JP2014516628A - バイオセンサー - Google Patents

Abstract

本発明は、平行に巻かれたワイヤを備える中空のコイルと、前記コイルに動作可能に接続された電子回路部品とを備えたバイオセンサーに関する。この際、前記ワイヤは、少なくとも、対電極として使用することのできる第１のコイル状ワイヤ、作用電極として使用することのできる第２のコイル状ワイヤ、および基準電極として使用することのできる第３のコイル状ワイヤを含み、前記第２のコイル状ワイヤはバイオレセプターを有する生体適合性層を備え、前記電子回路部品は、前記バイオレセプターの活性に基づいてトランシーバーへの入力シグナルを生成して前記入力シグナルを前記トランシーバーに無線で送信することができ、前記電子回路部品は、生体適合性樹脂に封入されている。
【選択図】図１

Description

本発明は、バイオセンサー、およびその作製のための方法に関する。本発明はまた、該バイオセンサーを備えた医療用具にも関する。

血糖モニタリングは、血液中のグルコースの濃度（糖血症）を試験する一方法である。それは真性糖尿病の管理に重要である。

血糖試験は、皮膚（一般に、指先）を穿刺して血液を流し、次に該血液を化学的に活性な使い捨て型の試験片の上に載せることによって通常実施される。この試験片は色を変えることによるか、または電気的特性を変えることによって結果を示す。後者は、電子メーターによって測定される。

大部分の２型糖尿病患者は、少なくとも１日１回（通常朝食前に）試験して、かれらの食事および運動の有効性を評価する。

大部分の２型糖尿病患者は、そのインスリン抵抗性を抑えるために経口薬を用い、朝食の前後にその血糖を試験してかれらの投薬量の有効性を評価する。インスリンを使用する糖尿病患者（すべての１型糖尿病患者と多くの２型糖尿病患者）は、これまでのインスリン用量の有効性を評価し、次のインスリン用量の時間の決定を助けるために、通常、より頻繁に（例えば１日３〜１０回）自分たちの血糖を試験する。

血糖測定技術の改善は、すべての糖尿病患者の管理の基準を急速に変えている。現在利用可能な血糖試験の方法はいくつか存在する。

化学試験片：化学試験片は、中程度のコストの血糖モニタリング方法である。かなり大きな１滴の血液（通常指先から採取する）を、血糖試験片と呼ばれる化学的に調製された片の上に載せる。試験片中の化学物質が血液と反応し、グルコースの濃度に従って色を変化させる。次にそれは試験片容器の側面の図表と色を比較することによって読み取ることができる。

血糖メーター：血糖メーターは、血糖値を測定するための電子装置である。比較的小さい１滴の血液を、デジタルメーターとインターフェース接続した使い捨て型の試験片の上に載せる。数秒以内に、血糖の濃度がデジタル表示器に示される。サンプルの大きさは、３０から０．３μｌに及ぶ。試験時間は５秒から２分に及ぶ（最新式のメーターは一般に１５秒未満である）。

より高価であるが、血糖メーターは、糖尿病の自己管理の突破口に思われる。血糖メーターに必要な血液の滴が小さくなり得るので、試験に伴う痛みは軽減され、自分たちの試験計画に対する糖尿病患者の応諾が改善される。血糖メーターを使用するコストは高いと思われる；しかし、回避される糖尿病の合併症の医学的コストと比較して有益なコストであると思われる。

最近の歓迎される利点は、血糖試験に指先以外の場所からの小さい血液滴を用いることである。この代替部位試験は、同じ試験片およびメーターを使用し、ほとんど痛みがなく、指先が痛くなった場合に必要な中断を与える。

更なる改善は、連続的な血糖モニタリングによって提供される：連続的な血糖モニタリング（ＣＧＭ）は、連続的（数分毎）に血糖値を測定する。典型的なシステムは以下からなる：
ａ）皮膚の直下に設置され、取替えまでの数日間の使用に耐える、使い捨て型グルコースバイオセンサー；
ｂ）センサーから、無線受信機と通信する非埋め込み型送信機へのリンク；
ｃ）ほぼ連続的な方法で血糖値を表示し、血糖変動の上昇傾向および下降傾向をモニターする、ページャ（またはインスリンポンプ）のように装着される電子受信機。

連続的な血糖モニターは、間質液のグルコース濃度を測定する。連続的なモニタリングによって、血糖値がインスリン、運動、食事およびその他の要素にどのように反応するかという検査が可能となる。さらなるデータは、食物摂取に対する正しいインスリン投与量比の設定および高血糖症の矯正に有用であり得る。血糖値が一般にチェックされない期間（例えば一晩）中のモニタリングは、インスリン投薬の問題を確認するのに役立ち得る（例えばインスリンポンプ使用者に関する基礎レベルまたは注射を打つ患者に関する長時間作用型インスリン濃度など）。または、たとえ患者がいずれの症状も感じない場合でさえも、患者が（必要であればフィンガースティック試験の後に）補正行為をとることができるように、モニターにアラームを装備して高血糖症または低血糖症の患者に警報を出すこともできる。

研究によって、連続的なセンサーを備えた患者は高血糖を経験することが少なく、グリコシル化ヘモグロビン濃度を低下させることが示された。この技術は、センサーからの即座の血糖データに基づくインスリンポンプのリアルタイム自動制御を接続するクローズド・ループ・システムを開発する努力において重要な構成要素である。

独国特許出願公開第１０２００７０３８４０２号明細書 独国特許出願公開第１０２００８０４９６４８Ａ１号明細書 欧州特許第１４７５８８６Ｂ１号明細書

本発明の目的は、より信頼できる、安価で使いやすいバイオセンサー、好ましくは連続モニタリングバイオセンサー、より好ましくはバイオインプラントの連続モニタリングバイオセンサーを提供することである。

したがって、本発明は、平行に巻かれたワイヤを備える中空のコイルと、前記コイルに動作可能に接続された電子回路部品とを備えたバイオセンサーを提供する。この際、前記ワイヤは、少なくとも、対電極として使用することのできる第１のコイル状ワイヤ、作用電極として使用することのできる第２のコイル状ワイヤ、および基準電極として使用することのできる第３のコイル状ワイヤを含み、前記第２のコイル状ワイヤはバイオレセプターを有する生体適合性層を備え、前記電子回路部品は、前記バイオレセプターの活性に基づいてトランシーバーへの入力シグナルを生成して前記入力シグナルを前記トランシーバーに無線で送信することができ、前記電子回路部品は、生体適合性樹脂に封入されている。

本発明によるセンサーは、通常、円筒形の形状を有し、２つの部品：中空のコイルおよび前記コイルに取り付けられた電子回路部品から本質的になる。電子回路部品は、コイル状ワイヤにその適切なポイントで接続されている。電子回路部品は、好ましくはコイルの端に取り付けられている。電子回路部品は、コイルの内側に設置されていてもコイルの外側に設置されていてもよい。回路部品がコイルの外側に設置されている場合、半径方向にセンサーから突き出ている回路部品によってセンサーの直径があまり増加しないように、回路部品はコイルの軸方向に伸びていることが好ましい。本明細書において、センサーの直径は、コイルの軸方向に対して垂直の、センサーの最大寸法と理解される。好ましくは、センサーの直径は、０．１〜３ｍｍである。好ましくは、センサーの長さは、５〜２０ｍｍである。本明細書において、センサーの長さは、コイルの軸方向のコイルと電子回路部品の合計寸法と理解される。

本明細書において、用語「中空のコイル」は、本体の円周の周りに巻かれた１以上のワイヤによって定義される、空の筒状体と理解される。すなわち、別の電極、マンドレルまたはその他の要素に巻きつけられていない。

中空のコイルは、センサーが曲がりやすく、センサーが設置されている周囲環境の形状をたどることができる点で有利である。

使用の間、センサーは、センサー中のバイオレセプターと相互作用するバイオマーカーを含有する水性環境中に設置される。水性環境は、例えば、脈管系、尿路、または体内のその他の場所、例として腹腔内または関節内、嚢内または眼内であってよい。特に、本発明によるセンサーは、涙液中のグルコース濃度の自己モニタリングを好都合に可能にし、それによって血液中のグルコース濃度の指標を得るために、上眼瞼または下眼瞼の下に装着することができる。この環境での使用に適した本発明によるセンサーは、グルコースオキシダーゼをバイオレセプターとして含む。

グルコースオキシダーゼは、次の反応を触媒する：

生成されるＨ_２Ｏ_２の量は、涙液中のグルコースの量の指標である。センサーを作動させるために、電磁場を生成する無線トランシーバーを眼の近くに設置する。電磁場はセンサーに誘導的に動力を供給する。グルコースの濃度は、電位差測定によって測定される。電子回路部品は、涙液中に存在するグルコースの量を示す入力シグナルを生成して該シグナルをトランシーバーに伝達する。

そのような作用の可能な電子回路部品は、それ自体公知であり、そのような電子回路部品の例は、説明の中の他所に図を参照して記載されている。そのような電子回路部品の例のさらなる詳細は、ＤＥ１０２００７０３８４０２号、ＤＥ１０２００８０４９６４８Ａ１号およびＥＰ１４７５８８６Ｂ１号に見出すことができる。

生体適合性層は、バイオレセプターが漏出することまたは例えば液体環境に存在するプロテアーゼによって分解されることを防ぐ。

生体適合性層は、バイオレセプターを含む、すなわち、バイオレセプターは、生体適合性層の中に含まれるか、生体適合性層によって覆われるか、または生体適合性層に取り付けられることによって、生体適合性層の中または上に固定されている。生体適合性層は、モノマー、および、作用電極として使用されるコイルに重合させるバイオレセプターを含む溶液（例えばリン酸緩衝生理食塩水などの緩衝液）から形成することができる。生体適合性層はまた、標準的な浸漬コーティング法によって形成することもできる。浸漬コーティングは、１段階で行ってもよいし、２以上の段階で行ってよい。２段階でこれを行う場合には、第２のコイルを例えばバイオレセプターを含まずにポリマーを含む溶液に浸漬し、その後引き続いてポリマーとバイオレセプターを含む溶液に浸漬する。２段階浸漬コーティング法の別の例では、バイオレセプターを含む水溶液に第２のコイルを浸漬し、その後引き続いて生体適合性層を形成するためのポリマーを含む溶液に浸漬する。

生体適合性層を形成するために使用する材料は、生体適合性層を導電性にすることも非導電性にすることもできる。生体適合性層を形成するための溶液は、例えば溶解度を高めるために、形成される被膜の均一性を増強するために、あるいは溶液または形成される被膜の導電性を増加させるために、添加剤を含んでよい。例えば、ジエチルアミノエチル−デキストラン（ＤＥＡＥ）などの置換デキストランが、センサー中のバイオレセプターの安定性を増加させることが示されている。導電性を促進するための添加剤の例としては、線状または環状脂肪族ポリエーテルまたはポリスチレンスルホネートが挙げられる。界面活性剤の例としては、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）が挙げられる。

回路部品は、生体適合性樹脂キャッピングに埋設されている。樹脂は回路部品を外部環境から保護する。樹脂の例としては、ＵＶ硬化性医療用粘着剤、例えばシアノアクリレート、アクリル化ウレタンおよびシリコーンなどが挙げられる。コイルの他方の端も、樹脂キャッピングを備えていてよい。

第２のコイル状ワイヤは、バイオレセプターの活性によって生成される電流を通過させるように配置されている。

このことが実現される一実施形態は、第２のコイル状ワイヤがＰｔ表面を有する本発明によるセンサーである。このことは、その上に施される被膜の材料の選択範囲が広いという点で有利である。Ｈ_２Ｏ_２は白金作用電極上で水と酸素に分解される。電気化学的分解は電位差測定によって測定される。

このことが実現されるさらなる実施形態は、バイオレセプターを含む生体適合性層が導電性である、本発明によるセンサーである。Ｈ_２Ｏ_２の分解によって生成される電子は、バイオレセプターが存在する導電層を介して第２のコイル状ワイヤに渡される。この場合、第２のコイル状ワイヤは、任意の電極材料、例えばＰｔ、Ｐｄまたはその合金の表面を有する材料であってよい。

コイル状ワイヤの表面は、ワイヤの内側とは異なる材料から作られていてもよいし、コイル状ワイヤの表面と内側に同じ材料を用いてもよい。例えば、コイル状ワイヤは、その他の金属、例えばＰｔ、ＰｄおよびＡｇなどがコーティングされているステンレス鋼から作られていてよい。

好ましくは、コイルは、生体適合性材料からなる最外層に封入されている。最外層は、コイルが湿潤環境に置かれている場合にコイルを封入する。この追加の層は、敏感なヒト身体、例えば眼瞼の下などでバイオセンサーを使用する適合性をさらに増加させる。

好ましい実施形態では、バイオレセプターを含む生体適合性層は、導電性であり、コイルは、生体適合性材料からなる最外層に封入されている。

本発明によるセンサーの以下の具体的な実施形態が言及される：
第２のコイル状ワイヤはＰｔ表面を有し、バイオレセプターを含む生体適合性層は導電性であり、コイルは生体適合性材料からなる最外層に封入されている；
第２のコイル状ワイヤはＰｔ表面を有し、バイオレセプターを含む生体適合性層は導電性であり、コイルは生体適合性材料からなる最外層に封入されていない；
第２のコイル状ワイヤはＰｔ表面を有し、バイオレセプターを含む生体適合性層は導電性でなく、コイルは生体適合性材料からなる最外層に封入されている；
第２のコイル状ワイヤはＰｔ表面を有し、バイオレセプターを含む生体適合性層は導電性でなく、コイルは生体適合性材料からなる最外層に封入されていない；
第２のコイル状ワイヤは非Ｐｔ金属から作られた表面を有し、バイオレセプターを含む生体適合性層は導電性であり、コイルは生体適合性材料からなる最外層に封入されている、および
第２のコイル状ワイヤは非Ｐｔ金属から作られた表面を有し、バイオレセプターを含む生体適合性層は導電性であり、コイルは生体適合性材料からなる最外層に封入されていない。

本発明によれば、コイルだけが最外層に封入されていてもよいし、センサー（コイルおよび電子回路部品）が最外層に封入されていてもよい。

最外層に使用される生体適合性材料は、本発明によるセンサー中のバイオレセプターと相互作用するバイオマーカーに浸透性でありさえすれば、任意の公知の適した材料であってよい。

好ましくは、最外層の生体適合性材料は、親水性材料である。好ましくは、生体適合性材料は、生体適合性ヒドロゲルである。

一部の実施形態では、ヒドロゲルは、好ましくは疎水性反応性モノマーと親水性反応性モノマーの共重合体である。適した例は、親水性および疎水性のモノマー構成単位の以下の組み合わせでありうる：（ｉ）親水性：Ｎ−ビニルピロリジノン、疎水性：ｎ−ブチルメタ−クリレート；（ｉｉ）、親水性：ヒドロキシエチルメタクリレート、疎水性：メチルメタクリレート；（ｉｉｉ）、親水性：Ｎ−ジメチルアミノエチルメタクリレート、疎水性：シクロヘキシルアクリレート。

一部の実施形態では、ヒドロゲルは、多糖、例としてヒアルロン（ｈｙｕｌａｒｏｎ）またはキトサンに基づくもの、および合成多糖に基づくもの、例えばセルロースエチルスルホナートまたはカルボキシメチルセルロースまたはその混合物などである。

一部の実施形態では、ヒドロゲルは、脂肪族領域の少なくとも１つの炭素が異なるポリエーテルのブロック共重合体、例えばポリエチレングリコールとポリプロピレングリコールのＡＢＡブロック共重合体である。

一部の実施形態では、ヒドロゲルは、ナフィオン（テトラフルオロエチレン−パーフルオロ−３，６−ジオキサ−４−メチル−７−オクテンスルホン酸共重合体）である。

バイオレセプターを含む生体適合性層の導電性ポリマーは、好ましくは、式（Ｉ）
〔式中、Ｒ^１は、ヘテロ原子、好ましくはＮ、ＳまたはＯを表し、
Ｒ^２、Ｒ^３は、各々独立に、Ｈ、所望により置換されている、好ましくは１〜４個の炭素原子からなるアルキルの群から選択され、この際、アルキルは、例えばヒドロキシル基、アルキル基およびアルキルエーテル、所望により置換ｏ−アルキルで置換されてよく、かつ、Ｒ^２およびＲ^３は、それらが結合している炭素原子と一緒に環を形成することができる〕
の所望により置換されている５員複素環から合成されたポリマーである。

ヘテロ原子が硫黄である置換５員複素環の例は、３，４−アルキレンジオキシチオフェンである。３，４−アルキレンジオキシチオフェンの好ましい例としては、２，３−ジヒドロチエノ［３，４−ｂ］［１，４］ダイオキシン
３，４−ジヒドロ−２Ｈ−チエノ［３，４−ｂ］［１，４］ジオキセピン
または２，３，４，５−テトラヒドロチエノ［３，４−ｂ］［１，４］ジオキソシンが挙げられる。３，４−アルキレンジオキシチオフェンのその他の好ましい例としては、
２，３−二置換−２，３−ジヒドロチエノ［３，４−ｂ］［１，４］ダイオキシン
２−置換−２，３−ジヒドロチエノ［３，４−ｂ］［１，４］ダイオキシン
３−置換−３，４−ジヒドロ−２Ｈ−チエノ［３，４−ｂ］［１，４］ジオキセピン
３，３−二置換−３，４−ジヒドロ−２Ｈ−チエノ［３，４−ｂ］［１，４］ジオキセピン３，３−ビス（置換）−３，４−ジヒドロ−２Ｈ−チエノ［３，４−ｂ］［１，４］ジオキセピン
または２，３，４，５−四置換−２，３，４，５−テトラヒドロチエノ［３，４−ｂ］［１，４］ジオキソシンが挙げられる。
特に好ましいものは、
２，３−ジメチル−２，３−ジヒドロチエノ［３，４−ｂ］［１，４］ダイオキシン
３，３−ジメチル−３，４−ジヒドロ−２Ｈ−チエノ［３，４−ｂ］［１，４］ジオキセピン
３，３−ビス（メトキシメチル）−３，４−ジヒドロ−２Ｈ−チエノ［３，４−ｂ］［１，４］ジオキセピン
２，３，４，５−テトラメチル−２，３，４，５−テトラヒドロチエノ［３，４−ｂ］［１，４］ジオキソシン
２，３−ジヒドロチエノ［３，４−ｂ］［１，４］ダイオキシン−２−オール
２−メチル−２，３−ジヒドロチエノ［３，４−ｂ］［１，４］ダイオキシン
２，３−ジヒドロチエノ［３，４−ｂ］［１，４］ダイオキシン−２−イルメタノール
２−フェニル−２，３−ジヒドロチエノ［３，４−ｂ］［１，４］ダイオキシン
４−（２，３−ジヒドロチエノ［３，４−ｂ］［１，４］ダイオキシン−２−イルメトキシ）ブタン−１−スルホン酸ナトリウム
３−メチル−３，４−ジヒドロ−２Ｈ−チエノ［３，４−ｂ］［１，４］ジオキセピン
３，４−ジヒドロ−２Ｈ−チエノ［３，４−ｂ］［１，４］ジオキセピン−３−イルメタノール
３，４−ジヒドロ−２Ｈ−チエノ［３，４−ｂ］［１，４］ジオキセピン−３−オール
５，１０−ジヒドロチエノ［３，４−ｃ］［２，５］ベンゾジオキソシン
または２−メチル−２，３−ジヒドロチエノ［３，４−ｂ］［１，４］ダイオキシンである。もっとも好ましいモノマーは、非置換３，４−エチレンジオキシチオフェンである。

バイオレセプターを含む生体適合性層に使用される非導電性材料の例としては、３，４−ジヒドロキシ−Ｌ−フェニルアラニン（Ｌ−ＤＯＰＡ）、キトサン、ナフィオン（テトラフルオロエチレン−パーフルオロ−３，６−ジオキサ−４−メチル−７−オクテンスルホン酸共重合体）が挙げられる。

好ましくは、第３のコイル状ワイヤは、銀／塩化銀基準電極である。基準電極は、電子回路部品の適切なポイントに接続されていることによってアンテナとしても機能することができる。

本発明によるセンサーの平行なワイヤには、アンテナとして使用することのできる絶縁層を有する第４のコイル状ワイヤおよび／またはスペーサーとして使用することのできる絶縁層を有する第５のコイル状ワイヤがさらに含まれてよい。また、本発明によるセンサーのワイヤには、アンテナまたはスペーサーとして働く２以上のさらなるコイル状ワイヤが含まれてよい。絶縁層は、例えば、パリレン、ポリテトラフルオロエチレン、フッ化エチレンプロピレン、パーフルオロアルコキシ（ｐｅｒｆｌｕｒｏｘａｌｋｏｘｙ）共重合体、ポリフェニレンスルフィド、ポリエーテルブロックアミド、ポリエーテルケトン、ポリアミド、ポリイミド、ポリエステルイミド、高密度ポリエチレンおよび低密度ポリエチレンなどのポリエチレン、ポリフッ化ビニリデン、またはポリウレタンから作られてよい。

本発明によるセンサーの平行なワイヤには、さらなる作用電極として使用することのできるバイオレセプターを有する生体適合性層を備えたさらなるコイル状ワイヤが含まれてよい。さらなるコイル状ワイヤは、第２のコイル状ワイヤと同じ構造を有してよい。また、さらなるコイル状ワイヤは、電子回路部品との適した接続によって作用電極として働くことができる限り、第２のコイル状ワイヤとは異なる構造を有してもよい。特に、異なる作用電極のバイオレセプターは異なっていてよい。また、本発明によるセンサーのコイルは、さらなる作用電極として働く２以上のさらなるコイル状ワイヤをさらに含んでもよい。

本発明によるセンサー中のバイオレセプターは、好ましくはオキシドレダクターゼ、すなわち、レドックス酵素である。好ましくは、バイオレセプターは、Ｘが１〜１７であるＥＣ１．Ｘ．３のＥＣ番号のオキシドレダクターゼである。この種類のオキシドレダクターゼの例としては、ＥＣ１．１．３（例えばグルコースオキシダーゼ、Ｌ−グロノラクトオキシダーゼ、チアミンオキシダーゼ、キサンチンオキシダーゼ）、ＥＣ１．３．３（例えばプロトポルフィリノーゲンオキシダーゼ）、ＥＣ１．４．３（例えばモノアミンオキシダーゼ）、ＥＣ１．５．３（例えばサルコシンオキシダーゼ、ジヒドロベンゾフェナントリジンオキシダーゼ）、ＥＣ１．７．３（例えば尿酸オキシダーゼ）、ＥＣ１．８．３（例えば亜硫酸塩オキシダーゼ）、ＥＣ１．９．３（例えばチトクロムＣオキシダーゼ）、ＥＣ１．１０．３（例えばカテコールオキシダーゼ、ラッカーゼ）およびＥＣ１．１６．３（例えばセルロプラスミン）が挙げられる。

バイオレセプターは、好ましくは、グルコースオキシダーゼ、乳酸デヒドロゲナーゼ、ピルビン酸デヒドロゲナーゼ（ｐｙｒｕｂａｔｅ ｄｅｈｙｒｒｏｇｅｎａｓｅ）およびピルビン酸オキシダーゼからなる群から選択することができる。

本発明のさらなる態様によれば、本発明は、本発明によるセンサーおよびトランシーバーを備えた医療用具を提供する。

本発明のさらなる態様によれば、本発明は、
１）中空のコイルを準備する工程、
２）コイルと電子回路部品を接続する工程、および
３）電子回路部品を生体適合性樹脂で封入する工程
を含む、本発明によるセンサーを作製するための方法を提供する。

好ましくは、前記方法は、４）工程３）の後にコイルに、またはコイルおよび電子回路部品に、最外層を設ける工程をさらに含む。

本発明のさらなる態様によれば、本発明は、眼中のグルコース濃度を測定するための、本発明によるセンサーまたは本発明による医療用具の使用を提供する。

本発明のさらなる態様によれば、本発明は、本発明によるセンサーまたは本発明による医療用具を使用することにより、糖尿病を診断するための方法を提供する。

本発明を、図面を参照して以下に詳細に説明する。

本発明によるセンサーの実施形態を概略的に説明する図である。 本発明によるセンサーの実施形態の模式図であり、電子回路部品の詳細を示す図である。 本発明によるセンサーのさらなる実施形態の模式図であり、電子回路部品の詳細を示す図である。 本発明によるセンサーの電子回路部品中の定電位電解装置の動作原理を説明する図である。 本発明によるバイオセンサーの構成の様々な実施例を説明する図である。 本発明によるバイオセンサーの構成の様々な実施例を説明する図である。 本発明によるバイオセンサーの構成の様々な実施例を説明する図である。 本発明によるバイオセンサーの構成の様々な実施例を説明する図である。 本発明に関連する実験から得られる様々なグラフを示す図である。 本発明に関連する実験から得られる様々なグラフを示す図である。 本発明に関連する実験から得られる様々なグラフを示す図である。 本発明に関連する実験から得られる様々なグラフを示す図である。

図１は、本発明によるセンサー１００の実施形態を説明する。センサー１００は、平行に巻かれている、第１のコイル状ワイヤ１、第２のコイル状ワイヤ２、第３のコイル状ワイヤ３、第４のコイル状ワイヤ４、および第５のコイル状ワイヤ５を含む中空コイル１０を含む。中空コイル１０は、電子回路２０に接続されている。電子回路２０はコイル１０の端に取り付けられている。この実施例において中空コイル１０は１ｍｍの直径を有する。

第１のコイル状ワイヤ１は、対電極として機能する。第２のコイル状ワイヤ２は、作用電極として機能する。第３のコイル状ワイヤ３は、基準電極として機能する。第４のコイル状ワイヤ４は、アンテナとして機能する。第５のコイル状ワイヤ５は、スペーサーとして機能する。

中空コイル１０および電子回路２０は、連続的な最外層１１で覆われている。電子回路２０は、最外層１１の内側の樹脂層２１に埋設されている。

第１のコイル状ワイヤ１は、白金めっきを施したステンレス鋼で作られ、最外層１１だけを備えている。

第２のコイル状ワイヤ２は、白金めっきを施したステンレス鋼で作られ、最外層１１の内側にポリマー層２Ａを備えている。ポリマー層２Ａは電子伝導性であり、バイオレセプター２Ｂ、この実施例においてはグルコースオキシダーゼを含む。

第３のコイル状ワイヤ３は、銀めっきを施したステンレス鋼であり、最外層１１の内側で、塩化銀層３Ａでコーティングされている。

第４のコイル状ワイヤ４は、ステンレス鋼で作られ、最外層１１の内側で、絶縁層４Ａでコーティングされている。絶縁層４Ａは、例えば、ＰＴＦＥから作られる。

第５のコイル状ワイヤ５は、ステンレス鋼で作られ、最外層１１の内側で、絶縁層５Ａでコーティングされている。絶縁層５Ａは、例えば、ＰＴＦＥから作られる。

アンテナ４のためのリターンワイヤ２２は、電子回路部品２から第４のコイル状ワイヤ４の異なるループ（図示せず）へと延び、閉ループアンテナが形成される。

使用時、この実施形態のセンサーは、涙液で満たされた下眼瞼に留置される。第２のコイル状ワイヤ２のポリマー層２Ａにおけるグルコースオキシダーゼの触媒機能により、涙液中のグルコースはＨ_２Ｏ_２を生成する。

センサーは、下眼瞼の近くに置かれたトランシーバー（図示せず）により生じる電磁場によって作動する。電磁場は、コイルを介して電流を誘導する。電流のレベルは、Ｈ_２Ｏ_２濃度に依存し、同様にそれは涙液中のグルコース濃度に依存する。電子回路２０は、グルコース濃度を示すシグナルを生成し、コイル４を介して外部装置へ送信する。

図２は、本発明によるセンサーの実施形態を概略的に説明する。電子回路２０の部品が、さらに詳細に説明される。この実施例において、コイル１０は、アンテナとして使用されるコイル状ワイヤを含む。電子回路部品２０は、定電位電解装置４０、基準電源８０、Ａ／Ｄコンバータ５０、マイクロプロセッサ６０、およびＲＦトランシーバー７０からなる。定電位電解装置４０は、作用電極の電流を電圧に変換する。この電圧は、Ａ／Ｄコンバータ５０によりカウントにデジタル化される。基準電源８０は、必要なバイアス電圧を定電位電解装置４０に与える。マイクロプロセッサ６０は、センサーの処理を制御する。カウント、すなわちセンサーの生データは、例えば、Ｎｏｒｍ ＩＳＯ １８０００−３に記載されるように、マイクロプロセッサ６０により送信データパケットに変換される。ＲＦトランシーバー７０は、誘導結合を用いて、リーダーユニット（ここでは図示せず）に、無線接続されている。ＲＦトランシーバー７０は、リターンワイヤ３０によりアンテナコイルに接続されている。ＲＦトランシーバー７０は、アンテナコイルを用いて、センサー生データを含むデータパケットをリーダーユニットに送信する。また、センサーには、誘導結合を用いて、無線で動力が供給される。データおよび送電のために、同じアンテナコイルが使用される。

図３は、本発明によるセンサーの電子回路部品の実施形態を概略的に説明する。図３は、アンテナを除けば図２と全く同じである。この実施例では、コイルは、アンテナとして使用されるコイル状ワイヤを含まない。その代わりに、電子回路部品がデータおよび送電のためのアンテナを含む。

図４は、本発明によるセンサーの電子回路部品中の定電位電解装置の動作原理を説明する。定電位電解装置は、差動入力増幅器（ＯｐＡｍｐ）、およびトランスインピーダンス増幅器（ＴＩＡ）からなる。差動入力増幅器は、作用電極（ＷＥ）と基準電極（ＲＥ）との間の電位を比較して、必要な作用バイアス電位を調節する。この目的のために、作用電極と基準電極の間の電圧が増幅され、エラーシグナルとして対電極に印加される。このようにして、作用電極と基準電極の間の電圧は一定に維持される。トランスインピーダンス増幅器は、作用電極に接続され、セル電流を電圧（Ｏｕｔ）に変換する。トランスインピーダンス増幅器は、仮想接地で作用電極の電位を維持する。

図５〜８は、本発明のバイオセンサーの構成の様々な実施例を説明する。

図５において、コイルは平行に巻きつけられている４本のワイヤからなる。ワイヤは電子回路部品のそれぞれのポイントに接続されており、それらはそれぞれ、対電極１、作用電極２、基準電極３、およびアンテナ４として機能する。

図６において、コイルは平行に巻かれている３本のワイヤからなる。ワイヤは、電子回路部品のそれぞれのポイントに接続されており、それらはそれぞれ、対電極１、作用電極２、基準電極３’として機能する。この実施形態において、基準電極として機能するワイヤは、アンテナとしても機能する。

図７において、コイルは平行に巻かれている５本のワイヤからなる。ワイヤは、電子回路部品のそれぞれのポイントに接続されており、それらはそれぞれ、対電極１、作用電極２、基準電極３、アンテナ４、およびスペーサー５として機能する。

図８において、コイルは平行に巻かれている４本のワイヤからなる。ワイヤは、電子回路部品のそれぞれのポイントに接続されており、それらはそれぞれ、対電極１、作用電極２、基準電極３’、およびスペーサー５として機能する。この実施形態において、基準電極３’として機能するワイヤは、アンテナとしても機能する。

（実施例１）最外層を含まない、ＰＥＤＯＴ導電層を有するＰｔ作用電極の作製（非平行ワイヤ）
３，４−エチレンジオキシチオフェン（ＥＤＯＴ）（約１０^−２Ｍ）をリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）中に分散させ、ＧＯＸ（約１１０Ｕ／ｍＬ）を加えて、撹拌せずに溶解させることにより、（酵素）作用電極を作製した。

コイル状白金ワイヤ（直径０．０１ｍｍ）が作用電極（ＷＥ）として機能し、コイル状白金ワイヤが対電極（ＣＥ）として機能し、コイル状Ａｇ／ＡｇＣｌ／飽和ＫＣｌが基準電極（ＲＥ）として機能する、三電極電気化学システムを用いた。ワイヤは、平行に巻きつけられているのではなく、別々の部品として存在した。これらの電極は、電解重合プロセスのための電気化学セルを形成した。

ＷＥは、使用前に超純水中で超音波洗浄した。電極をＥＤＯＴ／ＧＯｘ／ＰＢＳ溶液に入れ、電位を０．２〜１．２Ｖ／秒の間で周期的に変化させ、これを１５サイクル繰り返した。得られる被覆電極を新鮮なＰＢＳ溶液で洗浄すると、すぐに使用することができ、その結果、白金ワイヤにＧＯｘ ＰＥＤＯＴマトリックスが固定化された（Ｐｔ／ＰＥＤＯＴ／ＧＯｘ）。

（実施例２）センサー機能
実施例１で得られた三電極装置を用いて、グルコース較正曲線を作成した。

グルコースＰＢＳ溶液を、０．００〜０．４０ｍＭの範囲は０．０５ｍＭごと、０．５０〜８．００ｍＭの範囲は０．５ｍＭごとに調製した。

様々な溶液の電流測定を行った。溶液を継続的に撹拌しながら、ひとつの電位段階６００ｍＶをＡｇ／ＡｇＣｌ／飽和ＫＣｌに印加し、電流を６００秒間測定した。平均電流および６０秒〜６００秒の間の標準偏差を計算し、グルコース濃度に対してプロットした。

電流は、０〜１０ｍＭの間の範囲でグルコース濃度に直線的に比例することが認められた。低い濃度範囲（０〜０．７ｍＭ）に対して作成した較正曲線を図９に示す。記号は個々の測定ポイントを表し、直線はこれらのポイントに対する最小二乗適合を表す。高血糖濃度、生理学的濃度、および低血糖濃度におけるグルコースの検出を実証するさらなる実施例を図１０に示す。０ｍＭ〜３．９ｍＭの領域は低血糖領域を表し、３．９ｍＭ〜５．５ｍＭの領域は正常グルコース領域、そして５．５ｍＭを超える領域は高血糖領域を表す。

（実施例３）最外層を含まない、Ｌ−ＤＯＰＡ非導電層を有するＰｔ作用電極の作製（非平行ワイヤ）
３，４−ジヒドロキシ−Ｌ−フェニルアラニン（Ｌ−ＤＯＰＡ）（２０ｍｇ）を１０ｍＬのトリスバッファー溶液（ｐＨ７．５）に溶解させることにより、（酵素）作用電極を作製した。この溶液に、コイル状白金ワイヤを室温にて１７時間浸漬した。次に、Ｌ−ＤＯＰＡ被覆電極を約１０００Ｕ／ｍＬのＧＯｘを含有するＰＢＳ溶液に４．５時間浸漬した。

このようにして、ＧＯｘを含むＬ−ＤＯＰＡの非導電性被膜でコーティングされたコイル状白金ワイヤが得られた。

（実施例４）センサー機能
実施例２を繰り返したが、作用電極は実施例３で得た電極を使用した。作成した較正曲線は、作用電極を通して測定された電流が実質的にグルコース濃度に比例していることを示した。

（実施例５）最外層を含まない、キトサン非導電層を有するＰｔ作用電極の作製（非平行ワイヤ）
キトサン（約１ｇ）を１００ｍＬの１％酢酸に溶解させることにより、（酵素）作用電極を作製した。この溶液を、室温にて３時間撹拌しながら静置し、次に、必要になるまで４℃で貯蔵した。変性キトサン溶液（３ｍＬ）に、１５μＬの分子量約６５０００のポリ（アリルアミン）（ＰＡＡ）をＨ_２Ｏ中２０重量％溶液として添加した。ＰＡＡをキトサン溶液に完全に溶解させた後、グルタルアルデヒド（６０μＬ）をＨ_２Ｏ中２５重量％溶液として添加した。以後、この溶液を溶液１と呼ぶ。別の変性キトサン（３ｍＬ）溶液にＧＯｘ（約７ｍｇ）を添加し、ＧＯｘがキトサン溶液に完全に溶解した後、グルタルアルデヒド（６０μＬ）をＨ_２Ｏ中２５重量％溶液として添加した。以後、この溶液を溶液２と呼ぶ。白金コイルは、Ｈ_２ＳＯ_４とＨ_２Ｏ_２の混合物を用いて洗浄し、超純水ですすぎ、超純水を入れた超音波洗浄機でさらに洗浄した。洗浄した白金コイルは、溶液１で浸漬コーティングし、室温にて２時間乾燥させた後、溶液２で浸漬コーティングし、乾燥させた。

このようにして、ＧＯｘを含むキトサンの非導電性被膜でコーティングされたコイル状白金ワイヤが得られた。

（実施例６）センサー機能
実施例５で得られた作用電極とコイル状白金ワイヤ対電極、およびコイル状ワイヤＡｇ／ＡｇＣｌ基準電極を組み合わせることにより、典型的な電流測定を行った。被覆電極は、必要になるまで、４℃にてＰＢＳ中で貯蔵した。

較正曲線は、実施例２と同様の手順に従って作成した。この電極を使用して作成した較正曲線を図１１に示す。左のグラフは１日目の電流のグルコース濃度依存性を表し、左のグラフは２日目および３日目の電流のグルコース濃度依存性を示している。

作用電極を通して測定された電流は、グルコース濃度に実質的に比例していた。

（実施例７）最外層を含まない、ナフィオン非導電層を有するＰｔ作用電極の作製（非平行ワイヤ）
ＧＯｘ（２．７ｍｇ）およびウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）を、ＰＥＧ（６１５ｍｇ）を含有するＰＢＳ溶液（１ｍＭ）中に溶解させることにより、（酵素）作用電極を作製した。ＧＯｘおよびＢＳＡが完全に溶解すると、グルタルアルデヒド溶液（Ｈ_２Ｏ中２．５重量％溶液１５μＬ）を添加し、その溶液を十分に混合した。コイル状白金ワイヤ（直径０．１ｍｍ）をシリカで研磨し、Ｈ_２ＳＯ_４／Ｈ_２Ｏ_２溶液（１：３）で洗浄し、超純水ですすいだ。Ｇｏｘ溶液（２μＬ）は、洗浄した白金ワイヤの表面にドロップキャストし、室温にて１時間乾燥させた。乾燥した後、ナフィオン（テトラフルオロエチレン−パーフルオロ−３，６−ジオキサ−４−メチル−７−オクテンスルホン酸共重合体）溶液（水中１０重量％）を表面に塗布し、室温にて１時間乾燥させた。

このようにして、ＧＯｘを含むナフィオンの非導電性被膜でコーティングされたコイル状白金ワイヤが得られた。

（実施例８）センサー機能
実施例２を繰り返したが、作用電極は実施例７で得た電極を使用した。作成した較正曲線は、作用電極を通して測定された電流がグルコース濃度に実質的に比例していることを示した。

（実施例９）最外層を含まない、ＰＥＤＯＴ導電層を有するＰｔ作用電極の作製（非平行ワイヤ）
３，４−エチレンジオキシチオフェン（ＥＤＯＴ）（０．０１Ｍ）を、ＰＥＧ８０００（０．００１Ｍ）を含有するリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）中に分散させることにより、（酵素）作用電極を作製した。ＥＤＯＴ溶液にＧＯｘ（５３１２．７Ｕ）を添加し、それを攪拌せずに溶解させた。

直径１．５ｍｍのコイル状作用電極（ＷＥ）、対電極（ＣＥ）としてのコイル状白金ワイヤ、およびＡｇ／ＡｇＣｌ／飽和ＫＣｌ基準電極（ＲＥ）からなる、三電極電気化学システムを使用した。これらの電極は、電解重合プロセスのための電気化学セルを形成した。

ＷＥは、Ｈ_２ＳＯ_４、超純水、最後にＰＢＳ中で順次洗浄することにより、事前に清浄した。電極をＥＤＯＴ／ＧＯｘ／ＰＥＧ／ＰＢＳ溶液中に入れ、電位を０．３Ｖから、０．２〜１．２Ｖの間で、走査速度０．１Ｖ／秒で周期的に変化させ、これを３０サイクル繰り返した。

このようにして、ＧＯｘを含有するＰＥＤＯＴの導電性被膜でコーティングされたコイル状白金ワイヤが得られた。

（実施例１０）センサー機能
実施例２を繰り返したが、作用電極は実施例９で得た電極を使用した。図１２に示されるように、作成した較正曲線は、作用電極を通して測定された電流が実質的にグルコース濃度に比例していることを示した。

（実施例１１）平行ワイヤ
ＷＥ、ＣＥ、およびＲＥとして使用されるワイヤが平行に巻かれていることを除いて、実施例１〜１０を繰り返す。平行に巻きつけられていないワイヤが使用されている実施例（実施例１〜１０）と、平行に巻かれているワイヤが使用されている実施例（実施例１１）では、センサー動作に実質的な差異は認められない。

（実施例１２）最外層を有する平行ワイヤ
ＷＥ、ＣＥ、およびＲＥとして使用されるワイヤが平行に巻かれており、コイルがナフィオン（テトラフルオロエチレン−パーフルオロ−３，６−ジオキサ−４−メチル−７−オクテンスルホン酸共重合体）（水中１０重量％）溶液で浸漬コーティングされ、室温にて乾燥させたものであることを除いて、実施例１〜１０を繰り返す。ナフィオンの中に封入されたコイルが得られる。センサー動作において実施例１１と１２の間に実質的な差異は認められない。

（実施例１３）ＰＥＤＯＴ導電層を有するＰｔ作用電極の作製（平行ワイヤ）
直径０．１５２ｍｍの白金めっきを施したステンレス鋼のワイヤは、ＢＭＡおよびＮＶＰの共重合体でコーティングすることができる。直径０．１５２ｍｍの、白金めっきを施したステンレス鋼の別のワイヤは、ＰＥＤＯＴ／ＧＯｘで電気化学的にコーティングすることができ、それはさらに、ＢＭＡおよびＮＶＰの共重合体でコーティングすることができる。直径０．１５２ｍｍの、銀めっきを施したステンレス鋼ワイヤは、塩化銀層でコーティングすることができ、それはまた共重合体でコーティングすることもできる。これらの３つのワイヤは、マンドレルの周囲に平行に巻きつけられていてもよい。その後に形成されるコイルの外径は０．８７ｍｍである。マンドレルを取り除いた後、コイルを１ｃｍの長さに切断してよい。コイルの端部の一方は、ＵＶ硬化ポリマーを一滴用いて塞ぐことができる。次に、コイルのもう一方の端部で３つのワイヤを電子回路に接続することができる。

実施例２と同様の手順に従い、較正曲線を作成する。作用電極を通して測定された電流はグルコース濃度に実質的に比例している。

（実施例１４）
実施例１〜１３に従って作製したコイルを電子回路部品に接続してバイオセンサーを形成する。センサーから得られる電子シグナルは、アンテナシステムによって送信され、例えばメガネなどに取り付けられた外部装置によって受信することができる。これを、今度はシグナルを増幅し、別の装置、例えばインスリンポンプなどに伝達することができる。

Claims (21)

1. 平行に巻かれたワイヤを備える中空のコイルと、前記コイルに動作可能に接続された電子回路部品とを備えたバイオセンサーであって、
   前記ワイヤが、少なくとも、対電極として使用することのできる第１のコイル状ワイヤ、作用電極として使用することのできる第２のコイル状ワイヤ、および基準電極として使用することのできる第３のコイル状ワイヤを含み、
   前記第２のコイル状ワイヤが、バイオレセプターを有する生体適合性層を備えており、
   前記電子回路部品が、前記バイオレセプターの活性に基づいてトランシーバーへの入力シグナルを生成し、前記入力シグナルを前記トランシーバーに無線で送信することができ、かつ、
   前記電子回路部品が、生体適合性樹脂に封入されている、バイオセンサー。
2. 前記第２のコイル状ワイヤがＰｔ表面を有する、請求項１に記載のセンサー。
3. 前記バイオレセプターを有する前記生体適合性層が導電性である、請求項１または２に記載のセンサー。
4. 前記生体適合性層が、式（Ｉ）の所望により置換されている５員複素環から合成された電子伝導性ポリマーを有する、請求項３に記載のセンサー。
   〔式中、Ｒ^１は、ヘテロ原子、好ましくはＮ、ＳまたはＯを表し、
   Ｒ^２、Ｒ^３は、各々独立に、Ｈ、所望により置換されている、好ましくは１〜４個の炭素原子からなるアルキルの群から選択され、この際、前記アルキルは、例えばヒドロキシル基、アルキル基およびアルキルエーテル、所望により置換ｏ−アルキルで置換されてよく、かつ、Ｒ^２およびＲ^３は、それらが結合している前記炭素原子と一緒に環を形成することができる〕
5. 前記コイルが、生体適合性材料からなる最外層に封入されている、請求項１乃至４のいずれか一項に記載のセンサー。
6. 前記生体適合性材料が、親水性材料である、請求項５に記載のセンサー。
7. 前記親水性材料が、疎水性反応性モノマーと親水性反応性モノマーとの共重合体；各ブロックが脂肪族領域の少なくとも１つの炭素で異なるポリエーテルのブロック共重合体、および多糖のホモポリマー（ｈｏｍｏｐｏｌｙｅｒ）からなる群から選択される、請求項６に記載のセンサー。
8. 前記生体適合性樹脂が、ＵＶ硬化性医療用粘着剤である、請求項１乃至７のいずれか一項に記載のセンサー。
9. 前記第３のコイル状ワイヤが、銀／塩化銀基準電極である、請求項１乃至８のいずれか一項に記載のセンサー。
10. 前記ワイヤが、アンテナとして使用することのできる絶縁層で被覆された第４のコイル状ワイヤをさらに含む、請求項１乃至９のいずれか一項に記載のセンサー。
11. 前記ワイヤが、スペーサーとして使用することのできる絶縁層で被覆された第５のコイル状ワイヤをさらに含む、請求項１乃至１０のいずれか一項に記載のセンサー。
12. 前記絶縁層が、パリレン；ポリテトラフルオロエチレン；フッ化エチレンプロピレン；パーフルオロアルコキシ（ｐｅｒｆｌｕｒｏｘａｌｋｏｘｙ）共重合体；ポリフェニレンスルフィド；ポリエーテルブロックアミド；ポリエーテルケトン；ポリアミド；ポリイミド；ポリエステルイミド；高密度ポリエチレンおよび低密度ポリエチレンなどのポリエチレン；ポリフッ化ビニリデン；あるいはポリウレタンまたはその共重合体で作製されている、請求項１０または１１に記載のセンサー。
13. さらなる作用電極として使用することのできるバイオレセプターを有する生体適合性層を備えた１以上のさらなるコイル状ワイヤを備えた、請求項１乃至１２のいずれか一項に記載のセンサー。
14. 前記バイオレセプターがオキシドレダクターゼである、請求項１乃至１３のいずれか一項に記載のセンサー。
15. 前記バイオレセプターが、Ｘが１〜１７であるＥＣ１．Ｘ．３のＥＣ番号のオキシドレダクターゼである、請求項１乃至１４のいずれか一項に記載のセンサー。
16. 前記バイオレセプターが、グルコースオキシダーゼ、乳酸デヒドロゲナーゼ、ピルビン酸デヒドロゲナーゼ（ｐｙｒｕｂａｔｅ ｄｅｈｙｒｒｏｇｅｎａｓｅ）およびピルビン酸オキシダーゼからなる群から選択される、請求項１乃至１４のいずれか一項に記載のセンサー。
17. 前記センサーの直径が０．１〜３ｍｍである、請求項１乃至１６のいずれか一項に記載のセンサー。
18. 請求項１乃至１７のいずれか一項に記載のセンサーおよび遠隔受信機を備えた医療用具。
19. 請求項１乃至１７のいずれか一項に記載のセンサーを製造する方法であって、
    １）前記中空のコイルを準備する工程と、
    ２）前記コイルと前記電子回路部品を接続する工程と、
    ３）前記電子回路部品を生体適合性樹脂で封入する工程と
    を含む、方法。
20. 眼中のグルコース濃度の測定のための、請求項１乃至１７のいずれか一項に記載のセンサーまたは請求項１８に記載の医療用具の使用。
21. 請求項１乃至１７のいずれか一項に記載のセンサーまたは請求項１８に記載の医療用具を使用することによる、糖尿病を診断するための方法。