JP2022537930A - Ｅ－ｄｎａ型センサーにおける電子移動反応速度の調節 - Google Patents

Abstract

認識素子が第2の電荷移動調節部分（例えばオリゴヌクレオチド）と共に固定化（deposit）されている、改善された電気化学センサー。第2の部分は、電子移動反応速度を調節してセンサーゲインの周波数依存性を増強し、反応速度差ドリフト補正技法および同様の測定法（標的依存的出力と並行して標的非感受性シグナルドリフトを必要とする）の使用を可能にする。第2の部分は、センサーのノイズに対するゲインおよびシグナルを高め、較正なしでの測定を可能にするために使用することができる。血流中の1分あたりの分析物濃度の複数の測定を用いる正確なドリフト補正されたインビボセンサーの使用が示される。TIFF2022537930000014.tif113170

Description

関連出願の相互参照：
本出願は、2019年6月12日に出願された「Modulating Electron Transfer Kinetics in E-DNA-type Sensors」と題する米国仮出願第62/860,772号に対する優先権の恩恵を主張し、その内容は参照により本明細書に組み入れられる。

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本出願は、ASCIIフォーマットで電子的に出願された配列表を含み、その内容全体は、参照により本明細書に組み入れられる。2020年6月12日に作成されたASCIIコピーはUCSB029PCT_SL.txtの名前が付けられ、4,207バイトのサイズである。

連邦政府による資金提供を受けた研究開発の記載：
本発明は、米国国立衛生研究所によって与えられた助成金番号R01 EB022015のもとで政府の支援を受けて行われた。

発明の背景
バイオセンシングの分野の主な目的は、インビボで見られるものなど複雑な試料および環境中の標的分析物の連続的な（または、少なくとも高頻度の）リアルタイム測定である。そのような能力が広範囲の標的分析物に対して達成されれば、これは、研究、環境モニタリング、産業、および医療の分野において、数え切れないほどの適用への扉を開く。多くの試薬のない電気化学センサーは、アプタマーまたはタンパク質などの認識素子を含み、当該認識素子は標的分子に選択的に結合し、そのような結合が認識素子とセンサーの他の素子との間の電子移動の反応速度の変化を誘導する場合に、感知が可能になる。そのようなセンサーは、本明細書において広く「受容体ベースのセンサー」と呼ばれ、これらは、DNAベースおよびアプタマーベースの電気化学センサー（それぞれ、「E-DNA」および「E-AB」センサー）を含めて、多くのプラットフォームを包含する。大抵のセンサーと同様に、試薬のない電気化学センサーは経時的にドリフトする傾向があり、センサーの出力は、特に、センサーが全血または他の体液などの複雑な試料に曝露される場合に、標的分析物の濃度とは無関係に変化する。

ある場合には、センサーのドリフトは、反応速度差測定（kinetic differential measurement: KDM）技法および同様のドリフト補正方法の使用によって補正することができる。KDMは、例えば、Ferguson et al, Real-Time, Aptamer-Based Tracking of Circulating Therapeutic Agents in Living Animals, Science Translational Medicine 27 Nov 2013, Vol. 5, Issue 213, pp. 213ra165（非特許文献1）に記載されているように、シグナルのドリフトを自己補正し、シグナル対ノイズ比を増強する。この技法は、このクラスのセンサーにおけるシグナリングの矩形波周波数依存性を活用する。特に、電子移動は、標的を有さない受容体からよりも、標的に結合した受容体からの方が速い。この反応速度の差は、高い周波数で矩形波ボルタンメトリーが行われる場合には、結合により誘導される電流の増大または低下をもたらし、低い周波数では逆になる。好都合には、これらの2つの出力は協調してドリフトし、そのため、これらの差をとることによって、ベースラインのドリフトが効果的に補正される。

適切な認識素子のために、KDMは、ドリフトを補正するための簡便な方法を提供する。しかし、KDMの実施は、シグナル挙動と電極のインタロゲーション（interrogation）の周波数との間に強い依存性があることに依存する。特に、KDMの好結果の実施のためには、標的結合がシグナルを有意に変化させる少なくとも1つの応答性周波数と、少なくとも1つの非応答性または最小限の応答性または負の応答性の周波数（この場合、センサーの出力は、完全にもしくは大部分が標的の濃度と無関係であるか、または標的に応答して減少さえする）とが存在しなければならない。すなわち、選択された応答性周波数では、感度および/または高ダイナミックレンジを与えるためにゲインは高くなければならず、かつ選択された非応答性周波数では、ドリフトに起因し得るセンサーシグナルを捕捉するKDMまたは同様の補正調整を可能にするためにゲインは最小限、ゼロ、または負でなければならない。例えば、多くのアプタマー認識素子については、標的結合は、高周波数ではシグナルオンの挙動を作り出し、低周波数ではシグナルオフまたは非応答性の出力を作り出す。

しかし、いくつかの認識素子（例えばいくつかのアプタマー）は、それらのシグナル出力が周波数の強い関数でないように構成され、例えば、標準的な範囲のSWV周波数全体にわたって標的結合がシグナルオン応答を誘導する。例えば、カンプトテシンに結合するアプタマーを使用するE-ABセンサーが、化学療法剤イリノテカンを検知するための認識素子として使用される場合、当該センサーは全周波数にわたってかなりのゲインを有する。ゲインが低い周波数の範囲がなく、そのため、経時的なセンサーの天然のドリフトを説明するための基準点がない。そのような周波数非感受性の認識素子については、標準的なセンサー構成ではKDMを実施することができない。したがって、そうでなければこれらのアプローチに適していない受容体ベースのセンサーにおいて、ドリフト補正を可能にする新規なセンサー構成および測定技法のニーズがある。

受容体ベースのセンサーの使用における別の問題は、較正の必要性である。受容体ベースのセンサーにより生成された生の絶対出力シグナルは、製造におけるばらつきが理由で、センサーごとに有意に変動する。この変動性は、センサー電極の微視的表面積の違い、したがって、電子を交換している酸化還元レポーターの総数および充填密度の違いによる可能性がある。そのうえ、試料中に存在する非標的種による非特異的結合は、センサーの出力の変動性を引き起こすことが多いと考えられる。制御された状況では、これらの問題を較正工程によって回避することができ、この工程では、標的の濃度が既知の試料にセンサーが曝露されたときの出力が測定される。そのような較正は、多くの適用、例えば、外から加えた標的の連続的モニタリングには、またはブランクまたは標準試料が容易に利用可能なベンチトップ適用においては、十分であり得る。しかし、重要な較正プロセスは、多くの設定（例えば、インビボモニタリングの場合）に適用することができない。ポイント・オブ・ケア適用などのエクスビボ適用についてでさえ、較正の必要性は、方法の複雑さ、時間、および費用を増し、多くの場合で、較正工程は、臨床またはベッドサイド適用の実際的または経済的限界を超えている。したがって、当技術分野において、センサー間のばらつきまたはセンサーのドリフトに関係なく、所与の分子分析物の濃度を正確に定量化することがきる、較正なしでの測定方法のニーズがある。

Ferguson et al, Real-Time, Aptamer-Based Tracking of Circulating Therapeutic Agents in Living Animals, Science Translational Medicine 27 Nov 2013, Vol. 5, Issue 213, pp. 213ra165

本開示の発明者らは、好都合なことに、認識素子と共に固定化（deposit）されている第2の部分を使用することによって、受容体ベースのセンサーにおいて電子移動反応速度を調節する方法を発見した。第2の部分は、標的の存在に応答しないが、センサーシステムによる電子移動の周波数依存性を調節する。これは、電子それ自体を移動させることによって、そのように調節することができる。またはこれは、標的結合認識素子の電子移動の挙動を調節することによって、そのように調節することができる。認識素子と組み合わせてこれらの分子を含めることによって、認識素子と電極との間の電子移動の反応速度を有利な効果を伴って調節することができる。第1に、センサーのゲインを高めることができる。第2に、センサーのゲインの周波数依存性を増強することができる。

第1の局面では、本発明の範囲は、受容体結合センサーの認識素子が第2の電荷移動調節部分と共に感知電極上に固定化されている、新規なセンサー設計を包含する。いくつかの態様では、センサーはDNA型センサー、例えばアプタマーベースのセンサーである。いくつかの態様では、第2の電荷移動調節部分は、酸化還元レポーターで標識されたオリゴヌクレオチド、例えば、2～20塩基の短いオリゴヌクレオチドである。いくつかの態様では、第2の電荷移動調節部分は、酸化還元レポーターを欠くオリゴヌクレオチド、例えば、2～20塩基の短いオリゴヌクレオチドである。

別の局面では、本発明の範囲は、ドリフト補正のための本発明の新規なセンサーの使用を包含する。第2の電荷移動調節部分は、標的の濃度に非感受性であり、認識素子によって生成される測定シグナルと並行してドリフトする基準シグナルを提供する。したがって、ドリフト効果を定量化し、これを測定したシグナルから引いて、ドリフト補正された測定値を提供することができる。

別の局面では、第2の電荷移動調節部分と共に固定化された認識素子を含む感知素子を使用することによって、電気化学センサーのゲインが増強される。増強されたゲインは、標的の濃度を分離するために高いシグナル対ノイズ比が必要とされる難易度の高い試料型（例えば全血、例えばインビボの流動全血）におけるセンサーの動作を可能にする。

別の局面では、本発明の新規なセンサーを、較正なしでの動作で用いることができる。共固定化された第2の電荷移動調節部分によって、より周波数依存性の強いゲインを生成することができる。ゲインの周波数依存性を使用して、正規化されたセンサー出力を得ることができ、これは、絶対出力に影響を及ぼすセンサー間のばらつきを説明する。較正なしでの動作で本発明の電気化学センサーを用いる能力によって、インビボでの、または較正が厄介であるかもしくは実際的でない他の状況における使用の拡大が可能になる。

別の局面では、本発明の範囲は、新規なカンプトテシン結合アプタマーを包含する。新規なアプタマーは、電気化学的感知プラットフォームで使用される場合に、先行技術のカンプトテシンアプタマーよりも高いゲインを与える。

例示的な先行技術の電気化学的アプタマーベース（E-AB）センサーを示す図である。この図は、アルカン－チオール自己組織化単分子膜102を介して金電極101に共有結合している、酸化還元レポーター107で修飾されている非結合のアプタマー103を示す。該アプタマーは、その特異的標的が存在しない場合、部分的または完全にアンフォールドしている（103）。標的分子104がアプタマー105に結合すると、コンホメーション変化により酸化還元レポーター108の近接性が変化し、ボルタンメトリー（例えば、矩形波）インタロゲーションの際に観察される電極への電子移動シグナル（星）の効率が改善される。 完成したセンサーでは、75mmの金ワイヤー作用電極が、同じ直径の白金対電極および銀/塩化銀基準電極と共に束ねられており、これにより、生きているラットの外頸静脈のうちの1つに22ゲージのガイドカテーテルを介して据え付けられるほど十分に小さくかつ可動性であるデバイスが作り出される。 ラット101におけるセンサーの設置を示し、センサー束102は動物の外部にあり、感知電極103は頸静脈104に設置されている。 標的の非存在下および存在下で観察された異なるシグナル出力を示す。 親アプタマーはG四重鎖にフォールドすると予想され、このG四重鎖は、12塩基対のステムが隣接する標的結合部位であると考えられる。 イリノテカンの内因性蛍光を活用すると、溶液中に遊離している場合に、アプタマーは475nMの解離定数を示す。 しかし、アプタマーが酸化還元レポーターで修飾されてセンサーのインタロゲート電極に固定されると、特に未希釈の全血中に配置された場合、その親和性およびシグナルゲインは有意に低減した。これらの結合曲線は、120Hzの矩形波周波数を用いた。 それにもかかわらず、E-ABセンサーは、（ここでは緩衝液中にて）イリノテカンを負荷されると急速に応答する。これらの結合曲線は、500Hzの矩形波周波数および0.2Hzの繰り返し速度を用いた。 1つ（CA40_1MM）もしくは2つ（CA40_2MM）のミスマッチのいずれかの導入を介して、またはステムのトランケーション（CA36、CA32、CA28、CA16）を介して、アプタマーのステムループを不安定化する（したがって、標的に応答する用意ができているアンフォールド分子の集団を増加させる）ことによって、よりゲインの高いE-ABシグナリングを発生させるように親アプタマーを再設計した。 単純な緩衝溶液中にて負荷された場合、再設計した変異体のすべてが、親アプタマーのものよりも高いゲインを示し、最も不安定化されたもの（CA40_2MM、CA32、CA28、CA16）が最も高いシグナルゲインを発生させた。 全血中にて試験した場合、これらのゲインおよび親和性は低減するが、それでも依然として、性能が最高のものは高ゲインでのE-AB感知を支援する。 本発明のセンサーを示す図である。このセンサーは、SAM層102で機能化された金電極101を含み、このSAM層により、酸化還元レポーターで修飾された標的結合アプタマー103、107が第2の部分（この場合は、酸化還元レポーターで修飾されたオリゴヌクレオチド鎖105）と共に固定化されている。非結合アプタマー103が示されている。アプタマー107が標的分子108に結合すると、これはコンホメーション変化を受け、電極101への酸化還元レポーター109の近接により、電子移動反応速度および生じるシグナルが変化する。 元のE-ABセンサーのシグナルゲイン（標的なしと飽和標的すなわち100mMとの間の相対的シグナル変化）（100:0曲線）は、矩形波周波数の比較的小さい関数である。漸増量の直鎖状鎖（最大比は50:50）と共固定化すると、最大ゲインの対応する低減があるとはいえ、次第に強い周波数依存性が観察される。 2つの鎖の50:50混合物を使用して製造された、KDMドリフト補正（10および120Hzで見られる相対的シグナルの差）を用いるセンサーが、緩衝液および未希釈の全血の両方において、臨床的に適切な範囲（0.5mM～15mM）にわたって標的に応答することを示す。 時間20～約55分のイリノテカン（60mg kg¹）の静脈内注射に応じた経時的センサー出力。 約55～86分の排泄フェーズのクローズアップ。本実験において達したピーク濃度が高いほど、測定の実行が長くなり、ひいては、関連する薬物動態パラメーターの推定の精度を改善する。 本発明のセンサーによって高（120Hz）および低（10Hz）周波数で収集されたシグナルを示す。両方のシグナルは有意にドリフトするが、これらは協調してドリフトする。 正規化された高（120Hz）および低（10Hz）周波数シグナルの間の差（KDM）をとることによって、安定なベースラインが作成される。 生理食塩水「ブランク」と第2の化学療法剤（5-フルオロウラシル。これは、イリノテカンと同時に投与されることが多い）のどちらの対照注射も、いかなる測定可能なセンサー応答ももたらさない。 生きているラットにおいて、複数回の静脈内注射後に測定されたイリノテカンレベルを示す。黒色の線は、各注射データセットの2コンパートメント薬物動態モデルへのフィッティングを示す。 図8Aおよび8Bは、緩衝液（図8A）または流動全血（図8B）のいずれかにおいてインビトロで収集されたE-ABセンサーの出力を示す。緩衝液では、KDMシグナルについてK_D=16.0±1.3μMが観察されている。全血では、K_Dは191.2±23.4μMまで上昇する。エラーバーは、3つの独立に製造され、試験されたセンサーにわたって観察される標準偏差に対応する。 図9A、9B、9C、9D、9E、および9Fは、100％のC28変異体アプタマー（SEQ ID NO:6）、およびC28アプタマーと、SAMで機能化された金電極表面への付着のために5’末端が-SHで官能化され、3’末端がメチレンブルーで機能化されたオリゴヌクレオチドである第2の部分との混合物に対するシグナルゲインへの周波数の効果を示す。示されているシグナルは、3つのセンサーの平均であり、イリノテカンは100μMであり、DMSOに溶解され、室温のPBS中で行われている；E_増加＝0.001V；振幅＝0.05V。図9A、9C、9D、9E、および9Fは、純粋なCA28（「100:0」）およびC28とオリゴヌクレオチドの50-50％混合物（「50:50」）からのシグナルを示す。図9A：5ntオリゴヌクレオチドの第2の部分、SEQ ID NO:9。図9Bは、純粋なCA28（「100:0」）およびC28と10ntオリゴヌクレオチドの第2の部分、SEQ ID NO:8との様々な混合物（50:50－50％のCA29および50％の第2の部分。40:60－40％のCA28および60％の第2の部分、20:80－20％のCA28および80％の第2の部分）を示す。図9C：15ntオリゴヌクレオチドの第2の部分、SEQ ID NO:10。図9D：30ntオリゴヌクレオチドの第2の部分、SEQ ID NO:11。図9E：40ntオリゴヌクレオチドの第2の部分、SEQ ID NO:12。図9F：60ntオリゴヌクレオチドの第2の部分、SEQ ID NO:13。 図9Aの説明を参照。 図9Aの説明を参照。 図9Aの説明を参照。 図9Aの説明を参照。 図9Aの説明を参照。

発明の詳細な説明
本発明の範囲は、新規な電気化学センサーの設計およびその使用方法を包含する。本発明は、特に、まとめて「受容体ベースの電気化学センサー」と呼ぶことができる電気化学センサーに関する。受容体ベースの電気化学センサーは、酸化還元レポーターで機能化された認識素子を含み、認識素子は標的分子に選択的に結合する。酸化還元レポーターで機能化された認識素子は、電極に結合しているかまたはそうではなく連結している。電圧および/または電流パルスの印加によってエネルギーが与えられると、酸化還元レポーターは電極と電子を交換し、測定可能なシグナルを生成する。認識素子への標的分子の結合は、この電子移動の反応速度を調節し、得られたシグナルの変化は標的の濃度と相関する。

本発明の電気化学センサーは、認識素子からのシグナルを調節して様々な利益を提供する第2の電荷移動調節部分を含む。第1に、第2の部分はセンサーのゲインを改善することができる。第2に、第2の部分はセンサーの出力シグナルの周波数依存性を与えるかまたは増強することができ、ドリフト補正方法の使用およびセンサーの較正なしでの動作を可能にする。本発明の様々な要素および態様を次に記載する。

電気化学センサー。本発明の改善されたセンサーの設計は、任意の電気化学センサーに適用することができる。第1の態様では、本発明のセンサーはE-DNA型センサーであり、アプタマーなどの標的結合ポリヌクレオチドを認識素子として用いる。当技術分野において公知の任意のE-DNAセンサーの設計または構成を使用することができる。いくつかの実施形態では、E-DNAセンサーはE-ABセンサーであり、認識素子は、当技術分野において公知のアプタマーを含む。ポリヌクレオチド認識素子は、DNA、RNA、または非天然核酸、およびこれらの混成物を含むことができる。

E-DNAセンサーでは、作用電極の1つまたは複数の選択された部分がポリヌクレオチドで機能化される。ポリヌクレオチドは、任意の適切な化学作用によって（例えば、共有結合、化学吸着、または吸着によって）電極表面にコンジュゲートされてもよいし別様に結合されてもよい。アルカンチオール単分子膜を使用してポリヌクレオチドを電極表面にコンジュゲートさせることができ、これは特に金電極表面に適している。

本発明の範囲は、E-ABセンサーに限定されない。本発明の範囲は、認識素子への標的の結合が、感知素子により検知可能な、電子移動速度の測定可能な変化を作り出す、任意の電気化学センサーをさらに包含する。様々な態様では、認識素子は核酸以外であり、例えば、認識素子としてタンパク質（例えば、抗体またはその断片）、化学種、および他の分子を使用するセンサーも本開示の範囲内である。

一実施形態では、シグナルを生成させるための方法としての直接電子移動および酸化還元平衡の使用を含めて、非媒介性の電気化学的感知を用いるセンサーを使用することができる。これらの生化学的なセンサーとしては、例えば、酸化還元対に属する種の消費または生成を検知するセンサーが挙げられる。他のセンサーは、媒介性の電気化学分析を用いることができ、すなわち、これは、電子移動のために酸化還元媒介物を使用し、酸化還元平衡を確立する。媒介性および非媒介性のセンサーの例は、Sander et al. 2015, A Review of Nonmediated and Mediated Approaches. Environ. Sci. Technol. 49:5862-5878に見出すことができる。

さらなるセンサー型としては、化学的に修飾された電極、免疫センサー、オリゴペプチドベースのセンサー、および酵素センサーが挙げられる。

使用することができる別のセンサー型は、標的結合により誘導されるリガンドの置き換えによる電子移動の変化に基づくセンサー、例えば、Prasad, 2004, The Role of Ligand Displacement in Sm(II)-HMPA-Based Reductions. J Am Chem Soc 2004; 126(22):6891-4に記載されている、ヨウ化サマリウム（II）を含むヘキサメチルホスホラミドである。

別の例示的なセンサー型は、酸化還元レポーターの再編成エネルギーの変化に基づき、例えば、Plumb, 2003, Interaction of a Ferrocenoyl-Modified Peptide with Papain: Toward Protein- Sensitive Electrochemical Probes. Bioconj Chem. 2003;14(3):601-6. doi: 10.1021/bc0256446に記載されているフェロセノイル－ペプチド；または例えば、Feld 2012, Trinuclear Ruthenium Clusters as Bivalent Electrochemical Probes for Ligand-Receptor Binding Interactions. Langmuir. 2012;28(l):939-49. doi: 10.1021/la202882kに記載されている三核ルテニウムクラスターである。

使用することができる別のセンサー型は、スキャフォールドに取り付けられた酸化還元レポーターが下にある電極表面に接近する、立体的に誘導される効率の変化に基づくセンサーであり、例えば、Ge 2010, A Robust Electronic Switch Made of Immobilized Duplex/Quadruplex DNA. Angew Chem Int Ed. 2010;49(51):9965-. doi: 10.1002/anie.201004946に記載されている二重鎖DNA、四重鎖DNA、およびDNAナノスイッチ、またはCash 2009, An Electrochemical Sensor for the Detection of Protein-Small Molecule Interactions Directly in Serum and Other Complex Matrices. J Am Chem Soc. 2009;131(20):6955-7. doi: 10.1021/ja9011595に記載されているDNA含有小分子認識素子である。

いくつかの実施形態では、センサーの認識素子はポリペプチドを含む。例えば、一態様では、ポリペプチドは受容体またはそのリガンド結合ドメインを含むことができ、標的種はリガンドである。一態様では、ポリペプチドは抗体またはその抗原結合性断片であり、標的種は抗原である。

一態様では、電気化学センサーは二重鎖センサーを含むE-ABセンサーであり、酸化還元種は、その一部がアプタマーの一部に相補的であるか、またはそうではなくアプタマーの一部に可逆的に結合することができる別の鎖に存在する。標的種の存在下では酸化還元種の鎖がアプタマーから遊離し、これにより、標的種がアプタマーに結合し、酸化還元種が電極に接触または近接するようになることが可能になる。

いくつかの実施形態では、電気化学センサーは、標的結合がシグナルを増強するようなシグナルオン型センサーであり、他の実施形態では、電気化学センサーは、標的結合が出力シグナルを低減させるかまたは除去するシグナルオフ構成を含むことができる。

酸化還元レポーター。第1の実施形態では、電気化学センサーの各認識素子は、1種または複数種の酸化還元レポーターで機能化される。標的種の結合は、認識素子にその立体構造の変化を起こさせ、その結果、1種または複数種の酸化還元レポーターの位置（またはその電極への接近性）が検知可能な程度に変えられる。そのうえ、本発明の多くの実施形態では、第2の電荷調節部分が1種または複数種の酸化還元レポーターで修飾される。認識素子および/または第2の部分の酸化還元レポーターは、電極と相互作用し、その結果、電極へのその接近性または近接度の変化が電子移動反応速度の変化を引き起こす物質の任意の組成物を含むことができる。例示的な酸化還元種としては、メチレンブルー、フェロセン、ビオローゲン、アントラキノンもしくは任意の他のキノン、エチジウムブロマイド、ダウノマイシン、有機金属酸化還元標識、例えばポルフィリン錯体またはクラウンエーテル環もしくは直鎖状エーテル、ルテニウム、ビス－ピリジン、トリス－ピリジン、ビス－イミジゾール、エチレンテトラ酢酸－金属錯体、チトクロムc、プラストシアニン、およびチトクロムc'が挙げられる。

センサーの構成要素。電気化学センサーは、複数の認識素子が結合している1つまたは複数の作用電極を含むことができる。例示的な認識素子密度は、1×10¹⁰～1×10¹³分子/cm²の範囲であり得る。作用電極は、例えば以下を含めて、電気化学的感知のための任意の適切な電極材料を含むことができる：チオールまたはアミンとの結合を形成する任意の金属表面；金；金でコーティングされた任意の金属（例えば、チタン、タングステン、白金、炭素、アルミニウム、銅など）；裸パラジウム電極、炭素電極など。

作用電極は、任意の望ましい形またはサイズで構成され得る。例えば、パドル形状の電極、長方形の電極、ワイヤー電極、電極アレイ、スクリーン印刷された電極、および他の構成を使用することができる。インビボでの測定のためには、薄いワイヤー構成が有利であり、なぜならば、ロープロファイルワイヤーは、静脈、動脈、組織、または器官に挿入することができ、血管内の血流を妨げず、組織内に実質的な損傷を引き起こさないと考えられるからである。例えば、1～500μm、例えば、50μm、75μm、または100μmの直径を有するワイヤーを使用することができる。

本発明の電気化学的感知システムは、補電極または対電極、例えば白金補助電極をさらに含む。電気化学的感知素子は、基準電極、例えばAg/AgCl電極または当技術分野において公知である他の基準電極と共に使用することができる。本発明の電気化学センサーは、クロノアンペロメトリー測定を行うために適切に構成された、2電極または3電極システムで構成され得る。電極を含有するセルシステムは、電極が存在し、かつ試料と接触している混合チャンバーまたは他の容器を含むことができる。

センサーおよび電極システムは、試料中に配置されるか、または試料に曝露される場合に感応電流の測定値を得るためのアセンブリーを含むことができる。アセンブリーはハウジングを含むことができる。例えば、生きている生物の体内での設置のために、ハウジングは、ニードル、カテーテル、または他の埋植式の構造体を含むことができる。エクスビボ適用のために、ハウジングは、ウェル、マイクロ流体容器、または他の構造体、例えば、ラボオンチップデバイスで見られるものを含むことができる。

本発明の感知素子は、電子移動測定を行うために、適切な構成要素と機能的に接続している。測定構成要素は、互いに電気的および/もしくはネットワーク接続した2つ以上のデバイスを含むことができ、または単一の統合されたデバイスを含むことができる。測定を行うための第1の構成要素は、望ましい振幅、周波数、および波形の励起電圧パルスを感知素子に送達することができるデバイスまたはデバイスの組み合わせを含む。測定構成要素は、ポテンシオスタットまたは他の電圧源および作用電極に電圧ステップを課すための電圧制御器を含むことができる。

測定を行うための第2の構成要素は、感知素子から時間分解電流出力を取得することができるデバイスまたはデバイスの組み合わせを含む。これらの構成要素は、センサーの出力を読み取り、かつそのような出力を保存するか、またはアナログ－デジタル変換器、増幅器、およびデジタル保存メディアとしての構成要素を含めた他のデバイスに出力をルーティングするための回路網を含む。

標的種。本発明のセンサーは、標的種の検知に関する。標的種は、任意の無機または有機分子、例えば：小分子薬物、代謝物、ホルモン、ペプチド、タンパク質、炭水化物、核酸、脂質、ホルモン、代謝物、増殖因子、神経伝達物質、または栄養素を含むことができる。標的は、汚染物質または混入物を含むことができる。標的は、毒素を含むことができる。標的は、病原体に誘導されるもしくは病原体に由来する因子、またはウイルスもしくは細胞を含むことができる。いくつかの態様では、標的種は、有意な副作用を有する薬物、例えば化学療法薬、または狭い治療指数を有する薬物を含み、安全な投薬または最少の副作用を確実にするために、血中レベルの正確な測定が重要である。

第2の部分。本発明の感知素子は、感知素子上に共固定化されているか、またはそうではなく感知素子上に存在する、非標的結合分子である、本明細書において第2の部分と呼ばれる電荷移動調節部分を含む。一態様では、この第2の部分は、(1)認識素子が行うよりも急速にまたは遅く電子を移動させ、かつ(2)標的の存在に応答しない酸化還元レポーターを含む。

第2の態様では、第2の部分は、それ自体の酸化還元レポーターは含まない。代わりに、これは、レポーターまたは認識素子と相互作用することによって、認識素子上の酸化還元部分の電子移動速度を調節する。そのような相互作用は、立体的相互作用もしくは静電気的相互作用またはより特異的な相互作用、例えば、水素結合もしくは疎水性相互作用によって引き起こされ得る。

参照の便宜上、電荷移動を調節する部分は、本明細書において「第2の部分」と呼ぶことができる。第1の態様では、これは、単一種の分子であり、複数のそのような分子が電極表面上で複数の認識素子と混合される。しかし、用語「第2の部分」は1種または複数種の異なるタイプの分子を包含し、例えば、いくつかの実施形態では、任意の比率の2種以上の異なるタイプの分子の混合物（すなわち異種混合物）を含むことが理解されよう。

この調節する第2の部分の作用の1つのメカニズムは、認識素子上の酸化還元レポーターと作用電極との間の電子の移動を干渉することによる。この干渉は、概して、認識素子上の酸化還元レポーターと電極との間の電子移動の速度を遅くし、認識素子の結合状態および非結合状態についての電子移動速度は、第2の部分によって引き起こされる干渉に対して異なる応答を示す。したがって、調節部分を使用すると、SWV中または他の励起シーケンス中に生成される、標的により誘導される電流の周波数依存性を変えることができる。これは、認識素子の結合状態と非結合状態との間の移動速度の分離を改善することもでき、センサーゲインを改善する。

第2の部分は、認識素子と共に固定化されることができる任意の種、例えば、オリゴヌクレオチドおよびタンパク質などの生体分子、またはポリマー有機材料もしくは他の化学物質を含めた他の組成物であり得る。第1の実施形態では、第2の部分はオリゴヌクレオチドを含む。好都合なことに、E-ABおよび他のE-DNA型センサーの場合には、調節部分としてのオリゴヌクレオチドの使用は、単結合化学（例えば、金または他の表面への付着のためのチオール化5’DNA末端）を用いる単一工程で、アプタマーと第2の部分の共固定化を可能にする。第1の態様では、オリゴヌクレオチドはDNAを含むが、本発明の範囲は、非天然核酸類似体を含めた他の核酸を包含する。

オリゴヌクレオチドは、任意の長さ、例えば、2、3、4、5、6、7、8、9、10、11、12、13、14、15、16、17，18、19、20、21、22、23、24、25、26、27、28、29、30、31、32、33、34、35、36、37、38、39、40、41、42、43、44、45、46、47、48、49、50、50～55、55～60、60～65、65～70、70～75、75～80、80～85、85～90、90～95～95～100、100～110、110～120、120～130、130～140、140～150、150～160、160～170、170～180、180～190、190～200個、または200個を超えるヌクレオチドを含むことができる。一般に、長いオリゴヌクレオチドほど、酸化還元修飾された認識素子と作用電極との間の電荷移動速度に対する干渉効果が大きいと考えられる。いくつかの態様では、オリゴヌクレオチドは、5～10、5～20、10～15、10～20、または10～50個のヌクレオチドを含む。

一態様では、オリゴヌクレオチドはチミンおよびアデニンの配列を含む。一態様では、第2の部分は、単に塩基チミンから構成されるオリゴヌクレオチドである。一態様では、第2の部分は、単にアデニンから構成されるオリゴヌクレオチドである。様々な態様では、ヌクレオチドは、少なくとも10％、少なくとも20％、少なくとも30％、少なくとも40％、少なくとも50％、少なくとも60％、少なくとも70％、少なくとも80％、少なくとも90％、または少なくとも95％のチミンを含む。様々な態様では、ヌクレオチドは、少なくとも10％、少なくとも20％、少なくとも30％、少なくとも40％、少なくとも50％、少なくとも60％、少なくとも70％、少なくとも80％、少なくとも90％、または少なくとも95％のアデニンを含む。

一態様では、オリゴヌクレオチドは、SEQ ID NO:8、SEQ ID NO:9、SEQ ID NO:10、SEQ ID NO:11、SEQ ID NO:12、SEQ ID NO:13からなる群より選択されるオリゴヌクレオチド、またはSEQ ID NO:8、SEQ ID NO:9、SEQ ID NO:10、SEQ ID NO:11、SEQ ID NO:12、およびSEQ ID NO:13からなる群より選択されるオリゴヌクレオチド配列に対して、少なくとも80％、少なくとも85％、少なくとも90％、少なくとも95％、または少なくとも99％の配列同一性を有するオリゴヌクレオチドを含む。様々な態様では、オリゴヌクレオチドは前述のものの部分配列である。

代替の態様では、第2の部分はポリペプチドを含む。例えば、第2の部分は2～1,000個のアミノ酸のポリペプチド、例えば、2～5、5～10、10～15、15～20、20～25、もしくは30個、またはそれより多くのアミノ酸のポリペプチドを含むことができる。例示的なポリペプチドには、可動性の本質的に無秩序な配列、例えば、スレオニン、セリン、プロリン、グリシン、アスパラギン酸、リジン、グルタミン、アスパラギン、もしくはアラニン、または前述のものの混合の鎖が含まれる。これには、本質的に無秩序な天然に存在するタンパク質も含まれ得る。これには、フォールドしたタンパク質も含まれ得る。

代替の態様では、第2の部分は有機組成物を含む。一態様では、有機組成物は、ポリマー、例えば、ポリグリコール、ポリ酸、ポリアルコール、ポリエーテル、ポリエステル、ポリビニル、または多糖を含む。

第1の態様では、第2の部分は、1種または複数種の酸化還元レポーターで修飾されている。一態様では、第2の部分は、単一の酸化還元レポーターで修飾されている。例えば、オリゴヌクレオチドを含む第2の部分の場合には、酸化還元レポーターは、3’に取り付けられた部分、例えばメチレンブルーを含むことができる。第2の部分の酸化還元レポーターは、概して、認識素子を修飾しているものと同じ化学物質であるが、代替の実施形態では、第2の部分は、認識素子のものとは異なる酸化還元レポーターを含むことができる。

代替の実施形態では、第2の部分は酸化還元標識を含まない。本実施形態では、第2の部分の電子移動調節特性は、酸化還元レポーターで修飾された認識素子の電荷移動反応速度に対する該部分の効果に完全に由来する。

電荷移動調節部分の絶対存在量は、効果的なシグナリング特性に十分な任意のものであり得、例えば、1×10¹⁰～1×10¹³分子/cm²の密度であり得る。センサー上の調節部分に対する認識素子の相対的比率は、シグナル特性の調節の程度に影響を及ぼすと考えられる。第2の部分の割合（すなわち、全認識素子＋存在する第2の部分に対する、存在する第2の部分の比率）は様々であり得、例えば、調節部分は、約5％、約10％、約20％、約30％、約35％、約40％、約45％、約50％、約55％、約60％、約70％、約80％、または約90％で存在し得る。一実施形態では、調節部分の割合は40から60％の間である。一実施形態では、調節部分の割合は約50％である。これらの比率は、製造中に2種の濃度を制御することによって、またはそれらの固定化時間を変えることによって、制御することができる。

使用方法。本発明の範囲は、本発明の新規なセンサーの使用方法を包含する。一般的な電気化学センサーの動作を以下に記載し、続いて、本発明の新規な感知素子を用いることができる特定の使用方法を記載する。

パルスボルタンメトリー。第1の態様では、パルスボルタンメトリー方法で電気化学センサーを利用することができる。パルスボルタンメトリー方法は、センサーの機能化された電極が、パルス波形で印加される一連の電位に供され、各サイクルでシステム電流の1つまたは複数の測定値が評価される、電気化学的測定技法である。本発明の実施では、一連の電位パルスは1つまたは複数の適切な電位パルスを含み、適切な電位パルスとは、システムで利用される酸化還元レポーター種から測定可能な電流出力を生成させる値で印加される電位である。概して、一連の電位パルスは、感知素子の1種または複数種の酸化還元レポーター種の酸化還元電位の、該電位の近くの、または該電位を包含する（すなわち、掃引電圧方法における）パルスを含み、すなわち、センサーの認識素子および第2の部分の酸化還元レポーターと電極との間にファラデー電流の流れを励起および誘導することができる電圧のパルスを含む。例えば、酸化還元レポーターの電気的励起は、酸化還元レポーターと電極基板の間（または、システムの構成に応じて、電極基板と酸化還元レポーターの間）に電流の一時的な流れを誘導することができる。E-ABセンサーの基板などの作用電極の電圧をステッピングする際、作用電極は、より強い還元作用物質（より陰性の電位へのステッピングの場合）またはより強い酸化作用物質（より陽性の電位へのステッピングの場合）のいずれかになる。適切な範囲内（例えば、酸化還元レポーターの酸化還元電位の近くか上）では、電圧のこのステップは、感知素子の酸化還元レポーターと電極基板の間にファラデー電流の流れを誘導する。電流が流れると、励起によって動員された電子のプールは枯渇し、電流は、センサーの認識素子の結合状態に依存した速度および振幅で減衰し、標的結合は、例えば、作用電極への酸化還元レポーターの近接性を変えることによって、電流のより速いまたはより遅い移動を誘導する。したがって、標的が結合していない認識素子に対する、標的が結合している認識素子の比率は、試料中の標的種の濃度に比例し、センサー全体について観察される電流減衰速度および振幅を決定する。

本明細書において使用する場合、「電流」は、試料中に配置されたセンサーによって測定される電子の流れを指す。例えば、電流は、酸化還元レポーターから電極への電子の流れを含むことができ、または電極から酸化還元レポーターへの電子の流れを含むことができる。

第1の態様では、パルスボルタンメトリー方法は、当技術分野において公知の矩形波ボルタンメトリー（SWV）を含む。SWVでは、矩形電圧波形が作用電極に印加され、セル中の感応電流が測定される。フォワードパルスの終わりに1回、およびリバースパルスの終わりに再び、各矩形波サイクル中に電流を2回サンプリングすることができる。本技法は、パルスの終わりまで電流測定を遅らせることによって、荷電電流を識別する。2回の測定の間の電流の差を印加電位に対してプロットする。

本発明の範囲は、特定の1つまたは複数の周波数において標的の濃度に依存しないかまたは濃度依存性の低いシグナルが生成される、他のパルスボルタンメトリー技法をさらに包含する。例示的なボルタンメトリー方法としては、サイクリックボルタンメトリー、微分パルスボルタンメトリー、交流ボルタンメトリー、電位差測定または電流測定が挙げられる。当技術分野において公知であるように、適切な励起波形を選択することができる。矩形波に加えて、直線走査、三角波、微分パルス、およびステップ波形などの他の波形を使用することができる。

励起パルス周波数は、効果的なシグナル生成のために選択され得る。例えば、±0.1V～0.5Vの範囲の電圧ステップを、1～10,000Hz、例えば、約5Hz、10Hz、20Hz、30Hz、40Hz、50Hz、60Hz、70Hz、80Hz、90Hz、100Hz、110Hz、120Hz、130Hz、140Hz、150Hz、160Hz、170Hz、180Hz、190Hz、200Hz、250Hz、300Hz、350Hz、400Hz、450Hz、500Hz、600Hz、700Hz、800Hz、900Hz、1000Hz、1500Hz、2000Hz、3000Hz、4000Hz、5000Hz、および10,000Hzの周波数の繰り返し速度で、ならびに1と10,000Hzの間の任意の中間値で、利用することができる。

典型的には、マイクロ秒からミリ秒の時間尺度での時間分解電流測定値の取得が行われる。典型的な過渡電流は、10～100msの範囲の持続時間を有し、選択された時間間隔で、例えば、約1μs、2μs、3μs、5μs、もしくは10μs、50μs、60μs、70μs、80μs、90μs、100μs、200μs、300μs 10、400μs、500μs、600μs、700μs、800μs、900μs、1ms、5ms、10ms、20ms、30ms、40ms、50ms、60ms、70ms、80ms、90ms、もしくは100ms、またはそれ以上の間隔でサンプリングすることによって、分離され得る。

いくつかのセンサーシステムでは、認識素子の結合状態と非結合状態との間の相互変換の反応速度は、センサーにより測定される電子移動事象よりも速い。したがって、観察される過渡電流は、結合状態および非結合状態の集団加重平均を反映する。

センサーの配置および動作条件。センサーは、検知プロセスの様々な局面を包含する選択された動作条件下で利用される。動作条件は、センサーの動作および出力に影響を及ぼす因子の任意の組み合わせを包含することができる。

第1の局面では、動作条件は、分析される試料型を包含する。本発明の標的種は試料中で評価される。試料は液体を含む。試料は、全血、血清、唾液、尿、汗、間質液、脊髄液、脳脊髄液、組織滲出液、浸軟（macerated）組織試料、細胞溶液、細胞内区画、水、洗浄水、排水、地下水、飲料、または他の生物学的および環境的試料を含むことができる。いくつかの態様では、試料は、対象、例えば、ヒト患者または非ヒト動物、例えば、獣医学的対象または試験動物に由来する。一態様では、試料は、流動全血、すなわち、対象の生体内（例えば、循環系中）に埋植されたセンサーを含む感知システムによってサンプリングされた血液試料を含む。

一態様では、試料は測定より前に処理される。処理の例としては、分析前の試料に対する濾過、希釈、緩衝化、遠心分離、および他の材料またはプロセスの適用が挙げられる。いくつかの態様では、試料は測定を行う前に処理されず、例えば、試料は、希釈されていない、濾過されていない、または濃縮されていない、例えば全血である。

第2の局面では、動作条件はアッセイ条件を包含する。一般的なアッセイ条件は、アッセイのための反応条件、例えば、試料体積、温度、pHなどを指す。

本発明の較正なしかつドリフトなしの方法は、特に、インビボでの測定に適している。一態様では、電気化学センサーは、インビボでの感知素子の配置のために構成されている。一態様では、感知素子はマイクロワイヤーを含む。様々な実施形態では、感知システムの感知素子またはハウジングを生きている生物の体内に挿入、埋植、またはそれ以外の方法で設置することができる。感知システムのセンサー素子を循環系中、皮下、腹腔内、器官内、または他の体区画中に埋植することができ、感知素子はインビボ流体、例えば、間質液、血液、例えば流動全血に曝露される。本発明の埋植された感知システムは、（例えば、リード線、ワイヤー、またはワイヤレス通信手段によって）体の外部の構成要素と接続している埋植された感知素子を含むことができ、外部構成要素は、パルス生成、データ取得、または処理を行う。あるいは、感知素子への1種もしくは複数種の付属的な構成要素またはさらには本発明の全感知システムを体内に埋植することができ、これらは、（例えば、リード線、ワイヤー、またはワイヤレス通信デバイスによって）データ収集のための外部デバイスと通信する。

一態様では、本発明の方法は、当技術分野において公知のフィードバック制御投薬システムで行われ、薬物は、治療指数または安全係数内に血中濃度を維持するように投与される。例えば、そのような方法およびシステムでは、本発明の方法は、標的種の濃度を測定するために、対象に埋植された電気化学的感知素子を使用して適用され、標的種は、薬物、薬物の代謝物、または薬物が投与されるべきであることを示すバイオマーカーである。標的種の検知レベルが、対象が薬物または他の剤の投与を必要としていることを示す場合に、埋植されたポンプまたは他の剤送達手段は、薬物または剤の濃度を望ましい範囲内に維持するための投薬量で計量された薬物または剤を投与する。

他の状況では、本発明のセンサーは、例えば、川、海、水処理施設、産業設備、食品加工設備などにおいて、環境または産業サイトの長期および/または連続的モニタリングのために利用される。

本発明のセンサーは、エクスビボおよび診断適用で使用することもできる。一態様では、本発明の方法は、生きている生物から試料を取り出す工程、および較正なしでの測定によって、試料中の標的種の濃度を測定する工程を含む。一態様では、本発明のセンサーは、ポイント・オブ・ケア検査システムで用いられる。例えば、一態様では、試料は、血液試料、例えば自分で取り出したピン刺しもしくは指刺し血液試料、または尿、汗、もしくは唾液試料である。そのような態様では、電気化学センサーは、ウェル、スライド、ラボオンチップ、マイクロ流体チャンバー、または他のデバイスなどのハウジング中に配置することができる。

ドリフト補正。一局面では、本発明の範囲は、新規な電気化学センサーの使用によって試料中の標的種の濃度を測定する方法であって、シグナルドリフトを説明するためにドリフト補正が利用される、方法を包含する。電気化学センサーの第2の部分は、センサーの出力の周波数依存性を与えるまたは増強することによってドリフト補正を実施する手段を提供する。

様々な実施形態では、本発明の範囲は、電気化学センサーの使用による、試料中の標的種の濃度のドリフト補正された測定の方法であって、以下の工程を含む方法を包含する：
試料に曝露されるように電気化学センサーの感知素子を配置する工程であって、感知素子が電極を含み、電極が複数の認識素子で機能化されており、認識素子が標的種に選択的に結合することができ、認識素子が1種または複数種の酸化還元レポーターで機能化されており、電極が複数の電荷移動調節部分でも機能化されており、電荷移動調節部分が標的種に実質的に結合しない、工程；
選択された非応答性周波数で感知素子に一連の励起パルスを印加して基準シグナルを生成させる工程であって、非応答性周波数が、シグナルが標的の存在によって測定可能な程度の影響を受けないか、標的の存在に対して最小限の応答性を示すか、または標的の存在に対して負の応答性を示す、周波数である、工程；
選択された応答性周波数で電気化学センサーに一連の励起パルスを印加して測定シグナルを生成させる工程であって、応答性周波数が、シグナルが試料中の標的の濃度に依存する周波数である、工程；
測定シグナルから基準シグナルを引いて、ドリフト補正されたシグナル値を決定する工程；および
ドリフト補正されたシグナル値と標的の濃度との間の数学的関係を、測定されたドリフト補正されたシグナルに適用して、試料中の標的の濃度を決定する工程。

第1の非応答性周波数および第2の応答性周波数は、選択された一連の動作条件の下で、特定のセンサーまたは特定のセンサークラス（すなわち、同じ設計および構成のセンサー、特定のロットで生産されるセンサー、もしくは同様の挙動を有することが予想される他のセンサー群）について、慣例的実験によって当業者が決定することができ、センサーの出力は、周波数の範囲および標的の濃度の範囲の全体にわたって測定されて、シグナル出力が標的の濃度と無関係である周波数および出力が標的の濃度に応答性である周波数が決定される。いくつかの実施形態では、非応答性周波数は相対的に低い周波数であり、応答性周波数は相対的に高い周波数である。様々な態様では、非応答性周波数は、シグナルが標的の濃度に対して測定可能な程度の応答性を示さない周波数を含むことができる。いくつかの態様では、非応答性の周波数は、シグナルが標的の濃度に対して最小限の応答性を示す周波数、すなわち、周波数の範囲全体にわたって最も低い応答性を示す周波数である。いくつかの態様では、非応答性の周波数は、センサーの出力が標的の濃度に対して負の応答性を示す周波数である。

ドリフト補正された出力と標的の濃度との間の数学的関係は、選択された一連の動作条件の下で、特定のセンサーまたは特定のセンサークラスについて、慣例的実験によって、当業者が決定することができ、センサーの出力は、応答性周波数および非応答性周波数で、標的の濃度の範囲の全体にわたって測定されて、ドリフト補正されたセンサー出力と試料中の標的の濃度との間の数学的関係が決定される。例えば、ドリフト補正された正規化されたシグナルを標的の濃度に関連させる検量線、換算係数、または任意の他の数学的関係を生成することができる。例えば、図4Cと同様のドリフト補正された正規化されたシグナル対濃度のプロットを用いて、ドリフト補正されたシグナルを標的の濃度に関連付けることができる。例えば、一態様では、第1の較正試料（例えば標的が皆無なもの）にセンサーを曝露し、次いで、標的の濃度が異なる一連の較正標準物質にセンサーを曝露し、感知および基準電流をモニターして、センサーのダイナミックレンジの全体にわたって検量線を生成することによって、較正曲線が生成される。

較正なしでの測定。いくつかの状況では、例えば、インビボにて配置されるセンサーの場合に、またはセンサーの較正が実際的でないかまたは煩わしい他の状況で、較正なしでの測定が望ましい。本発明の新規なセンサーは、標的の濃度と無関係であり、シグナル出力を正規化するためにレシオメトリック方法で使用することができる基準シグナルを提供すことによって、較正なしでの測定を可能にする。

様々な実施形態では、本発明の範囲は、電気化学センサーの使用によって、試料中の標的種の濃度を測定する方法であって、以下の工程を含む方法を包含する：
感知素子によって測定値を得る工程であって、感知素子が電極を含み、電極が複数の認識素子で機能化されており、認識素子が標的種に選択的に結合することができ、認識素子が1種または複数種の酸化還元レポーターで機能化されており、電極が複数の電荷移動調節部分で機能化されている、工程；
標的の濃度が既知の較正試料に感知素子を曝露し、(1)選択された非応答性周波数で感知素子に一連の励起パルスを印加することによって、ベースライン基準シグナルを得る工程であって、非応答性周波数が、シグナルが標的の存在によって測定可能な程度の影響を受けないか、標的の存在に対して最小限の応答性を示すか、または標的の存在に対して負の応答性を示す、周波数である、工程；および(2)選択された応答性周波数で感知素子に一連の励起パルスを印加することによって、ベースライン測定シグナルを得る工程であって、応答性周波数が、シグナルが試料中の標的の濃度に依存する周波数である、工程；
標的の濃度が未知の試料に感知素子を曝露し、(1)非応答性周波数で感知素子に一連の励起パルスを印加することによって、基準シグナルを得る工程；および(2)応答性周波数で感知素子に一連の励起パルスを印加することによって、測定シグナルを得る工程；
標的の濃度が既知の試料で測定されたベースライン基準シグナルに対する、標的の濃度が未知の試料で得られた基準シグナルの比率である、正規化された基準シグナルを計算する工程；
標的の濃度が既知の試料で得られたベースライン測定シグナルに対する、標的の濃度が未知の試料で得られた測定シグナルの比率である、正規化された測定シグナルを計算する工程；
正規化された測定シグナルから、ドリフトを示す正規化された基準シグナルを引いて、正規化されたドリフト補正されたシグナルを得る工程；ならびに
正規化されたドリフト補正されたシグナルと標的の濃度との間の数学的関係を、正規化されたドリフト補正されたシグナルの測定値に適用して、試料中の標的の濃度を決定する工程。

ベースライン較正試料は、標的の濃度が既知の試料であり得る。一実施形態では、基準試料は、ブランク、すなわち、存在する標的が皆無である試料を含み、または代替の実施形態では、これは、既知の濃度の標的を含む基準試料であり得る。

測定工程の順序は方法に重要ではなく、基準シグナルおよび感知シグナルを任意の順序で得ることができ、ベースラインシグナルおよび測定シグナルを任意の順序で収集することができることが理解されるであろう。いくつかの態様では、ベースライン基準シグナルおよび感知シグナルの測定は、センサーの試料中への配置より前に行われる。例えば、一態様では、ベースライン感知および基準シグナルの測定は較正溶液中で行われ、続いてセンサーは、感知および基準測定シグナルの収集ためにインビボにて配置される。

一態様では、正規化されたドリフト補正されたシグナルは以下のように決定される：
［式1］

式中、S_corは正規化されたドリフト補正されたシグナルであり、i_Sは未知の濃度の試料中で測定された測定シグナルであり；i_Rは未知の濃度の試料中で測定された基準シグナルであり；i_S0は既知の濃度の較正試料で測定されたベースライン感知シグナルであり；i_R0は既知の濃度の較正試料で測定されたベースライン基準シグナルである。

正規化されたドリフト補正されたシグナルの変化は、これを検量線と比較すること、換算係数を適用すること、または測定された正規化されたドリフト補正シグナルを標的の濃度に関連させる任意の他の工程を行うことによって、標的の濃度値に変換することができる。

改善されたカンプトテシンアプタマー。一態様では、本発明の範囲は新規なカンプトテシン結合アプタマーを含む。Fujita, et al., 2013. Efficacy of Base-Modification on Target Binding of Small Molecule DNA Aptamers, Pharmaceuticals 6: 1082-1093に記載されているカンプトテシンアプタマーは、当技術分野において公知である。本明細書においてC40と呼ばれる、このトランケーションされた40塩基のアプタマーは、SEQ ID NO:1を含み、これは、図2Aに示されるように、12塩基対のステムが隣接する標的認識G四重鎖にフォールドする。本発明の範囲は、C40アプタマーの変異体を包含する。

一態様では、カンプトテシンアプタマーは、

を含むCA40_1MMであり、ヌクレオチド1～13および29～40はステム部分を構成し、ヌクレオチド14～28はG四重鎖結合ポケットを構成する。

一態様では、カンプトテシンアプタマーは、

を含むCA40_2MMであり、ヌクレオチド1～13および29～40はステム部分を構成し、ヌクレオチド14～28はG四重鎖結合ポケットを構成する。

一態様では、カンプトテシンアプタマーは、

を含むCA36であり、ヌクレオチド1～11および28～36はステム部分を構成し、ヌクレオチド12～27はG四重鎖結合ポケットを構成する。

一態様では、カンプトテシンアプタマーは、

を含むCA32であり、ヌクレオチド1～9および26～32はステム部分を構成し、ヌクレオチド1～25はG四重鎖結合ポケットを構成する。

一態様では、カンプトテシンアプタマーは、

を含むCA28であり、ヌクレオチド1～7および24～28はステム部分を構成し、ヌクレオチド8～23はG四重鎖結合ポケットを構成する。

一態様では、カンプトテシンアプタマーは、

を含むCA16であり、G四重鎖結合ポケットのみを含む。

一態様では、本発明の範囲は、C40（SEQ ID NO:1）；CA40_1MM（SEQ ID NO:2）；CA40_2MM（SEQ ID NO:3）；CA36（SEQ ID NO:4）；CA32（SEQ ID NO:5）；CA28（SEQ ID NO:6）；およびCA16（SEQ ID NO:7）からなる群より選択されるカンプトテシンアプタマーを含む認識素子を含む、カンプトテシンおよびその誘導体を測定するためのセンサーを含む。

一態様では、本発明の範囲は、試料中のカンプトテシン化合物の濃度を測定する方法であって、C40（SEQ ID NO:1）；CA40_1MM（SEQ ID NO:2）；CA40_2MM（SEQ ID NO:3）；CA36（SEQ ID NO:4）；CA32（SEQ ID NO:5）；CA28（SEQ ID NO:6）；およびCA16（SEQ ID NO:7）からなる群より選択されるカンプトテシンアプタマーを含む認識素子を含む電気化学センサーの使用を含む方法を包含する。カンプトテシン化合物は、カンプトテシンまたはその誘導体、例えば、イリノテカン、トポテカン、ベロテカン、またはデルクステカンであり得る。

実施例1.生体内におけるインサイチューでの化学療法剤イリノテカンの秒分解性薬物動態測定
序論。個別化医療の目標は、治療を正確に個体に合わせることである。この目的のために、秒分解能で生体内の薬物を測定する能力は、臨床医が、薬物代謝の間接的な予測因子（例えば、年齢、体重、または薬理遺伝学）ではなく、高精度な患者特異的な薬物動態測定値に基づいて、薬物投薬を決定することを可能にすると考えられる。究極的には、リアルタイムで体内の薬物を測定する能力は、閉ループのフィードバック制御送達を可能にし、患者の代謝の分刻みの変動に積極的に応答することによって、投薬精度を大きく改善すると考えられる。しかし、そのような技術の開発は、重大な障害に直面する。第1に、インビボセンサーは、過度の損傷を引きこさずに体内に設置されるのに十分なほど小さくなくてはならない。第2に、これは、外来性試薬の添加も洗浄または分離などのバッチ処理の使用も要求することができない。第3に、これは、薬物の薬物動態と比べて速い頻度で測定を行わなくてはならない。最後に、これは、インビボで見られる複雑な変動する環境で長期間機能するのに十分なほど選択的かつ安定でなければならない。この目的のために、改善された電気化学的アプタマーベース（E-AB）センサーが本明細書において記載される。

E-ABセンサーは、その認識素子として、電極に結合した、酸化還元レポーターにより修飾されたアプタマーを用いる（図1A）。このアプタマーへの標的分子の結合は、試薬添加または洗浄工程を必要とすることなく、容易に測定される電気化学出力（例えば、矩形波ボルタンメトリー）を発生するコンホメーション変化を誘導する。E-ABシグナリングは、大抵の他の試薬のないバイオセンサー構造の場合のようにセンサー表面への標的の吸着によるのではなく、結合により誘導されるコンホメーション変化によって生成されるので、E-ABセンサーは、非特異的吸着に対してほとんど非感受性であり、インビトロだけでなくインビボでも生体液における複数時間測定を支援する。最後に、それらのシグナリングは、例えば、連続的グルコースモニターの場合のように標的の化学的反応性からではなく、標的結合だけによって生じるので、E-ABセンサーは、多種多様の分析物（例えば、そのうちの2つ、アミノグリコシドおよびドキソルビシンは、インビボで測定されている）に一般化できるプラットフォーム技術である。この根拠に基づいて、体内におけるインサイチューでの測定に適合したE-ABセンサーの製造および特性評価が本明細書において記載され、1つは、ヒトの様々な癌の治療で使用される化学療法剤の重要なクラスである抗癌薬のカンプトテシンファミリーに対するものであった。

結果および考察。センサーの認識素子として、カンプトテシンに結合するDNAアプタマーを用いた。特に、12塩基対のステムが隣接する標的認識G四重鎖にフォールドする、CA40と呼ばれる40塩基バージョンのアプタマー（図2A）は、未修飾のアプタマーが溶液中で遊離している場合、約475nMの解離定数でカンプトテシン、イリノテカンに結合する（図2B）。これをE-ABセンサーに適合させるために、その3’末端をメチレンブルー酸化還元レポーターで修飾し、これを、その5’末端の6炭素チオールを介して金電極上に固定化させた（図1A）。得られたセンサーに緩衝液中で電気化学的にインタロゲートすることにより、126±24mMの推定KD、84 4％のシグナルゲイン（飽和標的添加時のシグナルの相対変化）（図2C）、および測定するには速すぎる結合・解離反応速度（臨床的に適切な濃度で時定数＜5秒；図2D）で、予想されるラングミュア等温式結合が観察された。センサーとの関連でアプタマーが示す不十分な親和性は、電極表面との相互作用が理由で生じる可能性があり、なぜならば、これは、表面に付着したオリゴヌクレオチドのフォールディングを不安定化する（したがって、結合を妨害する）ことが分かっているからである。それもかかわらず、緩衝液中にて負荷された場合、センサーは、臨床的に適切な1～15mMの範囲にわたってイリノテカンの検知を支援する。しかし、全血中にて負荷された場合、表面結合アプタマーの（見かけ上の）親和性は依然として不十分であり（K_D＝291±15mM）、これは、おそらく、タンパク質結合により遊離薬物の濃度が低減しているからである。さらに悪いことには、これらの条件下でゲインは約15％に落ち、そのため、その有用なダイナミックレンジが臨床的に適切な濃度ウィンドウから押し出されている（図2C）。

全血におけるセンサーの性能を改善するために、カンプトテシン結合アプタマーを、その「アンフォールド」状態が標的の非存在下で良好に存在するように再設計し、それによってセンサーのゲインを高めた。そのために、トランケーション（CA36、CA32、CA28、CA16）または1つ（CA40_2MM）もしくは2つ（CA40_2MM）のG-Tミスマッチの導入のいずれかを介して、アプタマーの二本鎖ステムを不安定化した（図3A）。核酸フォールディング予測NUPACKソフトウェアを使用して推定した通り。これらのストラテジーは、フォールドしたアプタマーの安定性をC40親の31.8kJ mol^-1からCA28の0.3kJ mol¹程度まで低下させるはずである。これらの変異体（図3A）を使用して製造されたセンサーを特性評価すると、作業緩衝液中にて負荷された場合に、解離定数は38 11mMから254 48mMの範囲で得られ、最大で755％までのシグナルゲインが得られた（図3B）。この場合も、全血での試験（図3C）は、ゲインと見かけ上の親和性の両方を低減させた。しかし、これらのより難易度の高い条件下でさえ、CA32、CA28、およびCA16変異体を用いたセンサーは、高ゲインのE-AB感知を支援した。

CA32変異体を用いたセンサーで良好なインビトロ性能を達成したので、次に、生きているラットの静脈におけるインサイチューでの使用にセンサーを適合させた。そのような条件下では、E-ABセンサーは有意なベースラインドリフトを示すことが多い。以前に、これは、E-ABシグナルゲインの一般に強い矩形波周波数依存性を活用する「反応速度差測定」アプローチを使用して補正された。特に、前述のE-ABセンサーのシグナルゲインはとても大きいので、これは、いくつかの矩形波周波数で「シグナルオン」（標的結合がシグナリング電流を増大させる）応答を示し、他の矩形波周波数では観察可能なゲインを示さず、さらには「シグナルオフ」挙動も示さない。好都合には、これらの異なるレジーム下で得られるシグナルは協調してドリフトし、その結果、KDMを介してそれらの差をとることによって、インビボで見られるドリフトが除去される。また、2つのシグナリング電流が、それらの標的の存在下で反対に応答するので、それらの差をとることによってシグナルゲインも改善される。

これに対して、カンプトテシンを検知するE-ABセンサー（CA32、CA28、およびCA16）のゲインは、矩形波周波数の弱い関数にすぎず、KDMを行うために新しいアプローチの開発を必要とする。KDMドリフト補正を支援するセンサーのゲインの周波数依存性を増強するために、(1)アプタマーが行うよりも急速に電子を移動させかつ(2)標的の存在に応答しない第2のレポーター修飾DNA鎖を、センサーに加えた。その理論的根拠は、この「非応答性」DNAがシグナルを支配する周波数（すなわち、より高い周波数）では、得られるセンサーのゲインは低いと考えられ、代わりにアプタマーがシグナルを支配する周波数では、ゲインはより高いと考えられるということであった。これを達成するために、80/秒の速度で電子を移動させることが分かっているアデニンおよびチミンのランダム配列から構成される構造不定の10塩基鎖（SEQ ID NO:8）を含む第2の部分と共に、CA32アプタマー変異体を固定化させた。予想通り、この配列とアプタマーの1:1混合物を用いたセンサーは、KDMを可能にするのに十分なほど周波数依存性であるゲインを達成している（図4B）。驚いたことに、得られた周波数依存性はとても強いので、センサーのゲインは低周波数でわずかに負になり、これは上記の予想と矛盾する観察結果である（電流が相加的である場合、ゲインはゼロ未満になることはできない）。これは、表面上の2つの配列間の相互作用（それらの電子移動反応速度を変える）が理由で生じると推定される。しかし、その起源に関係なく、この効果は正確なKDMドリフト補正を支援する。特に、10Hz（シグナルオフ）および120Hz（シグナルオン）で得られるシグナルを使用してKDMを行うと、0.5～15mM（0.06～10mg/mL）のヒト治療域の全体にわたって、緩衝液と全血の両方でイリノテカンをモニターすることができる（図4C）。

KDM補正した留置型E-ABセンサーは、生きているラットの体内におけるインサイチューでのリアルタイムの高頻度イリノテカン測定を容易に支援する。それぞれ作用電極、対電極、および基準電極として、直径75mmの金、白金、および銀ワイヤーを使用するセンサーを製造した（図1B）。予め据え付けられた22ゲージのカテーテルを介して、麻酔をかけたSprague-Dawley系ラットの頸静脈中にセンサーを設置した（図1C）。イリノテカンの単回静脈内注射（20mg/kg）でこれを試験することによって、10Hzと120Hzの両方で観察されたシグナルは薬物に応答したが、予想されたシグナルドリフトも伴なっていた。10Hzで観察されたゲインは、これらの条件下で、わずかに正になる。KDMを使用して、センサーのドリフトを補正すること、および安定なベースラインを回復することができ、したがって、これによって、治療に適切な濃度での薬物の連続的なリアルタイム測定が可能になる。

カンプトテシンセンサーの性能をさらに特性評価するために、カンプトテシンセンサーを使用して、イリノテカン（10および20mg kg）の連続静脈内注射をモニターした。得られた最大濃度（それぞれ、C_MAX 1/4 39.8 3.2mMおよび20.9±2.0mM；ここと以下の信頼区間は、適合度から計算した標準誤差を反映する）ならびに分布速度（a 1/4 0.58±0.07分および0.48分）は、エクスビボ薬物レベル測定を用いた以前の研究で見られたものに匹敵する。これに対して、観察された排出速度（b 1/4 9.2±1.4分および8.4±2.2分）は以前に報告されたものよりも速く、したがって、薬物に対して得られた「曲線下面積」は低減する。この矛盾は、先の研究が、全薬物レベルを測定するためにクロマトグラフィーおよび質量分析方法を使用した（これは、動物の体から血液試料を取り出し、全薬物を緩衝液中に抽出することを必要とする）ために生じたと考えられる。これに対して、E-ABセンサーは、薬理学的に活性な薬物の画分である遊離薬物を測定する。また、一般に、遊離薬物の排出およびクリアランスは、全薬物のものよりも速く、これは、血漿タンパク質と強く相互作用する薬物はそうでないものよりも遅く消える傾向があるからである。

イリノテカンの薬物動態のE-AB由来の測定値は、カンプトテシンの先の薬物動態研究と比べて有意な進歩を示す。例えば、本発明者らの測定の20秒の時間分解能（KDMを行うのに必要な2つの矩形波スキャンをとるのに必要とされる時間によって定義される）は、最も高く時間分解された先の研究よりも少なくとも1桁良い。さらに、すべての先の研究は、複数の動物にわたって平均された血漿中レベル測定値を報告しており、したがって、これらは、対象ごとの薬物動態の変動性を調査する能力を排除するものである。これに対して、このE-AB-由来の測定パラメーターは、各動物において1時間あたり300時点を提供し、そのため、非常に優れた精度で個体の薬物動態を決定する。イリノテカンの排泄フェーズは、（薬物－薬物相互作用、健康状態の変動、および薬理遺伝学により）有意な患者間変動を示すので、この後者の点は臨床的に意義がある可能性がある。そのような変動性を測定する能力を例証するために、ラットにおいて10および20mg/kgイリノテカンの連続注射を行った（図7、単一ラットからの代表的なデータ）。得られた測定値によって、C_MAXまたは分布フェーズの速度のいずれかの小さな（10～20％）変動しか明らかにならない。しかし、これに対して、薬物排泄の速度およびそのクリアランス値は、個々のラットごとに何倍もの変動があった。これらの実験で用いた動物のすべてが健康な雄のラットであったので、これらの薬物動態の違いは、単に動物間の代謝の変動性が理由で生じた。

イリノテカンの排出速度およびクリアランスは、化学療法中にその最適化された個別化投薬を決定するために使用される薬物動態パラメーターである。より高い精度でこれらのパラメーターを測定するために、大用量（60mg/kg）の薬物をより長い期間にわたって投与した。これにより高い血漿中濃度がもたらされるほど、センサーの検知限界に達する前の（送達が終わった後の）測定期間が長くなる（図5Aおよび5B）。したがって、単一の薬物動態プロファイルで達成される150回の測定は、先のエクスビボ研究で生成されたものよりもはるかに正確な薬物の排出半減期（10.4±0.4分）およびクリアランス（18.6±1.4mL/分）の推定値をもたらし、先のエクスビボ研究で生成されたものは、典型的にはプロファイルあたり12回未満の測定しか達成せず、ましてや典型的な「ピークおよびトラフ」臨床測定で使用される2回の測定は言うに及ばない。

何時間にもわたる生体内におけるインサイチューでの抗癌薬イリノテカンの秒分解性測定を支援する留置型E-ABセンサーを本明細書に記載する。センサーの設計は、高ゲインのE-ABシグナリングを支援するための親アプタマーの再設計、およびKDMベースのドリフト補正を支援するために十分な周波数依存的シグナルゲインを確実にするための新規方法の開発を必要とした。得られたセンサーを使用して、血漿中イリノテカンレベルがマイクロモル濃度単位の分解能および秒単位の時間分解能で測定され、後者は、先の研究と比べて1桁の改善を示す。得られた測定値は、個々の動物のイリノテカンの薬物動態を明確にし、対象間の薬物動態の変動性について前例のない高精度の観察結果を提供する。

E-ABセンサーは、（その化学的反応性に関係なく）生体内におけるインサイチューでの特定の分子の高頻度リアルタイム測定を支援するプラットフォーム技術である。プラットフォームの利便性と精度を組み合わせた場合、この多用途性は、薬物投薬を改善するための重要な機会を提供する。上記のように、例えば、イリノテカンは有意な患者間代謝変動性に悩まされ、これは、毒性および副作用の増加につながる。しかし、血漿中薬物レベルを測定するための現行法は遅くかつ厄介であるので、FDAは、この変動と関連する危険性を低減させる主要な手段として、代謝の薬理遺伝学的推定を求めた。この観点から、（間接的な推定とは対照的に）E-ABセンサーが薬物排出の高精度の患者特異的な測定を簡単に提供することは、本プラットフォームが化学療法的治療に対して有益な補助を提供することができることを示唆する。

個別化された用量決定の精度および正確性を改善することに加えて、E-AB由来の測定値は、個別化された薬物送達のための新しいパラダイムを支援することもできる。特に、E-ABセンサーによって提供されるリアルタイムの濃度情報は、閉ループのフィードバック制御薬物送達を通知するために使用することができる。この場合、投与される薬物の速度が1分間に複数回最適化され、これにより、1時間ごとに3倍の薬物動態の変化にもかかわらず、20％より良い精度で、予め定められた値の血漿中薬物濃度の維持が可能になる。薬物送達に対するこのアプローチは、薬物動態の変動性を克服し、治療の全体的な有効性および安全性を改善する、前例のない手段を提供する。これを考慮すると、本発明の改善によって、薬物を検知するE-ABセンサーは、臨床医の宝庫（arsenal）に強力な新しいツールを提供する。

材料および方法
センサーの製造。カテーテル（22G）および1mLシリンジを使用した。ポリテトラフルオロエチレンで絶縁した金、白金、および銀ワイヤー（直径75μm）を使用した。基準電極として銀ワイヤーを用いるために、これを高濃度次亜塩素酸ナトリウム（市販の漂白剤）に一晩浸漬して、塩化銀フィルムを形成させた。熱収縮ポリテトラフルオロエチレン絶縁体を使用して、ワイヤーを電気的に絶縁した。インビボプローブを製造するために、特別注文の、開放端の、メッシュで覆われた3チャネルコネクターケーブルを使用した。

オリゴヌクレオチド。センサーの製造のために、その3’末端がチオール-C₆-SS基で修飾され、その5’末端のアミンに6炭素リンカーによって取り付けられたメチレンブルーで修飾された、アプタマー変異体を購入した。オリゴヌクレオチドを100μMの濃度で緩衝液（100mMトリス緩衝液、10mM MgCl₂、pH7.8）に溶解し、次いで等分し、-20℃で保存した。

電極の研磨および洗浄。インビトロで用いられるE-ABセンサーは、例えば、B. Sanavio and S. Krol, Front. Bioeng. Biotechnol., 2015, 3, 20に記載されているような確立されたアプローチを使用して製造した。手短に言えば、E-ABセンサーは、ロッドゴールドディスク電極上に製造した。ディスク電極は、1μmダイヤモンドの懸濁スラリー（次いで、0.05μmアルミナ粉末水性懸濁液）で濡らしたマイクロクロスパッドで研磨することによって調製した。各研磨工程の後に1:1の水/エタノール溶液中で電極の超音波処理を5分間行った。次いで、以下のこの手順にしたがって電極を電気化学的に洗浄した：a)電極を0.5M NaOH溶液中に設置し、2V/秒の走査速度で、Ag/AgClに対して-0.4から-1.35Vの間の電位を使用して、サイクリックボルタンメトリーを通じて1000～2000回のスキャンを行い；b)電極を0.5M H₂SO₄溶液に移し、クロノアンペロメトリーを使用して、2Vの酸化電位を5秒間印加した。次いで、-0.35Vの還元電位を10秒間印加した後、c)サイクリックボルタンメトリーを使用して、電極を10回のスキャンにわたって-0.35から1.5Vの間で同じ溶液中で急速に（4V/秒）サイクルさせ、続いて、同じ電位ウィンドウを使用して0.1V/秒で2サイクル記録した。

電極の機能化。単一DNAプローブにより構成される古典的な単分子膜で機能化されたE-ABセンサーについては、最初に、10mMトリス（2-カルボキシエチル）-ホスフィン塩酸塩（TCEP）の溶液中で室温、暗所にて1時間処理することによって、DNAプローブを還元した（100μM）。次いで、これを「アセンブル緩衝液」（1M NaClおよび1mM MgCl₂を含む10mM Na₂HP0₄、pH7.3）に500nMの終濃度で溶解した。次いで、電気化学的に洗浄した金電極を200μLのこの溶液に暗所で1時間浸漬した。これに続いて、電極表面を蒸留水ですすぎ、5mM 6-メルカプトヘキサノールを含むアセンブル緩衝液中で、4℃で一晩インキュベートし、その後、使用前に蒸留水でさらにすすいだ。CA32アプタマーと直鎖状プローブによって形成される混合単分子膜で機能化されたE-ABセンサーについては、最初に、10mMトリス（2-カルボキシエチル）-ホスフィン塩酸塩（TCEP）の溶液中で室温、暗所にて1時間処理することによって、2種のDNAプローブを還元した（100μM）。次いで、異なる比の2種のDNAプローブを使用して、これらを緩衝液（1M NaClおよび1mM MgCl₂を含む10mM Na₂HP0₄、pH7.3）に溶解した。全オリゴヌクレオチド濃度を500nMで一定に保ち、一定のDNAプローブ充填密度を維持した。次いで、電気化学的に洗浄した金電極を、2種のDNAプローブから構成される200μLのこの溶液に暗所で1時間浸漬した。この工程に続いて、電極表面を蒸留水ですすぎ、5mM 6-メルカプトヘキサノールを含むアセンブル緩衝液中で、4℃で一晩インキュベートし、その後、使用前に蒸留水でさらにすすいだ。

インビボセンサー：電極の製造。インビボで用いられるE-ABセンサーは、以前の報告（Tucker, Pharm. Res., 2017, 34, 1539-1543, N. Arroyo-Curras, G. Ortega, D. A. Copp, K. L. Ploense, Z. A. Plaxco, T. E. Kippin, J. P. Hespanha and K. W. Plaxco, ACS Pharmacol. Transl. Sci., 2018, 1, 110-118）に記載されているように製造した。純金（7.75cmの長さ）、白金（7.25cm）、および銀（6.75cm）ワイヤーのセグメントを切断して、センサーを作製した。これらのワイヤーの両端の約1cmの絶縁体を外科用ブレードを使用して除去して、電気的接触を可能にした。次いで、60％スズ/40％鉛松やに入りはんだ（直径0.8mm）を使用して、これらをそれぞれコネクターケーブルの3つの端のうちの1つにはんだ付けし、次いで、ワイヤーの縁にある約5mmの小ウィンドウを除いて、ワイヤーの本体の周囲の収縮しやすいチューブに熱を加えることによって一緒に付着させた。ワイヤーを層状に付着させ、最初に金ワイヤーを単独で絶縁させ、次いで、金ワイヤーと白金ワイヤーの両方を一緒に絶縁させ、最後に、3つのワイヤーすべてを一緒に絶縁させた。この3層の厚さの絶縁体の目的は、可鍛性プローブの本体に機械的強度を与えることであった。ワイヤー間の電気的短絡を防止するために、上記の各ワイヤーについて異なる長さを使用した。金ワイヤー中のセンサーウィンドウ（すなわち、絶縁体を欠く領域）をおよそ3mmの長さに切断した。金作用電極の表面積を増加させるために（より大きなピーク電流を得るために）、0.5M硫酸へ浸漬し、それに続いて、Ag/AgClに対してE_初期=0.0VとE_高=2.0Vの間で、前後に、16000パルスにわたって電位をステッピングすることによって、センサー表面を電気化学的に粗面化した。各電位ステップは20msの持続時間であり、パルス間に待ち時間はなかった。

電極の機能化。インビボで用いられるE-ABセンサーをCA32アプタマーと直鎖状プローブSEQ ID NO:8によって形成される混合単分子膜で機能化した。最初に、10mMトリス（2-カルボキシエチル）-ホスフィン塩酸塩（TCEP）の溶液中で室温、暗所にて1時間処理することによって、2種のDNAプローブ（100μM）を還元した。次いで、2種のDNAプローブの1:1混合物（すなわち、各DNAプローブについて250nM）を全オリゴヌクレオチド濃度500nMで用いて、これらを「アセンブル緩衝液」(1M NaClおよび1mM MgCl₂を含む10mM Na₂HP0₄、pH 7.3）に溶解した。電気化学的に粗面化した金電極を、脱イオン水ですすいでから、2種のDNAプローブにより構成される200μLのこの溶液に暗所で1時間浸漬した。これに続いて、電極表面を蒸留水ですすぎ、5mMの6-メルカプトヘキサノールを含むアセンブル緩衝液中で一晩25℃でインキュベートし、続いて、使用前に蒸留水でさらにすすいだ。

インビトロでの測定。電気化学的測定は、CHI684マルチプレクサーを有するCHI660Dポテンシオスタット（CH Instruments, Austin, TX）および白金対電極およびAg/AgCl（3M KCl）基準電極を含む標準的な3電極セルを使用して、室温で行った。矩形波ボルタンメトリー（SWV）は、-0.1～-0.4Vの電位ウィンドウ、1mVの電位ステップおよび50mVの振幅を使用して行った。

滴定曲線。実験的滴定曲線は、オリゴヌクレオチドプローブで修飾された3つのE-ABセンサーを使用し、10および120HzのSWV周波数を使用して、10mLの作業緩衝液（137mM NaCl、KCl 2.7mM、Na₂HPO₄ 10mM、KH₂PO₄ 1.8mM、pH7.3）中で行った。初めに、イリノテカンの非存在下で、安定な電流ピークが得られるまで、30～60回のスキャンで電極にインタロゲートすることによって、前処理を行った。一旦センサーのシグナルが安定になれば、漸増濃度のイリノテカンを添加し、10分後にセンサーにインタロゲートした。各センサーの電気化学シグナル（ピーク電流）をイリノテカン濃度の関数でプロットし、次いで、これを、以下の単一部位結合メカニズムの式を使用してフィッティングさせた：
式2：

式中、［イリノテカン］はイリノテカン濃度であり、C^{[イリノテカン生]}は異なる濃度のイリノテカンの存在下におけるシグナル電流であり、C^0生はイリノテカンの非存在下で見られるバックグラウンド電流であり、C^{[イリノテカン]}は飽和濃度のイリノテカンで見られる電流信号であり、KDは表面結合アプタマーの解離定数である。前のフィッティング手順から推定された値を使用して、以下の式を使用して生のシグナル電流をシグナル変化％（C_%）に変換した：
式3：

全血で行った結合曲線は前述した実験アプローチに従って行ったが、サーキュレーターポンプを通した全血の連続流（1mL/秒で20mLの全量）を用いた閉ループシステムを使用した。

センサーの平衡時間。センサーの平衡時間は、上記の実験アプローチを使用し、作業緩衝液中でセンサーに5秒ごとにインタロゲートし、500HzのSWVの周波数を使用して決定した。安定な電流ベースライン（5分）に達した後、異なる濃度のイリノテカンを溶液に添加し（1μM～1mM）、ボルタンメトリーシグナルを5分より長くにわたってモニターした。次いで、センサーをイリノテカンを含まない単純な作業緩衝液に移し、ボルタンメトリーシグナルを5分より長くにわたって収集した。観察されたシグナル変化を単一の指数関数的減衰にフィッティングさせて、センサーの平衡時定数を得た。

矩形波ボルタンメトリー周波数に対するシグナル変化（％）のプロット。E-ABセンサーのシグナルの依存性は、飽和量のイリノテカンの非存在下および存在下（1mMおよび100μM、ならびに10分のインキュベーション時間）で様々な周波数（5Hz～4000Hz）を使用して、センサーにインタロゲートする矩形波ボルタンメトリー周波数に対する変化（％）として計算した。飽和量のイリノテカンの非存在下および存在下（1mMまたは100μM）で収集されたピーク電流を、上記の式を使用してシグナル変化％に変換した。次いで、推定されるシグナル変化（％）を相対的矩形波周波数の関数でプロットした。

インビボでの測定。すべてのインビボでの測定は、対電極が白金ワイヤーでできており、基準電極が上記の塩化銀フィルムでコーティングされている銀ワイヤーである、3電極構成を使用して行った。インビボで行った測定は、CH Instrumentsの携帯型ポテンシオスタット（1242 Bモデル）を使用して記録した。矩形波ボルタンメトリー（SWV）は、-0.1～-0.45Vの電位ウィンドウ、0.001Vの電位ステップ、および0.05Vの振幅を使用して行った。

インビボでの測定のために、薬物注入の前に30分のセンサーベースラインを確立した。標的薬物を充填した3mLシリンジを（センサーが据え付けられたものと反対側の頸静脈に設置された）センサーなしのカテーテルに接続し、モーター付きのシリンジポンプに設置した。安定なベースラインを確立した後、15mg/mLのイリノテカンまたは10mg/mLの5-フルオロウラシルを使用して、このカテーテルを通して0.6mL/分の速度で薬物を注入した。薬物注入後、次の注入の前に最大で1時間にわたって記録をとった。ボルタンメトリーデータのリアルタイムプロットおよび分析は、Pythonで書かれたスクリプトを用いて行った。

動物。インビボでの測定は、300から500gの体重の雄および雌のSprague-Dawley系ラット（4～5か月齢）で行った。すべての動物は、標準的な光サイクルの部屋（08:00点灯、20:00消灯）でペアで飼育し、食物および水に自由にアクセスさせた。インビボでの測定のために、プレキシガラス麻酔チャンバー内で5％イソフルラン麻酔下にラットを誘導した。次いで、実験の継続期間の間、2～3％イソフルランガスでラットを維持した。各静脈の上を小さく切開し、次いで、各静脈を分離した。ばね式マイクロ剪刀で各静脈に小さな穴を開けた。左頸静脈に挿入されたサイラスティックカテーテルは、スクリュータイプコネクターおよびサイラスティックチューブ（11cm、内径0.64mm、外径1.19mm）を有する曲がったスチールカニューレで構築されていた。EABセンサーは、前に述べられたように構築され、これを右頸静脈に挿入した。E-ABセンサーと注入ラインの両方を無菌の6-0絹製縫合糸で所定の場所に結び付け、次いで、30ユニットのヘパリンを与えた。

薬物動態解析。血漿中イリノテカン濃度－時間曲線を2コンパートメントモデルを説明する以下の双指数関数式にフィッティングさせた：
式4：

式中、AおよびBは振幅であり、αおよびβはそれぞれ分布および排出についての半減期である。フィッティングの精度を改善するために、20mg/kgの薬物の静脈投与を使用して得られた薬物動態曲線について20分の時間範囲を使用し、10mg/kgのイリノテカンの静脈投与を使用して得られた曲線については10分の時間範囲を使用した。さらに、フィッティング式の精度を改善するために、10mg/kgのイリノテカンの静脈投与を使用して得られた曲線に関して、ラット1およびラット3についてαおよびβを固定した。ピーク濃度（C_MAX）は、各イリノテカン濃度－時間曲線の実験値から直接得た。曲線下面積（AUC）は、パラメーターA、B、αおよびβを使用して計算し、これは、式5を0から無限大まで積分すると、以下が成り立つからである：
式5：

クリアランス（Cl_T）は以下の式によって計算した：
式6：

C_MAX、AUC、およびCl_Tの誤差は、動態パラメーターA、B、α、およびβに関連する誤差から伝播される。

NUPACKシミュレーション。NUPACKソフトウェア（http://www.nupack.org/）を使用して、CA40アプタマー変異体について、ステム部分のフォールディング自由エネルギーを予測した。以下のパラメーターを使用する該ソフトウェアによって、アプタマー配列を分析した：(a)温度：25℃；(b)鎖種の数：1；(c)最大複合体サイズ：4；(d)オリゴ濃度=500nM；詳細オプション；(e)[Na+]=0.15M、[Mg++]=0M；(f)ぶら下がり処理（dangle treatment）：いくつか（some）。

本明細書で引用されるすべての特許、特許出願、および刊行物は、それぞれの独立した特許出願または刊行物が、参照により組み入れられることが具体的かつ個々に示される場合と同じ程度に、参照により本明細書に組み入れられる。開示される態様は、限定ではなく、例示目的のために提示される。本発明をその記載された態様に関連して記載してきたが、全体として本発明の趣旨および範囲から逸脱することなく本発明の構造および要素に改変を行うことができることを当業者は認識するであろう。

Claims (21)

1. 電極を含む、試料中の標的種の濃度を測定するための電気化学センサー用の感知素子であって、
   該電極が複数の認識素子で機能化されており、該認識素子が標的種に選択的に結合することができ、該認識素子が1種または複数種の酸化還元レポーターで機能化されており；かつ
   該電極が複数の電荷移動調節部分で機能化されており、該電荷移動調節部分が該標的種に実質的に結合しない、
   感知素子。
2. 前記認識素子が、ポリヌクレオチド、ポリペプチド、または化学種を含む、請求項1記載の感知素子。
3. 前記認識素子がポリヌクレオチドを含む、請求項2記載の感知素子。
4. 前記ポリヌクレオチドがアプタマーを含む、請求項2記載の感知素子。
5. 前記電荷移動調節部分がオリゴヌクレオチドを含む、請求項1記載の感知素子。
6. 前記オリゴヌクレオチドが5～20ヌクレオチド長である、請求項8記載の感知素子。
7. 前記オリゴヌクレオチドが、少なくとも90％のチミン、アデニン、またはチミンとアデニンの混合からなる、請求項5記載の感知素子。
8. 前記オリゴヌクレオチドが、SEQ ID NO:8、SEQ ID NO:9、SEQ ID NO:10、SEQ ID NO:11、SEQ ID NO:12、およびSEQ ID NO:13からなる群より選択される、請求項5記載の感知素子。
9. 前記電荷移動調節部分が、1種または複数種の酸化還元レポーターで機能化されている、請求項1記載の感知素子。
10. 前記電荷移動調節部分が、酸化還元レポーターで機能化されていない、請求項6記載の感知素子。
11. 前記認識素子および/または電荷移動調節部分の前記酸化還元レポーターが、メチレンブルー、フェロセン、ビオローゲン、アントラキノンもしくは任意の他のキノン、エチジウムブロマイド、ダウノマイシン、有機金属酸化還元標識、例えばポルフィリン錯体またはクラウンエーテル環もしくは直鎖状エーテル、ルテニウム、ビス－ピリジン、トリス－ピリジン、ビス－イミジゾール、エチレンテトラ酢酸－金属錯体、チトクロムc、プラストシアニン、およびチトクロムc'からなる群より選択される、請求項1記載の感知素子。
12. インビボでの使用のために構成されている、請求項1記載の感知素子。
13. 電気化学センサーの使用による、ドリフト補正された、試料中の標的種の濃度の測定の方法であって、
    電気化学センサーの感知素子を、それが試料に曝露されるように配置する工程であって、感知素子が、請求項1～12のいずれか一項記載の感知素子を含む、工程；
    選択された非応答性周波数で該感知素子に一連の励起パルスを印加して基準シグナルを生成させる工程であって、該非応答性周波数が、該シグナルが標的の存在によって測定可能な程度の影響を受けないか、標的の存在に対して最小限の応答性を示すか、または標的の存在に対して負の応答性を示す、周波数である、工程；
    選択された応答性周波数で該電気化学センサーに一連の励起パルスを印加して測定シグナルを生成させる工程であって、該応答性周波数が、該シグナルが該試料中の標的の濃度に依存する周波数である、工程；
    該測定シグナルから該基準シグナルを引いて、ドリフト補正されたシグナル値を決定する工程；および
    ドリフト補正されたシグナル値と標的の濃度との間の数学的関係を、該測定されたドリフト補正されたシグナルに適用して、該試料中の標的の濃度を決定する工程
    を含む、方法。
14. 前記試料が処理されていない、請求項13記載の方法。
15. 前記試料が全血である、請求項13記載の方法。
16. 前記感知素子がインビボにて配置される、請求項13記載の方法。
17. 電気化学センサーの使用によって、試料中の標的種の濃度を測定する方法であって、該電気化学センサーが、請求項1～12のいずれか一項記載の感知素子を含む感知素子を含み、該方法が、
    標的の濃度が既知の較正試料に該感知素子を曝露し、(1)選択された非応答性周波数で該感知素子に一連の励起パルスを印加することによって、ベースライン基準シグナルを得る工程であって、該非応答性周波数が、該シグナルが標的の存在によって測定可能な程度の影響を受けないか、標的の存在に対して最小限の応答性を示すか、または標的の存在に対して負の応答性を示す、周波数である、工程；および(2)選択された応答性周波数で該感知素子に一連の励起パルスを印加することによって、ベースライン測定シグナルを得る工程であって、該応答性周波数が、該シグナルが該試料中の標的の濃度に依存する周波数である、工程；
    標的の濃度が未知の試料に該感知素子を曝露し、(1)該非応答性周波数で該感知素子に一連の励起パルスを印加することによって、基準シグナルを得る工程；および(2)該応答性周波数で該感知素子に一連の励起パルスを印加することによって、測定シグナルを得る工程；
    該標的の濃度が既知の試料で測定された該ベースライン基準シグナルに対する、該標的の濃度が未知の試料で得られた該基準シグナルの比率である、正規化された基準シグナルを計算する工程；
    該標的の濃度が既知の試料で得られた該ベースライン測定シグナルに対する、該標的の濃度が未知の試料で得られた該測定シグナルの比率である、正規化された測定シグナルを計算する工程；
    該正規化された測定シグナルから、ドリフトを示す該正規化された基準シグナルを引いて、正規化されたドリフト補正されたシグナルを得る工程；ならびに
    正規化されたドリフト補正されたシグナルと標的の濃度との間の数学的関係を、該正規化されたドリフト補正されたシグナルの測定値に適用して、該試料中の該標的の濃度を決定する工程
    を含む、方法。
18. 前記試料が処理されていない、請求項10記載の方法。
19. 前記試料が全血である、請求項10記載の方法。
20. 前記感知素子がインビボにて配置される、請求項10記載の方法。
21. SEQ ID NO:2、SEQ ID NO:3、SEQ ID NO:4、SEQ ID NO:5、SEQ ID NO:6、およびSEQ ID NO:7からなる群より選択されるポリヌクレオチドを含む、カンプトテシン結合アプタマー。

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