はポリ（エチレングリコール）ジグリシジルエーテルである。ある実施形態において、膜は、膜を通過するグルコースまたはラクテートの流量を制限する。ある実施形態において、膜は、インビボで膜を通過するグルコースまたはラクトースの流量を制限する。

バイオセンサー中に使用される電極もまたここに開示され、この電極は、検知層（この検知層は電極の伝導性材料と接触している。）および膜（この膜は検知層の上に配置されている。）を含み、この膜は架橋剤および式

（式中、水平実線はポリマー主鎖を表し、ｎは正の整数である。）を有するポリマーを含む。

ある実施形態において、作用電極の検知層はグルコース応答性酵素を含む。ある実施形態において、作用電極の検知層はレドックスメディエーターを含む。ある実施形態において、このレドックスメディエーターは、ルテニウム含有錯体およびオスミウム含有錯体からなる群より選択される錯体を含む。ある実施形態において、このレドックスメディエーターは作用電極に対して非浸出性である。ある実施形態において、レドックスメディエーターは作用電極上に固定される。ある実施形態において、ポリマーは式

（式中、ｎは正の整数である。）を含む。ある実施形態において、架橋剤はポリ（エチレングリコール）を含む。ある実施形態において、このポリ（エチレングリコール）はポリ（エチレングリコール）ジグリシジルエーテルである。ある実施形態において、膜は、膜を通過するグルコースまたはラクテートの流量を制限する。ある実施形態において、膜は、インビボで膜を通過するグルコースまたはラクトースの流量を制限する。

検体センサー組立体もまたここに開示され、この検体センサー組立体は、可撓性基体を含む電気化学センサー｛これは、（ｉ）少なくとも１つの作用電極［この作用電極は検知層およびこの検知層の上に配置された膜（この膜は、架橋剤および式

（式中、水平実線はポリマー主鎖を表し、ｎは正の整数である。）を有するポリマーを含む。）を含む。］、（ｉｉ）少なくとも１つの対電極、および（ｉｉｉ）作用電極および対電極のそれぞれに連結された少なくとも１つの接触パッドを含み、この電気化学センサーは、作用電極および対電極を含む電気化学センサーの一部が皮膚を通過して埋め込まれるように適合されている。｝ならびに電気化学センサー制御装置（この電気化学制御装置は、（ｉ）皮膚上に配置されるように適合されたハウジング；（ｉｉ）ハウジング上に配置され、電気化学センサーの接触パッドに連結されるように構成された複数の伝導性接点；および（ｉｉｉ）ハウジング中に配置され、電気化学センサーを使用して得られたデータを伝送するために複数の伝導性接点に連結された無線送信機を含む。）を含む。

ある実施形態において、作用電極の検知層はグルコース応答性酵素を含む。ある実施形態において、作用電極の検知層はレドックスメディエーターを含む。ある実施形態において、このレドックスメディエーターは、ルテニウム含有錯体およびオスミウム含有錯体からなる群より選択される錯体を含む。ある実施形態において、レドックスメディエーターは作用電極に対して非浸出性である。ある実施形態において、レドックスメディエーターは作用電極上に固定される。ある実施形態において、ポリマーは式

（式中、ｎは正の整数である。）を含む。ある実施形態において、架橋剤はポリ（エチレングリコール）を含む。ある実施形態において、このポリ（エチレングリコール）はポリ（エチレングリコール）ジグリシジルエーテルである。ある実施形態において、膜は、膜を通過するグルコースまたはラクテートの流量を制限する。ある実施形態において、膜は、インビボで膜を通過するグルコースまたはラクトースの流量を制限する。

検体監視システムを使用して検体量を監視する方法がまた開示される。この方法は、電気化学センサーを患者の皮膚に挿入すること；電気化学センサー制御装置を患者の皮膚に取り付けること；センサー制御装置中に配置された複数の伝導性接点をセンサー上に配置された複数の接触パッドに連結すること；センサー制御装置を使用して、センサーによって発生した信号から検体量に関するデータを収集すること；センサー制御装置の無線送信機を使用して、収集したデータを表示装置に伝送すること；および表示装置のディスプレイ上に検体量の表示を表示することを含む。

ある実施形態において、検体はグルコースである。ある実施形態において、ポリマーは式

（式中、ｎは正の整数である。）を含む。ある実施形態において、架橋剤はポリ（エチレングリコール）を含む。ある実施形態において、このポリ（エチレングリコール）はポリ（エチレングリコール）ジグリシジルエーテルである。ある実施形態において、データ収集は、センサーから信号を発生させて、これらの信号を処理してデータを得ることを含む。ある実施形態において、このデータは、センサーからの信号を含む。ある実施形態において、この方法は、データが警報状態を示す場合に警報を作動させることをさらに含む。ある実施形態において、この方法は、データに応答してインスリンなどの薬剤を投与することをさらに含む。ある実施形態において、この方法は、データを較正するために較正装置から較正値を得ることをさらに含む。ある実施形態において、この較正装置は表示装置に連結される。ある実施形態において、この方法は、較正値を表示装置中の送信機からセンサー制御装置中の受信機に伝送することをさらに含む。

本発明のこれらおよび他の目的、利点および特徴は、以下により十分に説明される本発明の詳細を読めば、当業者に明らかとなる。

以下の詳細の説明を添付の図面と併せて読めば、本発明を最もよく理解できる。慣例として、図面中の種々の特徴が縮尺通りには描かれていないことを強調しておく。一方、種々の特徴の寸法は、明確にするために任意に拡大または縮小している。図面中には以下の図が含まれる。

図１は、本明細書に記載の拡散制限膜を有する２つのセンサー（ＰＶＰ１およびＰＶＰ２）の較正曲線である。２つのセンサーのどちらも３７℃において同時に試験され。これらのセンサーをＰＢＳ緩衝溶液（ｐＨ７）中に入れ、各センサーの出力電流を経時で測定した。 図２は、本明細書に記載の拡散制限膜を有する２つのセンサー（ＰＶＰ１およびＰＶＰ２）の較正曲線である。２つのセンサーのどちらも３７℃において同時に試験された。これらのセンサーをＰＢＳ緩衝溶液（ｐＨ７）中に入れ、各センサーの出力電流を種々のグルコース濃度（ｍＭ）で測定した。 図３は、本明細書に記載の拡散制限膜を有する２つのセンサーを同時に試験した場合の安定性曲線である。各センサーを種々のグルコース濃度でＰＢＳ緩衝溶液（ｐＨ７）中に入れ、各センサーの出力電流を、室温（ＲＴ）または５６℃で１週間保管後（５６Ｃ／１ｗｋ）に使用のいずれかで測定した。測定した出力電流（ｎＡ）をグルコース濃度（ｍＭ）に対してプロットした。 図４Ａは、２電極グルコースセンサーの部分の概略側面図である。２電極グルコースセンサーは、本発明による、作用電極、複合対／基準電極および両電極が封入された、浸漬被覆された膜を有する。 図４Ｂは図４の典型的なセンサーの概略上面図である。 図４Ｃは図４の典型的なセンサーの概略底面図である。 図５は、皮膚に部分的に埋め込まれていときに見られる経皮的電気化学センサーの概略斜視図である。 本明細書に記載の拡散制限膜を有する２つのセンサー（ＰＶＰ１およびＰＶＰ２）の較正曲線および式

の拡散制限膜を有する２つのセンサー（ｃｎｔｌ１およびｃｎｔｌ２）の較正曲線を示す。

各組の膜は３７℃において同時に試験された。センサーをＰＢＳ緩衝溶液（ｐＨ７）中に入れ、各センサーの出力電流を経時で測定した。本発明の膜の応答時間は５５秒であったが、ｃｎｔｌ１およびｃｎｔｌ２の膜の応答時間は１３８秒であった。このことは、本発明の膜が同じ目的で使用される他のポリマー膜よりも応答時間が速いことを示している。

本発明を説明する前に、本発明は、説明する特定の実施形態に限定されるものではなく、当然ながら変動し得ることを理解されたい。本明細書において使用される専門用語は、特定の実施形態の説明のみを目的としており、本発明の範囲は添付の特許請求の範囲によってのみ限定されるので、限定を意図したものではないことも理解されたい。

ある値の範囲が与えられた場合、文脈上明確に他のことを示すのでなければ、この範囲の上限と下限の間で、下限の単位の十分の一までのそれぞれの間にある値も特に開示されることを理解されたい。あらゆる記載の値または記載の範囲内にある値と、この記載の範囲内の別のあらゆる記載の値または間にある値との間にあるすべてのより小さな範囲も本発明に含まれる。これらのより小さな範囲の上限および下限は独立に、この範囲内に含まれる場合も含まれない場合もあり、このより小さな範囲に極限値のいずれかが含まれる、いずれも含まれない、または両方とも含まれる各範囲も本発明に含まれ、記載の範囲内で特定のあらゆる極限値が排除され得る。記載の範囲が一方または両方の極限値を含む場合、これらの含まれる極限値のいずれかまたは両方を含まない範囲も本発明に含まれる。

特に定義しない限り、本明細書において使用されるすべての技術用語および科学用語は、本発明が属する当業者が一般に理解している意味と同じ意味を有する。本明細書に記載されるものと類似または等価のあらゆる方法および材料を、本発明の実施または試験に使用することができるが、可能性があり好ましい一部の方法および材料についてこれより説明する。本明細書において言及されるすべての刊行物は、刊行物への言及に関連して、方法および／または材料の開示および説明のために本明細書に参照により組み入れられる。本開示は、不一致が生じる程度まで、組み入れられた刊行物のすべての開示よりも優先されることを理解されたい。

文脈が明らかに他のことを示しているのでなければ、本明細書および添付の特許請求の範囲において使用される場合、単数形の不定冠詞および定冠詞は複数形の指示対象を含んでいることに留意されたい。従って、例えば「細胞」（ａ ｃｅｌｌ）に関する言及は、複数のこのような細胞を含んでおり、「この化合物」（ｔｈｅ ｃｏｍｐｏｕｎｄ）は、１種類以上の化合物および当業者に周知のこれらの同等物への言及を含んでいる、などとなる。

本明細書において議論される刊行物は、単に、本出願の出願日以前の開示であることから提供されている。従来の発明によるこのような刊行物のために、本発明がこのような刊行物に先行する権利を有さないことを認めるものとして、ここに解釈されるべきではない。さらに、提供された刊行物の日付が実際の刊行日とは異なる場合があり、これらは独立に確認が必要となり得る。

発明の詳細な説明
本出願は、ビニルピリジン基を含む膜に関しおよびこのような膜が取り付けられた電気化学センサーに関する。これらの膜は、電気化学センサー中の作用電極への検体の拡散を制限するのに有用であり、それにより、センサーは、飽和されないおよび／または検体濃度の広範囲にわたって線形応答を維持する。本明細書に記載の膜が取り付けられた電気化学センサーは、種々の条件で大きな感度および安定性ならびに信号対雑音の大きな比を示す。

一般に、ここに記載の膜は、複素環式窒素基を含有する変性ポリマーをアルコール−緩衝液混合溶媒中で架橋させ、時間をかけてこの膜溶液を硬化させることにより形成される。得られた膜は、生体液を伴うスペースなどのあるスペースから、酵素含有検知層を伴うスペースなどの別のスペースへの検体の流量を制限することができる。「生物学的流体」または「生体液」は、血液、間質液、血漿、皮膚液（ｄｅｒｍａｌ ｆｌｕｉｄ）、汗および涙などの検体を測定することができるあらゆる体液または体液誘導体である。ワイヤード酵素（ｗｉｒｅｄ−ｅｎｚｙｍｅ）検知層およびここに記載のグルコース拡散制限層で構成されるアンペロメトリックグルコースセンサーは非常に安定であり、広い線形検出範囲を有する。

拡散制限膜
拡散制限膜は、複素環式窒素基を有するポリマーを含み、以下の一般式Ｉを有する。

式中、水平線はポリマー主鎖を表し、ｎは約１５０から約１５，０００の正の整数であり、例えば約５００から約１２，０００、約７５０から約１０，０００、約１，０００から約９，０００、例えば約１，５００、２，０００、２，５００、５，０００、７，０００などの正の整数である。用語「複素環式窒素基」は、構造の環の中に窒素を含有する環構造を意味する。

ある実施形態において、ポリマー主鎖は、ここにおいて「Ｄ」と称されるコポリマー成分をさらに含む。コポリマー成分の例としては、フェニルアルキル、アルコキシスチレン、ヒドロキシアルキル、アルコキシアルキル、アルコキシカルボニルアルキル、ならびにポリ（エチレングリコール）またはポリヒドロキシル基を含有する分子が挙げられるがこれらに限定されるものではない。出発物質として好適な一部のポリ（複素環式窒素−コ−Ｄ）ポリマーは市販されている。例えばポリ（２−ビニルピリジン−コ−スチレン）、ポリ（４−ビニルピリジン−コ−スチレン）およびポリ（４−ビニルピリジン−コ−メタクリル酸ブチル）はＡｌｄｒｉｃｈ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｃｏｍｐａｎｙ，Ｉｎｃ．より入手可能である。他のポリ（複素環式窒素−コ−Ｄ）ポリマーは、周知の方法を使用してポリマー化学の当業者によって容易に合成され得る。例えばＤは、（４−ビニルピリン−コ−スチレン）またはポリ（４−ビニルピリジン−コ−メタクリル酸ブチル）などのポリビニルピリジン−ポリ−Ｄのスチレン成分またはメタクリル酸Ｃ１−Ｃ１８アルキル成分である。Ｄは、限定するものではないが、疎水性、親水性、溶解性、生体適合性、弾性および強度などの膜の種々の望ましい性質に寄与し得る。Ｄは、例えば検体の透過性および望ましくない干渉成分の非浸透性に関してポリマーから製造される膜を最適化または「微調整」できるように選択され得る。

式Ｉの複素環式窒素基として、ピリジン、イミダゾール、オキサゾール、チアゾール、ピラゾールまたはこれらのあらゆる誘導体が挙げられるが、これらに限定されるものではない。ある実施形態において、複素環式窒素基は、２−、３−または４−ビニルピリジンなどのビニルピリジンまたは１−、２−または４−ビニルイミダゾールなどのビニルイミダゾールである。ある実施形態において、複素環式窒素基は、４−ビニルピリジンであり、そのためこのポリマーはポリ（４−ビニルピリジン）の誘導体となる。用語「ポリビニルピリジン」または「ＰＶＰ」は、ポリ（４−ビニルピリジン）、ポリ（３−ビニルピリジン）またはポリ（２−ビニルピリジン）ならびにビニルピリジンおよび第２または第３のコポリマー成分のあらゆるコポリマーを意味する。このようなポリ（４−ビニルピリジン）膜の一例は以下の一般式の式ＩＩ

（式中、水平線はポリマー主鎖を表し、ｎは正の整数である。）を有する。このようなポリ（４−ビニルピリジン）膜の別の例は以下の一般式の式ＩＩＩ

（式中、ｎは正の整数である。）を有する。

ある実施形態において、膜は架橋剤をさらに含む。「架橋剤」は、少なくとも２つの分子を互いに結合させたり、同じ分子の少なくとも２つの部分を互いに結合させたりすることができる少なくとも２つの反応性基を含有する分子である。少なくとも２つの分子の結合は分子間架橋と呼ばれ、一方、同じ分子の少なくとも２つの部分の結合は分子内架橋と呼ばれる。２つを超える反応性基を有する架橋剤は、分子間および分子内の両方の架橋を同時に行うことができる。「反応性基」は、分子の官能基であって、別の化合物と反応して、その別の化合物の少なくとも一部を分子に結合させることができる官能基である。反応性基としては、カルボキシ、活性化エステル、ハロゲン化スルホニル、スルホネートエステル、イソシアネート、イソチオシアネート、エポキシド、アジリジン、ハライド、アルデヒド、ケトン、アミン、アクリルアミド、チオール、アシルアジド、ハロゲン化アシル、ヒドラジン、ヒドロキシルアミン、ハロゲン化アルキル、イミダゾール、ピリジン、フェノール、スルホン化アルキル、ハロトリアジン、イミドエステル、マレイミド、ヒドラジド、ヒドロキシおよび光反応性アジドアリール基が挙げられる。活性化エステルは、当分野において理解されているように、一般に、スルホ、ニトロ、シアノまたはハロ基などの電子吸引基で置換されたスクシンイミジル、ベンゾトリアゾリルまたはアリールのエステル；またはカルボジイミドで活性化されたカルボン酸が挙げられる。

膜に使用すると好適な架橋剤としては、ポリマーのピリジン基などの複素環式窒素基と反応可能な二、三または四官能性の基などの少なくとも２つの反応性基を有する分子が挙げられる。好適な架橋剤としては、ポリ（エチレングリコール）またはポリ（プロピレングリコール）、エポキシド（グリシジル基）、アジリジン、ハロゲン化アルキルならびにスルホネートエステルの誘導体が挙げられるが、これらに限定されるものではない。架橋剤のアルキル化基は好ましくはグリシジル基である。好ましくはグリシジル架橋剤は、約２００から約４，０００の分子量を有し、水溶性である、またはアルコールなどの水混和性溶媒に対して可溶性である。好適な架橋剤の例としては、分子量が約２５０から約２０００、例えば約３５０から約１５０、例えば約６５０であるポリ（エチレングリコール）ジグリシジルエーテルが挙げられるが、これに限定されるものではない。典型的な架橋剤の１つは以下の一般式の式ＩＶ

（式中、ｎは、約１から約１５などの正の整数であり、例えば約８、９、１０、１１などである。）を有する。

ある実施形態において、膜被覆溶液は、大規模製造において適度なポットライフを有するように、膜溶液の分散中に遅い架橋反応を有することが望ましい。架橋反応が速いと、被覆溶液の粘度が急速に変化し、それによって被覆が困難になる。例えば架橋反応は、膜溶液の供給中は遅く、周囲温度、または可能であれば高温での膜の硬化中に加速される。

膜の製造方法の一例をこれより説明する。例えばポリマーおよび好適な架橋剤を緩衝液含有溶媒、典型的には緩衝液−アルコール混合溶媒に溶解させて、膜溶液を形成する。ある実施形態においては、この緩衝液はｐＨが約７．５から約９．５であり、アルコールはエタノールである。例えば緩衝液は１０ｍＭ（２−（４−（２−ヒドロキシエチル）−１−ピペラジン）エタンスルホネート）（ＨＥＰＥＳ）緩衝液（ｐＨ８）である、エタノール対緩衝液の体積比は約９５：５から約０：１００である。緩衝液の最小量は、架橋化学反応に必要な量である。ポリマーおよび架橋剤を溶解させるのに必要な溶媒の量は、ポリマーおよび架橋剤の性質に依存して変動し得る。例えば比較的疎水性のポリマーおよび／または架橋剤を溶解させるためには、より高い比率のアルコールが必要となり得る。

ポリマー対架橋剤の比は、最終的な膜の性質のために重要である。例えば架橋剤量が不十分である場合または極端に過剰の架橋剤が使用される場合には、架橋が不十分になり、膜は弱くなる。さらに、適量を超える架橋剤が使用される場合、膜の架橋が過剰になるため、膜が非常に脆くなりおよび／または検体の拡散を妨害する。従って、望ましいまたは有用な膜を作製するために使用すべき所与のポリマーと所与の架橋剤との最適比が存在する。例えば前述の式ＩからＩＩＩのいずれかのポリマーおよび分子量が約２００から約４００のポリ（エチレングリコール）ジグリシジルエーテル架橋剤の場合、最適なポリマー対架橋剤の重量比は、典型的に約４：１から約３２：１である。例えばこの範囲は、約２：１から約２５：１、例えば約３：１から約２２：１、約４：１から約２０：１、約５：１から約１６：１などである。さらなる例として、前述の式ＩＩＩのポリマーおよび分子量が約６５０のポリ（エチレングリコール）ジグリシジルエーテル架橋剤の場合、最適なポリマー対架橋剤の重量比は、典型的に約１０：１である。

膜溶液は、酵素含有検知層の上に膜が配置されることで有益となり得る種々のバイオセンサーの上に被覆することができる。「検知層」は、検体の電気分解を促進する成分を含むセンサーの一構成要素である。検知層は、電子移動剤、電極における応答を発生させる検体の反応を触媒する触媒またはこれらの両方などの成分を含むことができる。センサーのある実施形態において、検知層は、作用電極の近傍または作用電極上に非浸出的に配置される。「非浸出性」または「非放出性」の化合物、または「非浸出的に配置された」化合物は、センサーが使用される期間（例えばセンサーが患者に埋め込まれる期間またはサンプルが測定される期間）に作用電極の作用面から実質的に拡散しないようにセンサー上に固定された化合物を規定することを意味する。「作用面」は、電子移動剤で被覆されたまたは電子移動剤が到達可能でありおよび検体含有流体に曝露するように構成された作用電極の部分である。

ある実施形態において、検知層はレドックスメディエーターをさらに含む。「レドックスメディエーター」は、信号を発生する１つまたはそれ以上の反応の１つまたはそれ以上のステップにて電信を運搬する電子移動剤であり、検体、検体を還元するまたは検体を酸化する酵素および電極の間などにて、直接または１つまたはそれ以上の追加の電子移動剤を介して電子を運搬する。ポリマー主鎖を含むレドックスメディエーターは「レドックスポリマー」と称されることもある。レドックスメディエーターとしては、ルテニウム含有錯体およびオスミウム含有錯体が挙げられる。

このようなバイオセンサーの例としては、グルコースセンサーおよびラクテートセンサーが挙げられるが、これらに限定されるものではない（内容全体が参照により本明細書に組み入れられる、Ｈｅｌｌｅｒらに与えられた米国特許６，１３４，４６１を参照することができる。）。被覆プロセスは、スピン被覆、ディップ被覆、ドクターブレーディング（ｄｏｃｔｏｒ ｂｌａｄｉｎｇ）または膜溶液の液滴の検知層上への供給などのあらゆる一般に使用される技術を含むことができ、その後周囲条件下で典型的には１から２日間硬化させることができる。被覆プロセスの個別の詳細（浸漬時間、浸漬頻度、浸漬回数など）は変化させることができる。

センサーの製造は典型的には、酵素含有検知層を作用電極の上に堆積することならびに検知層上および場合によりしかし好ましくは対電極および基準電極の上にも拡散制限膜層を成型することを含む。３電極設計などの他の構成を有するセンサーも同様の方法で作製することができる。

電気化学センサー
ポリビニルピリジンなどの複素環式窒素基を含む膜が上に堆積された少なくとも１つの作用電極を含む電気化学センサーは、基体上に形成することができる。このセンサーは、少なくとも１つの対電極（または対／基準電極）および／または少なくとも１つの基準電極を含むこともできる。「電気化学センサー」は、センサー上の電気化学的な酸化または還元反応を介してまたは少なくとも１つの化学反応がセンサー上の電気化学的な酸化または還元反応である一連の化学反応を介して、サンプル中の検体の存在の検出および／または検体量の測定を行うために構成された装置である。これらの反応は、サンプル中の検体の量、濃度またはレベルと関連づけることができる電気信号に変換される。

「作用電極」は、検体またはそのレベルが検体量に依存する化合物を、電子移動剤を媒介してまたは媒介せずに、電気的酸化または電気的還元する電極である。「対電極」は作用電極と対になる電極を意味し、作用電極を通過する電流と大体量が等しく符号が反対の電流がこの対電極を流れる。本発明の文脈において、用語「対電極」は、基準電極としても機能する対電極（即ち、対／基準電極）を含むことを意味する。特に明記しない限り、用語「基準電極」は、ａ）基準電極およびｂ）対電極としても機能する基準電極（即ち、対／基準電極）の両方を含んでいる。特に明記しない限り、用語「対電極」は、ａ）対電極およびｂ）基準電極としても機能する対電極（即ち、対／基準電極）の両方を含んでいる。

対電極および／または基準電極は、基材上に形成することもできる、または分離していてもよい。例えば対電極および／または基準電極は、共に患者に埋め込まれる第２の基材上に形成され得、埋め込み型のセンサーのある実施形態では、対電極および／または基準電極を患者の皮膚上に配置し、１つまたはそれ以上の作用電極を患者に埋め込むことができる。皮膚上の対電極および／または基準電極と埋め込み型作用電極との併用は米国特許５，５９３，８５２に記載されている。

１つまたはそれ以上の作用電極は、基材上に配置された導電性トレース（ｔｒａｃｅ）を使用して形成される。対電極および／または基準電極ならびに温度プローブなどのセンサーの他の任意の部分も、基材上の導電性トレースを使用して形成することができる。これらの導電性トレースは、基体の平滑な表面上に形成されるまたは例えばエンボス加工により、くぼみ加工によりまたは基体中にくぼみを形成する他の方法により形成されたチャネル内に形成されることができる。

多くの場合、特に裸の電極上で所望の速度および／または所望の特異性で検体を電気分解できない場合に、検体の電気化学的検出およびサンプル流体中のその量の測定を促進するために、検知層が少なくとも１つの作用電極の近傍または上に形成される。検知層は、検体と作用電極との間で直接的または間接的に電子を移動させるための電子移動剤を含むことができる。「電子移動剤」は、直接にまたは他の電子移動剤と協働して、検体と作用電極との間で電子を運ぶ化合物である。電子移動剤の一例はレドックスメディエーターである。

検知層は、検体の反応を触媒する触媒を含有することもできる。検知層の構成要素は、作用電極の近傍にあるまたは接触している流体またはゲル中に存在することができる。または、検知層の構成要素は、作用電極の近傍または上にあるポリマーまたはゾル−ゲルマトリックス中に配置され得る。一般に、検知層の構成要素は、非浸出的にセンサー内に配置される。例えばセンサーの構成要素は、センサー内に固定される。電極および検知層に加えて、センサーは、温度プローブ、生体適合層および／または他の任意の構成要素を含むこともできる。化合物が表面上に取り込まれるまたは化学的に結合する場合に、この化合物は表面上に「固定される」ことになる。例えば構成要素が、センサーの成分に共有結合、イオン結合または配位結合するおよび／またはポリマーまたはゾル−ゲルマトリックスまたは膜の中に取り込まれることで、これらの構成要素の拡散による減少が起こらない場合に、構成要素がセンサー内に「固定される」ことになる。

例えばグルコースまたはラクテートのセンサーは、第１の検知層を含むことができ、第１の検知層は、作用電極から間隔を開けて配置され、酵素、例えばグルコースオキシダーゼまたはラクテートオキシダーゼを含有する。適切な酵素の存在下でグルコースまたはラクテートが反応すると過酸化水素を形成する。作用電極の直接上に第２の検知層が設けられ、第２の検知層はペルオキシダーゼ酵素および過酸化水素に応答して電極において信号を発生する電子移動剤を含有する。次に、センサーによって示された過酸化水素量は、グルコースまたはラクテートの量と関連づけられる。グルコースオキシダーゼまたはラクテートオキシダーゼを有する１つの検知層を使用し、この１つの検知層中にペルオキシダーゼを配置することで、同様に作動する別のセンサーを作製することもできる。このようなセンサーの例は、米国特許５，５９３，８５２、米国特許出願０８／５４０，７８９およびＰＣＴ特許出願ＵＳ９８／０２４０３に記載されている。

ある実施形態において、１つまたはそれ以上の作用電極は、対応する検知層を有しないまたは、検体の電気分解に必要な１つまたはそれ以上の構成要素（例えば電子移動剤または触媒）を含有しない検知層を有する。この作用電極が発生する信号は、典型的に流体中の干渉物質および他の発生源、例えば電気的酸化または電気的還元が可能なイオンによって生じ、検体に応答したものではない（検体の電気的酸化または電気的還元が起こらないため）。従って、この作用電極の信号は背景信号に加えられる。この背景信号を、完全に機能する検知層を随伴する別の作用電極から得られた検体信号から減ずることができる。

基体は、種々の非伝導性材料、例えばポリマーまたはプラスチック材料およびセラミック材料を使用して形成することができる。個別のセンサーに適した材料は、少なくとも部分的に、センサーの所望の使用および材料の性質に基づいて決定することができる。

ある実施形態において、基体は可撓性である。例えばセンサーが患者体内に埋め込まれるよう構成される場合、センサーの埋め込みおよび／または着用によって生じる患者の痛みおよび組織の損傷を軽減するために、センサーを可撓性にすることができる（しかし、埋め込み型センサーに剛性センサーを使用することもできる。）。多くの場合、可撓性基体は患者の快適さを増加させ、より広範囲の活動が可能になる。可撓性基体に適した材料としては、例えば非伝導性プラスチックまたはポリマー材料および他の非伝導性のおよび可撓性の変形性材料が挙げられる。有用なプラスチックまたはポリマー材料の例としては、ポリカーボネート、ポリエステル（例えばＭｙｌａｒ（商標）およびポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ））、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）、ポリウレタン、ポリエーテル、ポリアミド、ポリイミドなどの熱可塑性物質、または、ＰＥＴＧ（グリコール変性ポリエチレンテレフタレート）などのこれらの熱可塑性物質のコポリマーが挙げられる。

別の実施形態において、センサーは、例えば曲げや破壊に対して構造的に支持するために比較的剛性の基体を使用して作製される。基体として使用することができる剛性材料の例としては、酸化アルミニウムおよび二酸化ケイ素などの低伝導性セラミックが挙げられる。剛性基体を有する埋め込み型センサーの利点の１つは、挿入装置を追加することなくセンサーの埋め込みを容易にする鋭い先端および／または鋭い縁端部をセンサーが有することができることである。

多くのセンサーおよびセンサーの用途にて、剛性および可撓性の両方のセンサーが適切に作動することが理解される。センサーの可撓性は、例えば基体の組成および／または厚さを変化させることによって制御したりおよび連続的に変化させたりすることもできる。

可撓性に関する考慮に加えて、多くの場合望ましくは、埋め込み型センサーは、生理学的に無害である基体、例えばインビボで使用するために管理機関または私的機関によって承認された基体を有するべきである。

センサーは、埋め込み型センサーの挿入を容易にする任意の構造を含むことができる。例えば挿入を容易にするためにセンサー先端がとがっていてもよい。さらに、センサーは、センサーの作動中に患者の組織内でのセンサーの固定を補助する返しを含むことができる。しかし、この返しは典型的には、交換のためセンサーを取り外すときに皮下組織がほとんど損傷しないために十分に小さい。

作用電極の形成に使用するための少なくとも１つの導電性トレースが基体上に形成される。さらに、電極（例えば追加の作用電極ならびに対電極、対／基準電極および／または基準電極）および温度プローブなどの他の構成要素として使用するために、別の導電性トレースを基体上に形成することができる。導電性トレースは、センサーの長さに沿った距離の大部分に延在することができるが、これが必要なわけではない。導電性トレースの位置は、検体監視システム（例えばセンサーに関する制御装置接点および／またはサンプル室の位置）の個別の構成に依存し得る。埋め込み型センサー、特に、皮下埋め込み型センサーの場合、埋め込む必要があるセンサーの量を最小限にするために、センサーの先端近くに導電性トレースが典型的には延在する。

典型的には、各導電性トレースは接触パッドを含む。接触パッドは、単純に、接触パッドが制御装置（例えばセンサー制御装置）の伝導性接点と接触することを除けば、トレースの残りの部分と区別できない導電性トレースの一部であってよい。しかしより一般的には、制御装置上の接点との接続を促進するために、接触パッドは、導電性トレースの他の領域より幅が広い導電性トレースの一領域である。導電性トレースの幅より比較的大きな接触パッドを作製することによって、接触パッドと制御装置上の接点との間の正確な位置合わせの必要性が、小さな接触パッドの場合ほどには重要でなくなる。

検体を電気分解するために、（基準電位に対する）電位が作用電極および対電極に印加される。印加される電位の最小の大きさは、多くの場合、個別の電子移動剤、検体（電極において検体が直接電気分解される場合）、または第２の化合物（その量が検体量に依存する酸素または過酸化水素などの第２の化合物が電極において直接電気分解される場合）に依存する。印加される電位は、通常、望ましい電気化学反応に依存して、いずれも電極において直接電気分解される電子移動剤、検体または第２の化合物の酸化還元電位に等しいまたはより酸化性または還元性である。作用電極の電位は、典型的には電気化学反応を完了またはほぼ完了させるのに十分な大きさである。

作用電極と対電極との間に電位が印加されると、電流が流れる。この電流は、検体またはその量が検体に影響される第２の化合物の電気分解の結果生じる。「電気分解」は、電極における直接的なまたは１つまたはそれ以上の電子移動剤を介した化合物の電気的酸化または電気的還元である。一実施形態において、電気化学反応は、電子移動剤および任意の触媒を介して発生する。適切な触媒（例えば酵素）の存在下で電子移動剤種Ａによって、多くの検体Ｂは酸化（または還元）されて生成物Ｃになる。次に、電極において電子移動剤Ａが酸化（または還元）される。電極によって電子が集められ（または電極から電子が移動して）、その結果電流が測定される。

一例として、電気化学センサーは、グルコースオキシダーゼの存在下で１つのグルコース分子および２つの非浸出性フェリシアン化物陰イオンから、２つの非浸出性フェロシアン化物陰イオン、２つの水素イオンおよびグルコノラクトンを生成する反応に基づく場合がある。存在するグルコースの量は、非浸出性フェロシアン化物陰イオンを非浸出性フェリシアン化物陰イオンに電気的酸化して、その電流を測定することによって分析される。

埋め込み型センサーは、場合により、基体の患者に埋め込まれる部分に配置される抗凝固剤を有することもできる。この抗凝固剤は、特にセンサーを挿入した後に、センサー周囲の血液またはその他の体液の凝固を軽減または解消することができる。血餅によってセンサーが汚染されるまたはセンサー中に拡散する検体量が再現性なく減少したりすることがある。有用な抗凝固剤の例としては、ヘパリンおよび組織プラスミノーゲン活性化因子（ＴＰＡ）ならびに他の周知の抗凝固剤が挙げられる。

抗凝固剤は、センサーの埋め込まれる部分の少なくとも一部に適用することができる。抗凝固剤は、例えば溶液、噴霧、はけ塗りまたは浸漬によって適用することができる。抗凝固剤はセンサー上で乾燥させる。抗凝固剤は、センサー表面上に固定することができるまたはセンサー表面から拡散させることもできる。典型的には、センサー上に配置される凝固剤の量は、血餅などの病状の治療に典型的に使用される量よりもはるかに少ないため、局所的にのみ限定された効果を有する。

一例として、膜は、図４Ａから４Ｃ（まとめて図４）に示されるような２電極アンペロメトリックグルコースセンサー中に使用することができる。図４のアンペロメトリックグルコースセンサー１０ａは、典型的には炭素を主成分とする作用電極２９ａ、Ａｇ／ＡｇＣｌ対／基準電極２９ｂの間に配置された基体１３を含む。センサーまたは検知層１８ａは作用電極上に配置される。膜または膜層３０ａは、Ａｇ／ＡｇＣｌ対／基準電極を含むグルコースセンサー１０ａを封入する。グルコースセンサー１０ａの検知層１８ａは、例えば前述のＰＣＴ出願国際公開ＷＯ０１／３６６６０Ａ２に開示されているような、架橋したグルコースオキシダーゼおよび低電位ポリマーオスミウム錯体メディエーターを含む。検知層中に使用することができる酵素およびメディエーターを含有する配合物、およびこれらの電極系への適用方法は、例えば前述のＳａｙらの米国特許６，１３４，４６１によって当業者に周知となっている。

一例として、膜は、図５に示される積層電極グルコースセンサー中に使用することもできる。図５は完全に作製されたセンサーを示しており、触媒が保護膜中に含まれており、センサーが皮膚上に配置されているのが見られ、センサーの一部は皮下腔に経皮挿入されている。図５は、センサー１０ａの斜視図であり、センサーの大部分は皮膚５０の表面上にあり、挿入チップ１１は、皮膚を通過して生体液４０で満たされた皮下腔５２に達している。作用電極の接触部分２９ａａ、基準電極の接触部分２９ｂｂおよび対電極の接触部分２９ｃｃは、センサー１０ａの皮膚表面上に位置する部分に見ることができる。作用電極２９ａ、基準電極２９ｂおよび対電極２９ｃは、挿入チップ１１の末端に見ることができる。図５に示されるように、電極は、センサー挿入チップ１１上に層状構造で設けられている。作用電極２９ａはプラスチック基体１３の上面上にあるのが示され、ワイヤード酵素検知層１８ａは作用電極２９ａの一部の上面上にある。透き通って示されている検知層と電極の一部の上には、インターフェース膜３０ａ、および膜と関連し膜全体に分散した触媒３２が存在し、膜は酵素系電気化学センサーの検知層１８ａを覆っている。チップ１１は皮下腔５２内（図５に示されるように）にあり、その結果として周囲の生体液４０を浴びている。触媒は、２００４年４月６日に出願されたＦｅｌｄｍａｎらの米国特許出願１０／８１９，４９８に記載されるような大規模投入手順で、膜の剛性に使用される膜溶液中に混合することによって膜中に分散される。

挿入装置
センサーを患者の皮下に挿入するために挿入装置を使用することができる。挿入装置は、典型的には金属または硬質プラスチックなどの構造的に硬質の材料を使用して形成される。好ましい材料としてはステンレス鋼およびＡＢＳ（アクリロニトリル−ブタジエン−スチレン）プラスチックが挙げられる。ある実施形態において、患者の皮膚に侵入しやすくするために、挿入装置の先端がとがっているおよび／または鋭い。鋭く薄い挿入装置は、センサーの挿入によって患者が感じる痛みを軽減することができる。別の実施形態において、挿入装置の先端は、とがっていないまたは平坦な形状などの他の形状を有する。これらの実施形態は、挿入装置が皮膚に侵入せずに、センサーを皮膚に押し込むときにセンサーの構造支持として機能する場合に特に有用となり得る。

センサー制御装置
センサー制御装置は、センサー内に一体となってこの一部またはすべてを皮下に埋め込むことができまたは患者の皮膚上に配置されるように構成することもできる。センサー制御装置は、患者にとって快適であり患者の衣類の下などに隠すことができる形状に場合により成形される。大腿、脚、上腕、肩または腹は、隠した状態でセンサー制御装置を配置するための患者身体の好都合な部分である。しかし、センサー制御装置は患者身体の別の位置に配置することもできる。センサー制御装置の一実施形態は、隠しやすいように薄い楕円形を有する。しかし、他の形状および大きさを使用することができる。

センサー制御装置の個別の輪郭、加えて高さ、幅、長さ、重量および体積は変化し得、これらは、少なくとも部分的に、センサー制御装置中に含まれる構成要素および関連する機能に依存する。一般に、センサー制御装置は、患者の皮膚上に止められた完全単位として典型的に形成されるハウジングを含む。ハウジングは典型的には、センサー制御装置の電子部品の大部分またはすべてを収容する。

センサー制御装置のハウジングは、種々の材料、例えばプラスチックおよびポリマー材料、特に硬質熱可塑性物質および工学サーモプラスチックを使用して形成され得る。好適な材料としては、例えばポリ塩化ビニル、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリスチレン、ＡＢＳポリマーおよびこれらのコポリマーが挙げられる。センサー制御装置のハウジングは、例えば射出成形、圧縮成形、注型および他の成形方法などの種々の技術を使用して形成され得る。センサー制御装置のハウジング中に中空またはくぼんだ領域を形成することができる。センサー制御装置の電子部品および／または警報音用の電池またはスピーカーなどの他の物は、この中空またはくぼんだ領域中に配置することができる。

センサー制御装置は、典型的には患者の皮膚に取り付けられ、例えば皮膚と接触するセンサー制御装置のハウジングの少なくとも一部の上に設けられた接着剤を使用してセンサー制御装置を直接患者の皮膚に接着させることによって、またはセンサー制御装置中の縫合孔を介してセンサー制御装置を皮膚に縫合することによって取り付けられる。

患者の皮膚の上に配置する場合、センサー制御装置内のセンサーおよび電子部品は伝導性接点を介して連結される。１つまたはそれ以上の作用電極、対電極（または対／基準電極）、場合により基準電極および場合により温度プローブは個別の伝導性接点に取り付けられる。例えば伝導性接点はセンサー制御装置の内部に設けられる。センサー制御装置の別の実施形態は、ハウジングの外部に配置された伝導性接点を有する。センサーがセンサー制御装置内に適切に配置された場合に、伝導性接点がセンサー上の接触パッドに接触するように伝導性接点の配置が行われる。

センサー制御装置のエレクトロニクス
センサー制御装置は、典型的にセンサーおよび検体監視装置システムを作動させる電子部品の少なくとも一部も含む。センサー制御装置の電子部品としては、典型的にセンサー制御装置およびセンサーを作動させるための電源、センサーからの信号を取得しセンサーを作動させるためのセンサー回路、センサー信号を所望の形式に変換する測定回路ならびに最低限でセンサー回路および／または測定回路からの信号を取得し任意の送信機に信号を提供する処理回路が挙げられる。ある実施形態において、処理回路は、センサーからの信号を部分的又は完全に評価して得られたデータを任意の送信機に伝達したりおよび／または検体量が閾値を超えた場合に任意の警報システムを作動させたりすることもできる。処理回路はデジタル論理回路を含むことが多い。

センサー制御装置は、センサー信号または処理回路で処理されたデータを受信機／表示装置に伝送するための送信機；処理回路からのデータを一時的または永久的に記憶するためのデータ記憶装置；温度プローブから信号を受信し温度プローブを作動させる温度プローブ回路；センサーが発生した信号と比較する基準電圧を提供するための基準電圧発生器；および／またはセンサー制御装置中の電子部品の動作を監視するウォッチドッグ回路を場合により有することができる。

さらに、センサー制御装置は、トランジスタなどの半導体デバイスを使用するデジタルおよび／またはアナログ部品を含むこともできる。これらの半導体デバイスを動作させるために、センサー制御装置は、例えばアナログおよびデジタル半導体デバイスに正しくバイアスをかけるためのバイアスコントロール発生器、クロック信号を得るための発振器、ならびに回路のデジタル部品にタイミング信号および論理演算を提供するためのデジタル論理部品およびタイミング部品などの他の部品を含むこともできる。

これらの構成要素の動作の一例として、センサー回路および任意の温度プローブ回路は、センサーからの生信号を測定回路に提供する。測定回路は、例えば電流電圧変換器、電流周波数変換器および／またはバイナリカウンターまたは生信号の絶対値に比例する信号を発生する他のインジケーターを使用して、この生信号を所望の形式に変換する。これは例えばデジタル論理回路によって使用可能な形式に生信号を変換するために使用することができる。次に処理回路は、場合によりデータを評価してエレクトロニクスを動作させる命令を提供することができる。

較正
一般に、較正は、米国特許５，５９３，８５２に記載されるような１点較正を意味する時間内の特定の点における信号を測定することによって行われる。

送信機に加えて、任意の受信機をセンサー制御装置中に含むことができる。場合によっては、送信機は、送信機および受信機の両方として動作するトランシーバーである。受信機はセンサーの較正データを受信するために使用され得る。較正データは、センサーからの信号を修正するために処理回路で使用され得る。この較正データは、受信機／表示装置によって、または診療所の制御装置などの他の別の発信元から伝送され得る。加えて、任意の受信機を使用して、受信機／表示装置からの信号を受信して送信機に命令を送り、例えば周波数または周波数帯域を変更したり、任意の警報システムを作動または停止させたりおよび／またはより高速で伝送するように送信機に命令したりすることができる。

較正データは種々の方法で取得することができる。例えば較正データは単純に工場で求められた較正測定値であってよく、これは受信機を使用してセンサー制御装置に入力することができ、またはセンサー制御装置自体の中の較正データ記憶装置中に記憶させることもできる（この場合は受信機は不要となり得る。）。較正データ記憶装置は、例えば読み取り可能なまたは読み取り可能／書き込み可能なメモリー回路であってよい。

別のまたは追加の較正データは、医師または一部の他の専門家または患者によって行われる試験に基づいて提供することができる。例えば糖尿病患者は市販の試験キットを使用して自身の血糖濃度を測定するのが一般的である。この試験の結果は、適切な入力装置（例えばキーパッド、光信号受信機、またはキーパッドもしくはコンピュータに接続するポート）がセンサー制御装置に組み込まれている場合には直接、または較正データを受信機／表示装置に入力しこの較正データをセンサー制御装置に伝送することによる間接的のいずれかで、センサー制御装置に入力される。

検体量を独立に測定する他の方法を使用して較正データを得ることもできる。この種類の較正データは、工場で求められた較正値の代わりに使用したりこれを補ったりすることができる。

本発明のある実施形態において、較正データは、正確な検体量が報告されていることを確認するために、８時間ごと、１日１回、１週間に１回など定期的な間隔で必要となり得る。センサーが最小閾値または最大閾値を超える場合、またはセンサー信号の変化速度が閾値を超える場合には、較正のために毎回新しいセンサーを埋め込むことが必要となり得る。場合によっては、センサーを平衡に到達させるために、較正前にセンサーの埋め込み後にある時間の間待機することが必要となり得る。ある実施形態においては、センサーは挿入後にのみ較正される。別の実施形態においては、センサーの較正は不要である。

検体監視装置
本発明のある実施形態において、検体監視装置はセンサー制御装置およびセンサーを含む。これらの実施形態において、センサー制御装置の処理回路は、検体量を測定することができ、検体量が閾値を超えた場合に警報システムを作動させることができる。センサー制御装置は、これらの実施形態においては、警報システムを有し、ＬＣＤまたはＬＥＤディスプレイなどのディスプレイを含むこともできる。

特定の状態を示す方向で閾値を過ぎた値をデータ点が有する場合に、閾値を超えることになる。例えば２００ｍｇ／ｄＬのグルコース量に関連するデータ点は、患者が高血糖状態に入ったことをこのデータ点は示しているので、１８０ｍｇ／ｄＬの高血糖の閾値を超えている。別の例として、６５ｍｇ／ｄＬのグルコース量に関連するデータ点は、患者が閾値によって定義される低血糖であることをデータ点が示しているので、７０ｍｇ／ｄＬの低血糖の閾値を超えている。しかし、７５ｍｇ／ｄＬのグルコース量に関連するデータ点は、選択した閾値によって定義されるこの特定の状態をこのデータ点は示していないため、低血糖の同じ閾値を超えていない。

センサーの測定範囲を超える値をセンサー読取値が示す場合に、警報を作動させることもできる。グルコースの場合、生理学的に関連のある測定範囲は、間質液中のグルコースが典型的には約５０から２５０ｍｇ／ｄＬ、好ましくは約４０から３００ｍｇ／ｄＬ、および理想的には３０から４００ｍｇ／ｄＬである。

さらに、または別の場合として、検体量の増減の変化速度または変化の加速度が閾値速度または加速度に到達するまたはこれらを超える場合に、警報システムを作動させることもできる。例えば皮下グルコースモニターの場合、グルコース濃度の変化速度が、高血糖または低血糖症状が起こったと思われることを示し得る閾値を超えた場合に、警報システムを作動させることができる。

以下の実施例は、本発明の製造および使用の方法の完全な開示および説明を当業者に示すために提供され、本発明者らが本発明と見なす範囲を限定することを意図するものではなく、以下の実験がすべてであったり以下の実験しか行っていないことを示すことを意図するものではない。使用した数値（例えば量、温度など）に関して精度が保証されるよう努めてきたが、一部の実験誤差およびずれは存在する。特に明記しない限り、部数は重量部であり、分子量は重量平均分子量であり、温度は摂氏温度が単位であり、および圧力は大気圧またはこの付近である。

較正実験
第１の実施例において、本明細書に記載の拡散制限膜を有する２つのセンサー（ＰＶＰ１およびＰＶＰ２）をどちらも３７℃において同時に試験することで、較正実験を行った。膜は、前の式ＩＩＩのポリマーおよび約６５０の分子量を有するポリ（エチレングリコール）ジグリシジルエーテル（ＰＥＧＤＧＥ）架橋剤を使用して調製した。ＰＶＰ１およびＰＶＰ２のそれぞれの較正実験において、センサーをＰＢＳ緩衝溶液（ｐＨ７）中に入れ、各センサーの出力電流を経時により測定した（図１）またはグルコース濃度を増加させて測定した（図２）。ＰＶＰ１およびＰＶＰ２のそれぞれの測定出力電流（ｎＡ）を測定して、図１の較正グラフに示されるように時間に対してプロットする、または図２の較正グラフに示されるようにグルコース濃度（ｍＭ）に対してプロットした。

図２に示されるように、本明細書に記載の拡散制限膜を有する２つのセンサーの較正曲線は、例えば０から約３０ｍＭの比較的広い範囲のグルコース濃度にわたって実質的に直線であり、このことは、ＰＶＰ１センサーの場合（ｙ＝０．４３１８ｘ＋０．７６１３；Ｒ^２＝０．９９６７）およびＰＶＰ２センサーの場合（ｙ＝０．４４２４ｘ＋０．３７０１；Ｒ^２＝０．９９６４）のベストフィット直線によって示されている。この結果は、低、中および高のグルコース濃度、特に臨床的に関連するグルコース濃度の上端の約３０ｍＭにおける関連性にて、グルコース濃度に対する膜の感度が高いことを示している。

同じ実験にて、本発明の膜の応答時間を式Ｖ

を有するポリマー膜と比較した。

この比較では、図６に示されるように本発明のポリマー膜の応答時間の方がはるかに速かった。本発明の膜の応答時間は５５秒であったが、ｃｎｔｌ１およびｃｎｔｌ２膜の応答時間は１３８秒であった。これより本発明の膜は好都合にも、同じ目的で使用される他のポリマー膜よりも速い応答時間を示すことが分かる。

安定性実験
第２の実施例において、拡散制限膜を有する２つのセンサーを３７℃において同時に試験することで、安定性実験を行った。これらのセンサーは、較正実験に記載のセンサーの膜と同じポリマーおよび同じ架橋剤から調製した膜を有した。この安定性実験において、各センサーを、種々のグルコース濃度のＰＢＳ緩衝溶液（ｐＨ７）中に入れ、各センサーの出力電流を室温（ＲＴ）で測定した。または５６℃で１週間保管した後に使用して（５６Ｃ／１ｗｋ）測定した。図３の安定性グラフに見られるように、測定した出力電流（ｎＡ）をグルコース濃度（ｍＭ）に対してプロットした。

図３に示されるように、拡散制限膜を有する２つのセンサーの安定性曲線は、グルコース濃度の比較的広範囲、例えば０から約３０ｍＭにわたって実質的に直線であり、このことはＲＴセンサーの場合（ｙ＝０．５５３５ｘ＋０．８０３１；Ｒ^２＝０．９９５２）および５６Ｃ／１ｗｋセンサーの場合（ｙ＝０．６８２８ｘ＋１．１８３；Ｒ^２＝０．９９３）のベストフィット直線によって示されている。この結果は、本明細書に記載の膜が取り付けられたセンサーの安定性および信頼性が高いことを示している。

ＰＶＰ膜が被覆されたセンサーのインビボ評価
臨床研究において、本発明のＰＶＰ（ポリビニルピリジン）膜が被覆されたセンサーを生理学的条件下で評価することを目的とした。ＰＶＰセンサーの全体的性能および１日目の性能の両方は他の標準的なセンサーと同等であり、対照センサー（「ＣＴＬ」）よりも優れていた。前述したように、ＰＶＰ膜センサーは、実験室の試験において現行の膜センサーよりも幾つかの利点を示した。この利点としては、速い応答時間、薄い膜被覆およびさらなる合成が不要なことが挙げられる。この臨床試験では、２０名の被験者が、Ａｂｂｏｔｔ Ｄｉａｂｅｔｅｓ Ｃａｒｅ Ｉｎｃ．Ｎａｖｉｇａｔｏｒ（商標）埋め込み型連続グルコース監視バイオセンサーを、１使用サイクル１６８時間にて２使用サイクル着用した。前記バイオセンサーは米国特許６，２８４，４７８および米国特許６，３２９，１６１にさらに説明されており、どちらもこれらの記載内容全体が参照により本明細書に組み入れる。精度の評価において、以下の表１に示されるように、ＰＶＰセンサーの全体的性能（相対差の平均絶対値（「ＭＡＲＤ」）、％Ａ、および下端グルコース）は対照センサーよりも優れていた。

以上は本発明の原理を単に説明したものである。本明細書において明確に説明されず示されていないが、本発明の原理を具体化し本発明の精神および範囲内に含まれる種々の配置を当業者であれば考案することができることが理解される。さらに、本明細書に記載したすべての例および条件の言葉は、本発明の原理および本発明者による当分野の発展に寄与する概念を読者が理解しやすくなることを主として意図しており、このように具体的に記載された例および条件に限定されるよう解釈すべきではない。さらに、本発明の原理、態様および実施形態、ならびにこれらの特定の実施例を示した本明細書のすべての記載は、これらの構造的および機能的の両方の同等物を含むことを意図している。さらに、このような同等物は、現在知られている同等物および将来開発される同等物の両方を含み、即ち、構造とは無関係に同じ機能を果たすよう開発されたあらゆる要素を含むことを意図する。従って本発明の範囲が、本明細書において示し説明してきた例示的な実施形態に限定されることを意図するものではない。むしろ、本発明の範囲および精神は添付の特許請求の範囲によって具体化される。

Claims (46)

1. 作用電極（この作用電極は、
   この電極の伝導性材料に接触している検知層を含む。）；
   検知層の上に配置された膜［この膜は、架橋剤および式
   

   

   （式中、水平実線はポリマー主鎖を表し、ｎは正の整数である。）
   を有するポリマーを含む。］；および
   対電極（この対電極は作用電極と電気化学的に連絡している。）
   を含む、電気化学センサー。
2. 作用電極の検知層がグルコース応答性酵素を含む、請求項１に記載の電気化学センサー。
3. 作用電極の検知層がレドックスメディエーターを含む、請求項１に記載の電気化学センサー。
4. レドックスメディエーターが、ルテニウム含有錯体およびオスミウム含有錯体からなる群より選択される錯体を含む、請求項３に記載の電気化学センサー。
5. レドックスメディエーターが作用電極に対して非浸出性である、請求項３に記載の電気化学センサー。
6. レドックスメディエーターが作用電極上に固定されている、請求項３に記載の電気化学センサー。
7. ポリマーが式
   

   

   （式中、ｎは正の整数である。）
   を含む、請求項１に記載の電気化学センサー。
8. 架橋剤がポリ（エチレングリコール）を含む、請求項１に記載の電気化学センサー。
9. ポリ（エチレングリコール）がポリ（エチレングリコール）ジグリシジルエーテルである、請求項８に記載の電気化学センサー。
10. 膜が、膜を通過するグルコースまたはラクテートの流量を制限する、請求項１に記載の電気化学センサー。
11. 膜が、インビボで膜を通過するグルコースまたはラクトースの流量を制限する、請求項１に記載の電気化学センサー。
12. 検知層（この検知層は電極の伝導性材料と接触している。）および
    膜（この膜は検知層の上に配置されている。）を含み、この膜は、架橋剤および式
    

    

    （式中、水平実線はポリマー主鎖を表し、ｎは正の整数である。）を有するポリマーを含む、
    バイオセンサー中に使用される電極。
13. 作用電極の検知層がグルコース応答性酵素を含む、請求項１２に記載の電極。
14. 作用電極の検知層がレドックスメディエーターを含む、請求項１２に記載の電極。
15. レドックスメディエーターが、ルテニウム含有錯体およびオスミウム含有錯体からなる群より選択される錯体を含む、請求項１４に記載の電極。
16. レドックスメディエーターが作用電極に対して非浸出性である、請求項１４に記載の電極。
17. レドックスメディエーターが作用電極上に固定されている、請求項１４に記載の電極。
18. ポリマーが式
    

    

    （式中、ｎは正の整数である。）
    を含む、請求項１２に記載の電極。
19. 架橋剤がポリ（エチレングリコール）を含む、請求項１２に記載の電極。
20. ポリ（エチレングリコール）がポリ（エチレングリコール）ジグリシジルエーテルである、請求項１９に記載の電極。
21. 膜が、膜を通過するグルコースまたはラクテートの流量を制限する、請求項１２に記載の電極。
22. 膜が、インビボで膜を通過するグルコースまたはラクトースの流量を制限する、請求項１２に記載の電極。
23. 可撓性基体を含む電気化学センサー｛これは、
    （ｉ）少なくとも１つの作用電極［この作用電極は検知層およびこの検知層の上に配置された膜（この膜は、架橋剤および式
    

    

    （式中、水平実線はポリマー主鎖を表し、ｎは正の整数である。）を有するポリマーを含む。）を含む。］、
    （ｉｉ）少なくとも１つの対電極、および
    （ｉｉｉ）作用電極および対電極のそれぞれに連結された、少なくとも１つの接触パッド
    を含み、
    この電気センサーは、作用電極および対電極を含む電気化学センサーの一部が皮膚を通過して埋め込まれるように適合されている。｝；ならびに
    電気化学センサー制御装置（この電気化学センサー制御装置は、
    （ｉ）皮膚上に配置されるように適合されたハウジング；
    （ｉｉ）ハウジング上に配置され、電気化学センサーの接触パッドに連結されるように構成された複数の伝導性接点；および
    （ｉｉｉ）ハウジング中に配置され、電気化学センサーを使用して得られたデータを伝送するために複数の伝導性接点に連結された無線送信機を含む。）
    を含む
    検体センサー組立体。
24. 作用電極の検知層がグルコース応答性酵素を含む、請求項２３に記載の検体センサー。
25. 作用電極の検知層がレドックスメディエーターを含む、請求項２３に記載の検体センサー。
26. レドックスメディエーターが、ルテニウム含有錯体およびオスミウム含有錯体からなる群より選択される錯体を含む、請求項２５に記載の検体センサー。
27. レドックスメディエーターが作用電極に対して非浸出性である、請求項２５に記載の検体センサー。
28. レドックスメディエーターが作用電極上に固定されている、請求項２５に記載の検体センサー。
29. ポリマーが式、
    

    

    （式中、ｎは正の整数である。）
    を含む、請求項２３に記載の検体センサー。
30. 架橋剤がポリ（エチレングリコール）を含む、請求項２３に記載の検体センサー。
31. ポリ（エチレングリコール）がポリ（エチレングリコール）ジグリシジルエーテルである、請求項３０に記載の検体センサー。
32. 膜が、膜を通過するグルコースまたはラクテートの流量を制限する、請求項２３に記載の検体センサー。
33. 膜が、インビボで膜を通過するグルコースまたはラクトースの流量を制限する、請求項２３に記載の検体センサー。
34. 電気化学センサーを患者の皮膚に挿入すること；
    電気化学センサー制御装置を患者の皮膚に取り付けること；
    センサー制御装置中に配置された複数の伝導性接点をセンサー上に配置された複数の接触パッドに連結すること；
    センサー制御装置を使用して、センサーによって発生した信号からの検体量に関するデータを収集すること；
    センサー制御装置の無線送信機を使用して、収集したデータを表示装置に伝送すること；および
    表示装置のディスプレイ上に検体量を表示することを含む、
    請求項２３に記載の検体監視システムを使用して検体量を監視する方法。
35. 検体がグルコースである、請求項３４に記載の方法。
36. ポリマーが式
    

    

    （式中、ｎは正の整数である。）
    を含む、請求項３４に記載の方法。
37. 架橋剤がポリ（エチレングリコール）を含む、請求項３４に記載の方法。
38. ポリ（エチレングリコール）がポリ（エチレングリコール）ジグリシジルエーテルである、請求項３７に記載の方法。
39. データを収集することが、センサーから信号を発生させることおよび信号を処理してデータにすることを含む、請求項３４に記載の方法。
40. データが、センサーからの信号を含む、請求項３４に記載の方法。
41. データが警報状態を示している場合に警報を作動させることをさらに含む、請求項３４に記載の方法。
42. データに応答して薬剤を投与することをさらに含む、請求項３４に記載の方法。
43. 薬剤がインスリンである、請求項４２に記載の方法。
44. データを較正するために構成装置から較正値を取得することをさらに含む、請求項４３に記載の方法。
45. 較正装置が表示装置に連結されている、請求項４４に記載の方法。
46. 較正値を表示装置中の送信機からセンサー制御装置の受信機に伝送することをさらに含む、請求項４５に記載の方法。

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