JP5502279B2 - System and method for sampling and analysis of the specimen by using a hydrogel - Google Patents

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本出願は、2004年10月28日に出願された米国特許出願第10/974,963号の継続出願である、2005年8月11日に出願された米国特許出願第11/201,334号の分割出願であり、その両方を参照によって全体的に援用する。 This application is a continuation of the filed October 28, 2004 U.S. Patent Application Serial No. 10 / 974,963, U.S. Patent Application No. 11 / 201,334, filed Aug. 11, 2005 a divisional application, entirely incorporated by reference both. 本出願は以下の特許および特許出願に関連し、それぞれを参照によってその全体を本明細書に援用する:2001年3月16日に出願された米国特許出願第09/979,096号;1999年12月17日に出願された米国特許出願第09/868,442号;1998年12月18日に出願された米国特許仮出願第60/112,953号;1999年7月12日に出願された米国特許仮出願第60/142,941号;1999年7月12日に出願された米国特許仮出願第60/142,950号;1999年7月12日に出願された米国特許仮出願第60/142,951号;1999年7月12日に出願された米国特許仮出願第60/142,975号;米国特許第6,190,315号;および1998年1月8日に出願された This application is related to the following patents and patent applications are incorporated herein in its entirety by reference, respectively: filed on March 16, 2001 U.S. Patent Application Serial No. 09 / 979,096; 1999 filed Dec. 17, U.S. Patent application Serial No. 09 / 868,442; filed 1998 December 18 U.S. provisional Patent application No. 60 / 112,953; filed July 12, 1999 U.S. provisional Patent application No. 60 / 142,941 Patent; filed July 12, 1999 U.S. provisional Patent application No. 60 / 142,950; U.S. provisional Patent application filed on Jul. 12, 1999 No. No. 60 / 142,951; filed and January 8, 1998; 1999 July filed on the 12th U.S. provisional Patent application No. 60 / 142,975; U.S. Pat. No. 6,190,315 国特許仮出願第60/070,813号。 Country Provisional Patent Application No. 60 / 070,813.

本発明は非侵襲的な体液のサンプリングに関し、より詳細には、非侵襲的な体液のサンプリングおよび分析のためのシステム、方法およびデバイスに関する。 It relates sampling invention noninvasive fluid, and more particularly, noninvasive body fluid sampling and analysis system for a method and a device.

糖尿病患者は、自分の血中グルコース濃度をモニタリングするために、指または腕を穿刺して血液を採取することが多い。 Diabetic patients, in order to monitor their own blood glucose concentration, often to collect the blood and puncture a finger or arm. 血液を使用して頻繁にモニタリングを行うこの慣習は、痛みを伴い、不便である。 This practice for frequent monitoring by using the blood, accompanied by pain, which is inconvenient. 新しい、痛みの少ない体液のサンプリング方法が、企図され開示されている。 New method of sampling less painful bodily fluids, are contemplated disclosed. 例えば、これらの痛みの少ない方法には、血液および細胞間液などの体液をサンプリングするための極小針の使用、イオントフォレーシスの使用および超音波の使用を含む。 For example, the less the method of these pains, including the use of tiny needles for sampling body fluids such as blood and intercellular fluid, the use of used and ultrasound iontophoresis.

超音波の適用によって皮膚の浸透性を高めることができることが示されている。 It has been shown that it is possible to increase the permeability of the skin by application of ultrasound. このような例は特許文献1、2、3に開示されており、参照によってその開示の全体を援用する。 Such an example is disclosed in Patent Documents 1, 2 and 3, incorporated in its entirety disclosure by reference. キャビテーション作用およびその生体音響効果によって脂質二重層を分離するために、伝達媒体を介して超音波を角質層に適用することができる。 To separate the lipid bilayer by cavitation effects and biological acoustics, ultrasonic waves through the transmission medium can be applied to the stratum corneum. 輸送の障壁である角質層を分離することによって、グルコースまたは薬物などの検体が、皮膚を通り、皮膚に入り、および皮膚から出る拡散を促進することができる。 By separating the stratum corneum, the barrier transport, analyte such as glucose or drugs through the skin, enters the skin, and it is possible to promote diffusion out from the skin.

検体および体液の輸送は、駆動力の作用によってさらに促進することができる。 Transport of analytes and fluids may be further enhanced by the action of the drive force. このような駆動力には、とりわけ、ソノフォレーシス、イオントフォレーシス、起電力、圧力、真空力、電磁駆動力、熱力、磁力、化学駆動力、毛管作用および浸透力が挙げられる。 Such driving force, inter alia, sonophoresis, iontophoresis, the electromotive force, pressure, vacuum force, an electromagnetic driving force, thermal force, magnetic force, chemical driving force, capillary action and penetration thereof. 能動的な力の使用によって、その後の分析のために流体を採取するための手段がもたらされる。 The use of active forces, leading to a means for collecting the fluid for subsequent analysis.

皮膚を浸透性にする前、間および後に駆動力を適用することが特許文献2、3、4、5、6に開示されており、参照によってそれらの開示を全体的に援用する。 Before the skin permeability, and it is disclosed in Patent Document 2, 3, 4, 5 for applying a driving force during, and after, entirely incorporated disclosure thereof by reference. 駆動力を使用する目的は、体液およびその含有物を分析のために皮膚から能動的に抽出することである。 The purpose of using the driving force is to actively extracted from the skin for analysis of body fluid and its contents. 上述のように、真空力、ソノフォレーシスおよび電気浸透力などの能動的な力によって、角質を通過する対流を形成することができる。 As described above, the vacuum force, by active forces such as sonophoresis and electroosmotic forces, it is possible to form a convection passing through the stratum corneum. これらの力を使用して体液を抽出することができるが、力をヒトの皮膚に加えるときには、ある種の制限が適用されることがある。 Although it is possible to use these forces to extract the bodily fluid, while applying a force to human skin may Certain restrictions. 例えば、主な制限には、角質を通して輸送することのできる体液の流量および容量がある。 For example, a major limitation is the flow rate and volume of fluid that can be transported through the stratum corneum. 一般に、浸透性が増加された角質の領域を通して流体を輸送するためには、高い圧力が必要である。 In general, in order to transport the fluid through the region of the keratin permeability is increased, it requires high pressure. 皮膚に真空力を長時間適用すると、表皮が真皮から物理的に分離することがあり、青あざおよび膨れが生じることになる。 Applying prolonged vacuum force to the skin, may epidermis physically separated from the dermis, so that the blister blue Azaoyobi occurs.

制限の別の例は、対流を形成するために皮膚に適用することのできるエネルギーの量である。 Another example of restriction is the amount of energy that can be applied to the skin to form a convection. 使用可能な容量の体液を抽出するには、超音波への長時間の曝露を伴い、痛みおよび皮膚への損傷を生じる可能性がある。 To extract the bodily fluid of the available capacity, accompanied by prolonged exposure to ultrasound, can cause damage to the pain and skin. 同様に、角質を通して体液の電気浸透力を抽出することは、高い電流密度を使用する必要があることにより、皮膚に損傷を与える可能性がある。 Similarly, extracting the electroosmotic force fluid through the stratum corneum is the necessity to use a high current density, which may damage the skin. 上述の抽出方法の使用は、ヒトの皮膚に適用するときには制限があることは明らかである。 Use of the extraction method described above, it is clear that there are limits when applied to human skin.

米国特許第4,767,402号明細書 US Pat. No. 4,767,402 米国特許第5,947,921号明細書 US Pat. No. 5,947,921 米国特許第6,002,961号明細書 US Pat. No. 6,002,961 米国特許第5,279,543号明細書 US Pat. No. 5,279,543 米国特許第5,722,397号明細書 US Pat. No. 5,722,397 米国特許第6,009,343号明細書 US Pat. No. 6,009,343 米国特許第6,190,315号明細書 US Pat. No. 6,190,315 米国特許第6,041,253号明細書 US Pat. No. 6,041,253 PCT国際出願PCT/US99/30067号明細書 PCT International Application PCT / US99 / 30067 Pat. 米国特許出願第09/868,442号明細書 U.S. Patent Application No. 09 / 868,442

したがって、関連する技術分野のこれらおよび他の欠点を克服する、非侵襲的な体液のサンプリングおよび分析のためのシステム、方法およびデバイスが必要とされている。 Therefore, to overcome these and other shortcomings of the related art, non-invasive body fluid sampling and analysis system for, methods and devices are needed.

したがって、長時間にわたって皮膚、頬および爪などの生体膜の浸透性を増加させる方法、ならびに体液を抽出して血液、細胞間液、リンパ液または他の体液検体のモニタリングを個別または連続的に実施する、非侵襲的かつ実用的な方法が必要とされている。 Therefore, a method of increasing the skin, the permeability of biological membranes such as buccal and nail for a long time, and to extract the bodily fluid blood, intercellular fluid, to implement the monitoring of lymph or other bodily fluid analyte individually or sequentially , non-invasive and practical method is needed.

一実施形態によれば、本発明は、生体膜と接面し生体膜から検体を受け取るように適合された媒体を含む経皮的な検体のモニタリングシステムであって、媒体が酢酸ビニルベースのヒドロゲル、アガロースベースのヒドロゲル、ポリエチレングリコールジアクリレート(PEG−DA)ベースのヒドロゲルおよびそれらの混合物からなる群から選択されるヒドロゲルならびに電極アセンブリを含み、媒体が検体と連続的に反応するように適合され、電気信号が電極アセンブリによって検出され、電気信号が検体の値と相関する、経皮的な検体のモニタリングシステムに関する。 According to one embodiment, the present invention provides a transdermal analyte monitoring system including adapted media to receive the sample from the biological membrane and contact faces biomembrane, medium vinyl acetate-based hydrogels , agarose based hydrogels include polyethylene glycol diacrylate (PEG-DA) based hydrogels and hydrogel and the electrode assembly is selected from the group consisting of mixtures thereof, the medium is adapted to react continuously with the analyte, electrical signal is detected by the electrode assembly, the electrical signal is correlated with the value of the sample relates to monitoring systems percutaneous analyte.

別の実施形態によれば、本発明は、生体膜と接面し生体膜から検体を受け取るように適合された媒体、および複数の電極を含む電極アセンブリを含む経皮的な検体のモニタリングシステムであって、少なくとも1つの電極の表面領域が実質的に純白金からなり、媒体が検体と連続的に反応するように適合され、電気信号が電極アセンブリによって検出され、電気信号が検体の値と相関する、経皮的な検体のモニタリングシステムに関する。 According to another embodiment, the present invention is adapted media to receive the sample from the biological membrane and contact faces biomembranes, and percutaneous analyte monitoring system that includes an electrode assembly including a plurality of electrodes there are, made from a surface area of ​​at least one electrode is substantially pure platinum, medium is adapted to react continuously with the analyte, an electrical signal is detected by the electrode assembly, an electrical signal correlated to the value of the sample to relate monitoring system transdermal analyte.

別の実施形態によれば、本発明は、生体膜と接面し生体膜から検体を受け取るように適合された媒体、電極アセンブリ、および経皮的な検体のモニタリングシステムの標的でない生体部分からの干渉を低減するために生体膜と電極アセンブリの間に置かれる干渉フィルタを含む、経皮的な検体のモニタリングシステムに関する。 According to another embodiment, the present invention is adapted media to receive the sample from the biological membrane and contact faces biological membrane electrode assembly, and transdermal analyte from the biological part is not the target of monitoring system to reduce the interference comprises an interference filter is placed between the biological membrane and electrode assembly, to a monitoring system transdermal analyte.

別の実施形態によれば、本発明は、生体膜と接面し生体膜から検体を受け取るように適合された媒体、電極アセンブリを含むセンサ(電極アセンブリは複数の電極を含む)、およびセンサの変動を訂正するエラー訂正法を実行するようにプログラムされたプロセッサを含む経皮的な検体のモニタリングシステムであって、媒体が検体と連続的に反応するように適合され、電気信号が電極アセンブリによって検出され、電気信号が検体の値と相関する、経皮的な検体のモニタリングシステムに関する。 According to another embodiment, the present invention is adapted media to receive the sample from the biological membrane and contact faces biological membrane sensor comprising an electrode assembly (electrode assembly includes a plurality of electrodes), and the sensor a transdermal analyte monitoring system including a processor programmed to perform the error correction method for correcting variation, medium is adapted to react continuously with the analyte, an electrical signal by the electrode assembly is detected, an electrical signal is correlated with the value of the sample relates to monitoring systems percutaneous analyte.

非侵襲的な体液のサンプリングおよび分析のための方法が開示される。 The method for sampling and analysis of non-invasive fluid is disclosed. 本発明の一実施形態によれば、本方法は、(1)浸透度を有する生体膜の領域を識別するステップ、(2)この生体膜の領域の浸透度を増加するステップ、(3)この生体膜の領域をレシーバと接触させるステップ、(4)この生体膜の領域を通る、および生体膜の領域から出る体液を抽出するステップ、(5)この体液の抽出を増加させるように外力を提供するステップ、(6)このレシーバにおける体液を収集するステップ、(7)収集された体液を、少なくとも1つの検体の存在に関して分析するステップ、および(8)この体液を分析するステップの結果を提供するステップを含む。 According to an embodiment of the present invention, the method comprises (1) identifying a region of the biological membrane with a permeability, (2) the step of increasing the permeability of the area of ​​the biological membrane, (3) the step of contacting an area of ​​biological membrane and receiver, (4) passing through a region of the biological membrane, and extracting a bodily fluid exiting the region of the biological membrane, providing an external force so as to increase the extraction of (5) the body fluid providing step, the result of the step of analyzing the (6) the step of collecting the body fluid in the receiver (7) the collected body fluid, the step of analyzing for the presence of at least one analyte, and (8) the body fluid including the step.

生体膜の領域は、制御下の線量測定法で超音波を使用して、浸透性とすることができる。 Region of biological membranes is a dosimetry under control using ultrasound, it may be permeable. 超音波に曝露された領域で、浸透による輸送を使用して体液の抽出を行うことができる。 In areas exposed to ultrasound, the transport by penetration can be extracted body fluid using. レシーバを使用して体液を収集することができる。 It is possible to collect the body fluids using the receiver. レシーバを、パッチ、装着式レシーバ、膜、吸収性ストリップ、ヒドロゲルまたは等価物の形で生体膜に取り付けることができる。 Receiver, patch, wearable receiver, film, absorbent strip can be attached to the biological membrane in the form of a hydrogel or equivalent. レシーバは、血液の検体を示す様々な検体の存在に関して分析することができる。 The receiver may be analyzed for the presence of various analytes indicating a specimen of blood. 検体は、電気化学、生物化学、光学、蛍光、吸光、反射、Raman、磁気、質量分析、IR分光測定法の使用、およびそれらの組合せを含むことができる。 Specimens, electrochemical, biochemical, optical, fluorescence, absorbance, reflection, can include Raman, magnetic, mass spectrometry, the use of IR spectrometry, and combinations thereof. レシーバを第2のレシーバに取り付けることもでき、体液と第2のレシーバの間の化学的濃度の起動力が最大になるように、第2のレシーバ内の検体の濃度は体液より実質的に低く連続的に維持される。 The receiver can also be attached to the second receiver, as impetus chemical concentration between fluid and the second receiver is maximized, the concentration of the analyte in the second receiver is substantially lower than the body fluid continuously maintained. これは化学反応または希釈の量または同様の手段によって達成される。 This is accomplished by the amount or similar means of a chemical reaction or dilution. 一実施形態では、レシーバおよび第2のレシーバは異なる原理(例えば、浸透、希釈等)で動作することができる。 In one embodiment, the receiver and the second receiver may operate on different principles (e.g., osmotic, dilution, etc.). 別の実施形態では、レシーバは同一の原理で動作することができる。 In another embodiment, the receiver may operate on the same principle.

非侵襲的な体液のサンプリングおよび分析のためのシステムが開示される。 System for sampling and analysis of non-invasive fluid is disclosed. 本発明の一実施形態によれば、システムは、超音波の生成を制御する制御装置、超音波を生体膜の領域に適用する超音波アプリケータ、生体膜の領域に接触し、生体膜の領域を通る、および生体膜の領域から出る体液を受けるレシーバ、レシーバと相互作用し、レシーバ内の体液に少なくとも1つの検体の存在を検出するメータを含む。 According to an embodiment of the present invention, the system controller, an ultrasonic applicator for applying ultrasonic waves to the area of ​​biological membrane for controlling the generation of ultrasonic waves, in contact with the area of ​​the biological membrane, the area of ​​biological membrane the pass, and a receiver for receiving a body fluid exiting from the region of the biological membrane, and interact with a receiver, including a meter for detecting the presence of at least one analyte in the body fluid in the receiver. レシーバは、膜と、膜内部に収容されるヒドロゲル、流体または液体などの媒体とを含むことができる。 The receiver may include a film, a hydrogel contained therein membrane, and a medium such as fluid or liquid.

非侵襲的な体液のサンプリングおよび分析のための方法が開示される。 The method for sampling and analysis of non-invasive fluid is disclosed. 本発明の一実施形態によれば、本方法は、(1)生体膜の領域の浸透度を増加させるステップ、(2)レシーバをこの生体膜の領域に取り付けるステップ、(3)この生体膜の領域を通る、および生体膜の領域から出る検体を抽出するステップ、(4)このレシーバ内に体液を収集するステップ、(5)この体液中の少なくとも1つの検体の濃度を測定するステップを含む。 According to an embodiment of the present invention, the method comprises (1) a step of increasing the permeability of the area of ​​the biological membrane, the step of attaching a (2) a receiver in the area of ​​the biological membrane, (3) of this biological membrane through the region, and extracting a sample leaving the area of ​​the biological membrane, (4) a step of collecting the body fluid within the receiver, (5) a step of measuring the concentration of at least one analyte of the body fluid.

非侵襲的な体液のサンプリングおよび分析のためのデバイスが開示される。 Device is disclosed for sampling and analysis of non-invasive fluid. 本発明の一実施形態によれば、デバイスは、浸透性が増加された生体膜の領域に取り付けられ、生体膜の領域を通る、および生体膜の領域から出る体液を受けるレシーバ、および受け取った体液中に少なくとも1つの検体の存在を検出し、その検体の濃度を示す装着式メータを含む。 According to an embodiment of the present invention, the body fluid device, which is mounted in the area of ​​biological membrane permeability is increased, through the region of the biological membrane, and the receiver receives the fluid exiting from the region of the biological membrane, and received detecting the presence of at least one analyte in, including mounting meter indicating the concentration of the analyte. レシーバは、膜と、膜内部に収容されるヒドロゲル、流体または液体などの媒体とを含むことができる。 The receiver may include a film, a hydrogel contained therein membrane, and a medium such as fluid or liquid. メータはプロセッサと、検体の存在を検出するデバイスとを含むことができる。 Meter may include a device for detecting a processor, the presence of the analyte. 検出デバイスは、電気化学的検出器、生物化学検出器、蛍光検出器、吸光検出器、反射検出器、Raman検出器、磁気検出器、質量分析検出器、IR分光検出器、およびそれらの組合せを含むことができる。 The detection device, an electrochemical detector, biochemical detector, fluorescence detector, absorbance detector, reflector detector, Raman detector, a magnetic detector, mass spectrometer detector, IR spectroscopy detectors, and combinations thereof it can be included.

本発明の一実施形態によれば、浸透力を要求時に使用して、生体膜からおよび生体膜を通して体液をサンプリングすることができる。 According to an embodiment of the present invention, by using the penetrating force at the time of the request, it is possible to sample the body fluid through the biological membrane and biological membranes. 診断およびモニタリングのために検体の濃度を測定する必要がある場合はいつでも、薄い液体リザーバなどのレシーバを使用して、溶液、ゲル、ヒドロゲル、または他の形態の浸透剤を、超音波処理する生体膜に適用することができる。 Organism whenever it is necessary to measure the concentration of an analyte for diagnosis and monitoring, using a receiver such as a thin liquid reservoir, solutions, gels, hydrogels, or other forms of penetrants, and Ultrasound it can be applied to the membrane. レシーバは、接着剤を使用して生体膜に取り付けることができる。 The receiver may be attached to the biological membrane using an adhesive. レシーバは、短時間の間、生体膜に取り付けることができる。 Receiver, a short period of time, can be attached to the biological membrane. その後、レシーバ内の溶液を除去し、検体の存在を分析することができる。 Then, to remove the solution in the receiver, it can be analyzed for the presence of the analyte. 一実施形態では、レシーバはパッチの形に作製することができる。 In one embodiment, the receiver can be manufactured in the form of a patch. レシーバはヒドロゲルおよび浸透剤を含むことができる。 The receiver can include a hydrogel and a penetrating agent. レシーバは、検体の存在を検出するために浸透剤と化学試薬を組み合わせることができる。 The receiver may be combined penetrants and chemical reagents to detect the presence of the analyte. 試薬は、電気化学、生物化学、光学、蛍光、吸光、反射、Raman、磁気、質量分析、IR分光測定法、およびそれらの組合せなどの使用をレシーバで実施することができる。 Reagents, electrochemical, biochemical, optical, fluorescence, absorbance, reflection, Raman, magnetic, mass spectrometry can be performed IR spectrometry, and the use of a combination thereof at the receiver.

別の実施形態では、定期的または連続的に、生体膜からまたは生体膜を通して、体液をサンプリングするために浸透力を使用することができる。 In another embodiment, periodically or continuously, through a biological membrane or biological membranes, it can be used osmotic forces to sample the body fluid. 診断およびモニタリングのために検体の濃度を測定する必要がある場合はいつでも、薄い液体リザーバなどの薄いレシーバを使用して、溶液形態中の浸透剤を、超音波処理する生体膜に適用することができる。 Whenever it is necessary to measure the concentration of an analyte for diagnosis and monitoring, using a thin receiver such as a thin liquid reservoir, an osmotic agent in solution form, be applied to a biological membrane to sonication it can. レシーバは、接着剤を使用して生体膜に取り付けることができる。 The receiver may be attached to the biological membrane using an adhesive. 一実施形態では、レシーバはパッチの形に作製することができる。 In one embodiment, the receiver can be manufactured in the form of a patch. レシーバは、浸透剤を含むヒドロゲルを含むことができる。 The receiver can include a hydrogel containing the osmotic agent. レシーバは、浸透力の強度および期間を操作するための手段を含む。 The receiver includes means for operating the intensity and duration of penetration. 電気力、磁力、電磁力、生化学的反応、化学薬品、モル濃度調整、溶液調整、pH調整、超音波力、電気浸透力、イオントフォレーシス力、電気穿孔力、およびそれらの組合せを使用して、浸透力の強度を操作することができる。 Electric power, magnetic, electromagnetic force, biochemical reactions, chemicals, molarity adjustment, solution preparation, pH adjustors, ultrasonic power, electroosmotic force, iontophoresis force, electroporation force, and using combinations thereof , it is possible to manipulate the intensity of the penetration force. 電気力、磁力、電磁力、生化学的反応、化学薬品、モル濃度調整、溶液調整、pH調整、超音波力、電気浸透力、イオントフォレーシス力、電気穿孔力、およびそれらの組合せを使用して、浸透力の期間を操作することができる。 Electric power, magnetic, electromagnetic force, biochemical reactions, chemicals, molarity adjustment, solution preparation, pH adjustors, ultrasonic power, electroosmotic force, iontophoresis force, electroporation force, and using combinations thereof , it is possible to manipulate the period of penetration force. レシーバは、検体の存在を検出するように、浸透剤と生化学試薬を組み合わせることができる。 Receiver, to detect the presence of the analyte can be combined penetrants and biochemical reagents. 試薬は、電気化学、生物化学、光学、蛍光、吸光、反射、Raman、磁気、質量分析、IR分光測定法、およびそれらの組合せなどの使用をレシーバで実施することができる。 Reagents, electrochemical, biochemical, optical, fluorescence, absorbance, reflection, Raman, magnetic, mass spectrometry can be performed IR spectrometry, and the use of a combination thereof at the receiver. レシーバは、検出のために定期的に除去することができる。 The receiver may be periodically removed for detection. 一実施形態では、超音波に曝露された生体膜と接触する浸透剤の濃度を変化させる電流を使用することによって、浸透力に対する生体膜の曝露の強度、期間、および頻度を操作することができる。 In one embodiment, by using a current varying the concentration of the osmotic agent in contact with the biological membrane which is exposed to ultrasonic waves, it is possible to operate the intensity of exposure of a biological membrane, duration, and frequency to penetration . 浸透剤はいくつかの電荷種へと解離することのできる複数の電荷剤を使用することができる。 Osmotic agents can be used multiple charge agents that can be dissociated into several charged species. これらの電荷種は電気力を使用して輸送することができる。 These charged species can be transported using electrical power. 電荷種を単離するために膜を使用することができる。 It can be used a membrane to isolate a charge species. 電荷種は自由に拡散し、電気力が除去されるとすぐに結合する。 Charged species is free to diffuse quickly bind the electric force is removed.

一実施形態では、超音波に曝露された生体膜と接触する浸透剤の濃度を変化させる能動的な力を使用することによって、浸透力に対する生体膜の曝露の強度、期間、頻度を操作することができる。 In one embodiment, by using the active force of changing the concentration of the osmotic agent in contact with the biological membrane which is exposed to ultrasonic waves, by manipulating the intensity of exposure of the biological membrane to penetration force, duration, frequency can. 浸透剤は、中性電荷剤とすることができる。 Penetrant may be a neutral charge agents. 様々な場の力を使用して、薬剤を輸送することができる。 Using the power of various fields, it is possible to transport the drug. 場の力は、選択された薬剤の本質的および束一的特性に依存する。 Force field depends on the nature and colligative properties of the selected drug. 場の力は、生体膜表面に向かっておよび離れて浸透剤を移動させるのに必要な力を生成する。 Force field produces a force necessary to move towards the biological membrane surface and penetrants away. 浸透剤の移動によって、角質を通る体液の定期的および連続的な抽出を調整する。 By the movement of the penetrant adjusts a regular and continuous extraction of bodily fluid through the stratum corneum.

一実施形態では、超音波に曝露された生体膜と接触する浸透剤の濃度を変化させることによって、浸透力に対する生体膜の曝露の強度、期間、および頻度を操作することができる。 In one embodiment, by varying the concentration of the osmotic agent in contact with the biological membrane which is exposed to ultrasonic waves, the intensity of exposure of the biological membrane to penetration force, it is possible to operate period, and frequency. 溶剤の容量と、浸透剤を含むヒドロゲルの容量とを操作することによって、浸透剤は、浸透剤の濃度を変化させてもよい。 And capacity of the solvent, by operating the capacity of the hydrogel containing the osmotic agent, penetrant, may change the concentration of the osmotic agent. ヒドロゲルの容量は、ゲル内へ拡散できる分子の濃度により変動するヒドロゲルを作製することによって変化させることができる。 Volume of the hydrogel can be varied by making a hydrogel varies depending on the concentration of molecules that can diffuse into the gel. 一例では、ヒドロゲルを、グルコース分子に反応するように作製する。 In one example, the hydrogel is prepared to respond to glucose molecules. ヒドロゲルの容量は、その温度を操作することによって、およびゲルのpHを変えることによって、変化させることができる。 Capacity of the hydrogel, by manipulating the temperature, and by changing the pH of the gel can be varied.

浸透性を増加させた生体膜の領域に取り付けられ、生体膜の領域を通る、および生体膜の領域から出る体液を受けるレシーバが開示される。 Attached to the region of biological membranes increasing permeability, through the region of the biological membrane, and a receiver is disclosed for receiving a body fluid exiting from the region of the biological membrane. 本発明の一実施形態によれば、レシーバは、第1のグリッド、少なくとも1つの薬剤を含む媒体層、少なくとも1つの薬剤に関して濃度勾配の障壁を誘導する膜、対グリッド、オキシダーゼ層、検出層、および第1のグリッドと対グリッドの間に電位差をもたらす電圧源を含む。 According to an embodiment of the present invention, the receiver, the first grid, the medium layer containing at least one drug, membrane induces barriers concentration gradient with respect to at least one drug, versus grid, oxidase layer, detection layer, and a voltage source that provides a potential difference between the first grid and the pair grid. 血液、細胞間液、検体、およびリンパ液を含みうる体液は、生体膜から外へ、または生体膜を通過して、第1のグリッド、対グリッド、およびオキシダーゼ層を介して検出層へと流れてもよい。 Blood, intercellular fluid, analyte, and fluids which may include lymph, out of the biological membrane, or through the biological membrane, the first grid, flows pair grids, and to the detection layer through the oxidase layer it may be.

非侵襲的な体液のサンプリングおよび分析のためのシステム、方法およびデバイスが開示されることは、本発明の技術的利点である。 The non-invasive body fluid sampling and analysis system for a method and device is disclosed is a technical advantage of the present invention. 検体の濃度を連続的または定期的に測定できることは、本発明の別の技術的利点である。 That the concentration of the analyte can be continuously or periodically measured, it is another technical advantage of the present invention.

本発明、その目的および利点をより詳細に理解するために、以下の説明を添付の図面と併せて参照する。 The present invention, in order to understand the objects and advantages in more detail, referring also to the accompanying drawings and the description below.

本発明の好ましい実施形態およびその利点は、様々な図面の同様なおよび対応する部品に同様の番号を使用する、図1から28の図面の参照によって最も良く理解できる。 Preferred embodiments and advantages of the present invention uses a similar and corresponding like numerals to the parts of the various drawings can best be understood by reference to the drawings from FIG 28.

本明細書で使用される「体液」という用語は、血液、細胞間液、リンパ液および/または検体を含むことができる。 The term "body fluid" as used herein, can include blood, intercellular fluid, lymph fluid and / or analyte. さらに、本明細書で使用される「生体膜」という用語は、組織、粘膜、ならびに皮膚、頬および爪を含む角質化した組織を含むことができる。 Furthermore, the term "biological membrane" as used herein, can include tissue, mucous membranes, and skin, keratinized tissue including buccal and nails. さらに、本明細書で使用される「力」という用語は、力の勾配を含むこともできる。 Furthermore, the term "force" as used herein, may also include a gradient force.

本発明はヒトへの適用に関連して説明することができるが、獣医学への適用も企図されており、本発明の範囲内である。 The present invention may be described in relation to human applications, veterinary applications are contemplated and are within the scope of the present invention.

図1を参照すると、本発明の一実施形態による非侵襲の体液サンプリングおよび分析のための方法を示すフローチャートが示されている。 Referring to FIG. 1, there is shown a flow chart illustrating a method for fluid sampling and analysis of non-invasive, according to an embodiment of the present invention. ステップ102では、生体膜の領域の浸透性は増加する。 In step 102, the region of penetration of the biological membrane is increased. 一実施形態では、生体膜の領域は哺乳類の患者の掌側の前腕に定めることができる。 In one embodiment, the region of the biological membrane can be defined in the forearm of the palm side of the patient mammal. 別の実施形態では、生体膜の領域は哺乳類の患者の大腿部に定めることができる。 In another embodiment, the area of ​​the biological membrane can be determined in the thigh of the patient mammal. さらに別の実施形態では、生体膜の領域は腹部に定めることができる。 In yet another embodiment, the area of ​​the biological membrane can be determined in the abdomen. さらに別の実施形態では、生体膜の領域は背部に定めることができる。 In yet another embodiment, the area of ​​the biological membrane can be determined on the back. 他の体の部位を使用することもできる。 It is also possible to use a portion of the other body.

一般に、物理的な微小孔の形成、脂質二重層の物理的な分断、脂質二重層の化学的な修飾、角質の物理的な分断、および角質の化学的な修飾など、生体膜の浸透性を増加するためにいくつかの方法を使用することができる。 In general, the formation of physical micropores, lipid bilayer physical disruption, lipid bilayers chemical modification, physical disruption of the horny, and the like horny chemical modification, the permeability of a biological membrane several ways to increase can be used. 微小孔の形成またはその分断は、針、微小針、シリコン微小針、レーザー、レーザーと色素吸収の併用、熱源、超音波針、超音波変換器、低温アブレーション、高周波アブレーション、光音響アブレーション、およびそれらの組合せを使用した物理的穿孔によって、達成することができる。 Formation or disruption thereof micropores, needles, microneedles, silicon microneedles, laser, combination of laser and dye absorption, heat source, ultrasonic needle, ultrasound transducer, cryoablation, radiofrequency ablation, photoacoustic ablation, and their combined by physical perforation using a can be achieved.

好ましい実施形態では、生体膜の浸透性を増加する領域に超音波を適用することができる。 In a preferred embodiment, it is possible to apply ultrasonic waves to the area to increase the permeability of the biological membrane. 超音波は一般に約20kHzより高い周波数の音と定義される。 Ultrasound is defined as generally about 20kHz higher frequency sounds. 治療用超音波は、一般に20kHzから5MHzの間である。 Ultrasonic treatment is generally between 20kHz of 5 MHz. 一般に、約10kHzから約20kHzは近超音波である。 Generally, from about 10kHz to about 20kHz is near ultrasound. 本発明の実施形態では、超音波のほかに近超音波を使用することもできることを理解できる。 In an embodiment of the present invention it can be understood that it is also possible to use the near-ultrasonic besides ultrasound.

一般に、キャビテーションを生じさせ生体膜の浸透性を増加させるのに十分な周波数で、生体膜の領域に超音波または近超音波を適用することが好ましい。 In general, at a frequency sufficient to increase the permeability of the biological membrane to cause cavitation, it is preferable to apply ultrasonic or near ultrasound in the area of ​​biological membrane. 一実施形態では、超音波を約10kHzから約500kHzの周波数で適用することができる。 In one embodiment, it can be applied at about 500kHz frequency ultrasonic waves from about 10 kHz. 別の実施形態では、超音波を約20kHzから約150kHzの周波数で適用することができる。 In another embodiment, it can be applied at a frequency of about 150kHz ultrasonic waves from about 20 kHz. さらに別の実施形態では、超音波を約50kHzで適用することができる。 In yet another embodiment, it is possible to apply the ultrasonic at about 50 kHz. 他の周波数の超音波を適用して、生体膜の浸透度を高めることもできる。 By applying ultrasonic other frequencies it may also increase the permeability of the biological membrane.

一実施形態では、超音波の強度は約0〜約100watt/cm 2の範囲することができ、好ましくは約0〜約20watt/cm 2の範囲である。 In one embodiment, the intensity of the ultrasonic wave can range from about 0 to about 100 watt / cm 2, preferably in the range of from about 0 to about 20watt / cm 2. 所望に応じて他の適切な強度を使用することもできる。 Desired other suitable strength can be used in accordance with the.

生体膜の浸透性を増加させるための方法はKostらの特許文献7に開示されており、参照によってその全体を援用する。 Method for increasing the permeability of biological membranes is disclosed in Patent Document 7 of Kost et al., Incorporated by reference in its entirety.

ステップ104では、生体膜の領域を通る、または生体膜の領域から出る体液を抽出する。 In step 104, through the region of the biological membrane, or to extract bodily fluid exiting the region of the biological membrane. 一実施形態では、浸透力などの外力によって抽出を補助する。 In one embodiment, to assist the extraction by an external force, such as penetration. 一実施形態では、生体膜の浸透性を増加する前、間および後に浸透力を制御することができる。 In one embodiment, before increasing the permeability of the biological membrane, it is possible to control the penetration force between and after.

一実施形態では、生体膜の領域に浸透剤を適用することによって浸透力を発生させることができる。 In one embodiment, it is possible to generate a penetration by applying the penetrant area of ​​biological membrane. 浸透剤は元素、分子、高分子、化学化合物、またはそれらの組合せの形とすることができる。 Osmotic agent may be an element, molecule, polymer, chemical compound, or a form of combination thereof. 浸透剤は溶液、ヒドロゲル、ゲル、または同様の機能を有する薬剤と組合せることもできる。 Penetrants can also be combined solutions, hydrogels, gels, or an agent having similar functions.

ステップ106では、少なくとも1つの追加の第1のエネルギーおよび/または力によって、外力の大きさ、強度、および期間を調整することができる。 In step 106, the first energy and / or force of the at least one additional, it is possible to adjust the size, strength, and duration of the external force. 一実施形態では、生体膜を通る、および生体膜から出る体液を抽出するための浸透剤の移動および機能を、制御および調整するように第1の追加のエネルギーおよび/または力を適用することができる。 In one embodiment, through the biological membrane, and the movement and function of osmotic agent to extract the body fluid exits the biological membrane, it is applied to the first additional energy and / or force to control and adjust it can. 第1の追加のエネルギーおよび/または力を、熱、温度力、圧力、起電力、機械的振動、超音波、イオントフォレーシス、電磁力、磁力、光熱力、光音響力、およびそれらの組合せの形で提供することができる。 The first additional energy and / or force, heat, temperature strength, pressure, electromotive force, mechanical vibration, ultrasound, iontophoresis, electromagnetic force, magnetic force, photothermal force, photoacoustic force, and combinations thereof it can be provided in the form of. 経皮的薬物輸送における電界および超音波の作用は特許文献8に開示されており、参照によってその全体を援用する。 Effect of an electric field and ultrasound in transdermal drug delivery are disclosed in Patent Document 8, incorporated by reference in its entirety.

一実施形態では、第1の追加のエネルギーおよび/または力が超音波によって提供される場合、超音波の周波数を、生体膜の浸透性を増加するために使用される周波数とは異なる周波数で提供することができる。 In one embodiment, when the first additional energy and / or force is provided by ultrasound, the frequency of the ultrasonic wave, provided at a different frequency than the frequency that is used to increase the permeability of the biological membrane can do. 一実施形態では、第1の追加のエネルギー/力の超音波の周波数を、浸透性を増加させる超音波の周波数より高くすることができる。 In one embodiment, the ultrasonic frequency of the first additional energy / force, can be higher than the frequency of the ultrasound to increase the permeability.

ステップ108では、体液をレシーバに収集することができる。 In step 108, it is possible to collect the body fluid to the receiver. 一実施形態では、レシーバをパッチ、装着式リザーバ、膜、吸収ストリップ、ヒドロゲルの形態または同等の機能を発揮する構造で生体膜と接触させることができる。 In one embodiment, the receiver patches, wearable reservoir, membrane, absorbent strips, can be contacted with the biological membrane in structure to exert hydrogel form or equivalent. 他のタイプおよび他の構造のレシーバを使用することもできる。 It is also possible to use a receiver other types and other structures.

一実施形態では、レシーバは、体液と第2のレシーバの間の化学的濃度の起動力が最大になるように、体液の検体の濃度より実質的に低く継続的に維持される検体濃度を有する、第2のレシーバを備えることができる。 In one embodiment, the receiver, as impetus chemical concentration between fluid and the second receiver is maximized, with a substantially lower continuously maintained the analyte concentration than the concentration of an analyte in a body fluid It may comprise a second receiver. これは化学反応または希釈の量または同様の手段によって行われる。 This is done by the amount or similar means of a chemical reaction or dilution.

一実施形態では、第1のレシーバと第2のレシーバの間に第2の外部エネルギー/力を適用することができる。 In one embodiment, it is possible to apply the second external energy / forces between the first receiver and the second receiver. 一実施形態では、第2の外部エネルギー/力は、第1の外部エネルギー/力と異なるもの(例えば、異なる種類の外力など)とすることができる。 In one embodiment, the second external energy / force, different from the first external energy / force (e.g., such as different types of external forces) can be. 別の実施形態では、第2の外部エネルギー/力は、第1の外部エネルギー/力と同じもの(例えば、同じ種類の外力など)とすることができる。 In another embodiment, the second external energy / force may be the same as the first external energy / force (e.g., the same type of force). 第1および第2の外部エネルギー/力は、種類、時間および強度を変えることができ、異なる追加のエネルギーおよび/または力によって制御することができる。 First and second external energy / force type, can change the time and intensity, can be controlled by different additional energy and / or force.

ステップ110では、収集した体液を分析することができる。 In step 110, it is possible to analyze the collected body fluid. 一実施形態では、分析は電気化学、生物化学、光学、蛍光、吸光、反射、Raman、磁気、質量分析、赤外線(IR)分光測定、およびそれらの組合せなど、適切な方法の使用を含むことができる。 In one embodiment, analysis electrochemical, biochemical, optical, fluorescence, absorbance, reflection, Raman, magnetic, mass spectrometry, infrared (IR) spectroscopy, and combinations thereof, may include the use of appropriate method it can.

一実施形態では、複数の検体を、同時に、並行してまたは連続して分析することができる。 In one embodiment, a plurality of analytes, simultaneously, can be analyzed in parallel or sequentially. これらの複数の分析による結果を、アルゴリズムと組み合わせて使用して、例えば分析および測定の正確度、精密度またはその両方を向上させることができる。 The results of these multiple analysis, used in combination with the algorithm, for example, accuracy of analysis and measurement, it is possible to improve the accuracy, or both.

一実施形態では、収集された体液を分析するために、レシーバを生体膜との接触から取り外すことができる。 In one embodiment, in order to analyze the collected body fluid, the receiver can be removed from contact with the biological membrane. 別の実施形態では、収集された体液を分析する際、レシーバを生体膜と接触したままとすることができる。 In another embodiment, when analyzing the collected bodily fluid, the receiver may remain in contact with the biological membrane.

図2を参照すると、本発明の一実施形態に従って、生体膜の透過性を増加させるために生体膜に超音波を制御下で適用するためのデバイスが示されている。 Referring to FIG. 2, in accordance with an embodiment of the present invention, a device for applying under the control of the ultrasound to a biological membrane to increase the permeability of the biological membrane is shown. デバイス200は、ケーブルなどの適切な手段によって、超音波アプリケータ204と連携する制御装置202を含む。 Device 200, by suitable means, such as a cable, including a control device 202 which cooperates with the ultrasound applicator 204. 制御装置202は、生体膜の領域への超音波の適用を制御する。 Controller 202 controls the application of ultrasound to the region of biological membranes. 一実施形態では、制御装置202および超音波アプリケータ204によって、強度が約0〜約20watt/cm 2の超音波または近超音波を生成することができる。 In one embodiment, the control unit 202 and ultrasound applicator 204, the intensity can generate ultrasound or near ultrasonic waves of about 0 to about 20watt / cm 2. 一実施形態では、超音波は約20kHzから約150kHzの周波数を有することができる。 In one embodiment, ultrasound may be about 20kHz with the frequency of about 150 kHz. 別の実施形態では、超音波は50kHzの周波数を有することができる。 In another embodiment, ultrasound may have a frequency of 50 kHz. 他の超音波周波数を使用することもできる。 It is also possible to use other ultrasonic frequencies.

さらに、制御装置202は、必要に応じて情報をユーザに伝達するために、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ができる。 Furthermore, the control device 202, in order to transmit the information as required to the user may include a display such as an LCD or LED display. また、制御装置202は、当技術分野で既知であるようにユーザインターフェースを含むこともできる。 The controller 202 may also include a user interface as is known in the art.

超音波アプリケータ204は、超音波カップリング溶液208を含有するカートリッジ206を備えることができる。 Ultrasonic applicator 204 can comprise a cartridge 206 containing the ultrasound coupling solution 208. カートリッジ206は、超音波カップリング溶液208を封入できるプラスチックなどの材料から作製することができる。 Cartridge 206 may be made of a material such as plastic which can encapsulate ultrasound coupling solution 208. 適切な超音波カップリング溶液208は、限定されるものではないが、水、生理食塩水、エタノールおよびイソプロパノールを含むアルコール(水溶液中の濃度が10から100%)、Triton X−100、SLS、またはSDSなどの界面活性剤(好ましくは、水溶液中の濃度が0.001から10%範囲)、DMSO(好ましくは、水溶液中の濃度が10から100%の範囲)、リノール酸などの脂肪酸(好ましくは、エタノール−水(50:50)混合物中の濃度が0.1から2%の間の範囲)、アゾン(azone)(好ましくは、エタノール−水(50:50)混合物中の濃度が0.1から10%の間の範囲)、好ましくは水溶液中の濃度が0.1から50%のポリエチレングリコール、好ましくは水溶液中の濃度が0.1から10 Suitable ultrasonic coupling solution 208, but are not limited to, water, saline, (100% concentration 10 in the aqueous solution) alcohols including ethanol and isopropanol, Triton X-100, SLS or, surfactants such as SDS (preferably, the concentration is 10 percent range from 0.001 in aqueous solution), DMSO (preferably, a range concentration of from 10 to 100% in aqueous solution), fatty acids such as linoleic acid (preferably ethanol - water (50:50) range between the concentration in the mixture is from 0.1 to 2%), Azone (Azone) (preferably ethanol - water (50:50) concentration in the mixture is 0.1 range) between 10%, 10 preferably polyethylene glycol concentration is 50% from 0.1 in aqueous solution, preferably from the concentration in the aqueous solution 0.1 mg/mlのヒスタミン、好ましくは濃度が1から100mMのEDTA、好ましくは濃度が1から100mMの水酸化ナトリウム、オクチル硫酸ナトリウム、N−タウロイルサルコシン、オクチルトリメチル臭化アンモニウム、ドデシルトリメチル臭化アンモニウム、テトラドデシルトリメチル臭化アンモニウム、ヘキサドデシルトリメチル臭化アンモニウム、塩化ドデシルピリジン水和物、SPAN 20、BRIJ 30、グリコール酸エトキシレート4−ter−ブチルフェニルエーテル、IGEPAL CO−210、およびそれらの組合せを含むことができる。 mg / ml of histamine, preferably from the concentration of 1 100mM EDTA, preferably sodium from 1 concentration of 100mM hydroxide, sodium octyl sulfate, N- tau acryloyl sarcosine, octyl trimethyl ammonium bromide, dodecyl trimethyl ammonium bromide, including tetradecyl trimethyl ammonium bromide, hexa dodecyl trimethyl ammonium bromide, chloride dodecyl pyridine hydrate, SPAN 20, BRIJ 30, glycolic acid ethoxylate 4-ter-butylphenyl ether, IGEPAL CO-210, and combinations thereof be able to.

一実施形態では、カップリング媒体は化学的促進剤を含むことができる。 In one embodiment, the coupling medium may contain chemical enhancers. 例えば、ヒスタミンなどの毛管浸透性促進剤をカップリング媒体に添加することによって、輸送促進を達成することができる。 For example, by adding a capillary permeability enhancer such as histamine coupling medium, it is possible to achieve transfer promoting. カップリング媒体中のヒスタミン濃度は、0.1から100mg/mlの間とすることができる。 Histamine concentration in the coupling medium may be between 0.1 and 100 mg / ml. これらの薬剤は超音波を適用する間に生体膜を通過して輸送することができ、局所的な流体圧力を増加する局所的な浮腫を形成することができ、生体膜を通過する検体の輸送を促進させることができる。 These agents can be transported across biological membranes while applying the ultrasonic wave, it is possible to form the local edema which increase the local fluid pressure, transport of analyte across biological membranes it can be promoted. さらに、浮腫による流体の貯留が起きることによって局所的なキャビテーションが誘発され、生体膜を通過する検体の輸送が促進されるようになる。 Furthermore, local cavitation is induced by the accumulation of fluid by swelling occurs, the transport of analyte across biological membranes is to be promoted.

一実施形態では、超音波アプリケータ204内に挿入するときにカートリッジ206を穿孔することができ、超音波カップリング溶液208をチャンバ(図示せず)に移すことができる。 In one embodiment, it is possible to perforate the cartridge 206 when inserting the ultrasound applicator 204, the ultrasound coupling solution 208 can be transferred to the chamber (not shown).

ターゲットリング210などのターゲット認識デバイスを、生体膜の浸透性を増加する領域に取り付けることができる。 The target recognizing device such as a target ring 210 may be attached to the area to increase the permeability of the biological membrane. ターゲットリング210は、経皮的な接着剤(図示せず)によって生体膜の領域に取り付けることができる。 Target ring 210 may be attached transdermal adhesive (not shown) in the area of ​​biological membrane. 一実施形態では、ターゲットリング210は経皮的接着剤を予め塗布することができ、各使用の後に廃棄することができる。 In one embodiment, the target ring 210 can be pre-applied transdermal adhesive can be disposed of after each use. 別の実施形態では、ターゲットリング210は再使用可能である。 In another embodiment, the target ring 210 is reusable.

ターゲットリング210は、プラスチック、セラミック、ゴム、発泡体等、適切な材料から形成することができる。 Target ring 210 may be formed of plastic, ceramic, rubber, foam and the like, from a suitable material. 一般に、ターゲットリング210によって、生体膜の浸透性を増加させ体液を抽出する領域を識別する。 In general, the target ring 210, identifies the area to extract the bodily fluid to increase the permeability of the biological membrane. 一実施形態では、ターゲットリング210を使用して、生体膜の浸透性が増加した後もレシーバ214を保持して生体膜と接触させることができる。 In one embodiment, by using the target ring 210, after the permeability of the biological membrane is increased even to hold the receiver 214 can be contacted with the biological membrane.

一実施形態では、ターゲットリング210を使用して生体膜の浸透度をモニタリングすることができ、これは「Method and Apparatus for Enhancement of Transdermal Transport」という名称の特許文献9に開示されており、参照によってその開示を全体的に援用する。 In one embodiment, by using the target ring 210 can monitor the penetration of biological membranes, which is disclosed in Patent Document 9, entitled "Method and Apparatus for Enhancement of Transdermal Transport", by reference as disclosed totally incorporated. このような実施形態では、ターゲットリング210は超音波アプリケータ204と連携することができる。 In such embodiments, the target ring 210 can cooperate with the ultrasonic applicator 204. 超音波アプリケータ204をターゲットリング210に適用し、超音波カップリング溶液208を生体膜に曝露するよう起動することができる。 The ultrasonic applicator 204 is applied to a target ring 210, the ultrasound coupling solution 208 can be activated to exposure to biological membranes. 制御装置202は超音波カップリング溶液208を介して超音波を伝播させるように超音波アプリケータ204を制御する。 Controller 202 controls the ultrasound applicator 204 so as to propagate ultrasonic waves through the ultrasonic coupling solution 208. 超音波曝露中、制御装置202は生体膜の浸透性の変化をモニターすることができ、またこの情報をユーザに表示することができる。 During ultrasound exposure, the control unit 202 can monitor the permeability changes in the biological membrane, also can display this information to the user.

制御装置202は、生体膜の所定の浸透度が達成されると超音波の適用を中止または中断することができる。 Controller 202 can stop or suspend the application of ultrasound to a predetermined penetration is achieved in biological membranes. 浸透度はあらかじめプログラムすることができ、または超音波を適用しながらリアルタイムで測定することができる。 The degree of penetration may be measured in real time can be pre-programmed, or while applying ultrasonic waves. 所定の浸透度は、個体間の生体膜の違いによって各個体に対してプログラムすることができる。 Predetermined degree of penetration can be programmed for each individual by the difference of the biological membrane between individuals.

所定の浸透度が達成された後、超音波カップリング溶液208をチャンバ(図示せず)からカートリッジ206内へと空け、その後廃棄することができる。 After a predetermined penetration is achieved, it emptied ultrasound coupling solution 208 from the chamber (not shown) into the cartridge 206, can then be discarded. 別の実施形態では、超音波カップリング溶液208を超音波アプリケータ204の収容領域(図示せず)に空け、その後廃棄することができる。 In another embodiment, spaced ultrasonic coupling solution 208 in the housing area of ​​the ultrasound applicator 204 (not shown) can be then discarded. 次いで、超音波アプリケータ204をターゲットリング210から取り外すことができる。 Then, it is possible to remove the ultrasonic applicator 204 from the target ring 210.

図3を参照すると、本発明の一実施形態による体液を分析するためのデバイスが示されている。 Referring to Figure 3, a device for analyzing a body fluid according to one embodiment of the present invention is shown. 生体膜を通しておよび/または生体膜から外へ、個別にまたは要求に応じて体液の抽出を実行するように、レシーバ214をターゲットリング210内に置くことができる。 Out of the through and / or biological membrane biological membrane, so as to perform the extraction of bodily fluid in response to individually or request, can put the receiver 214 to the target ring 210. レシーバ214は、浸透剤を含むヒドロゲル層などの媒体を含むことができる。 The receiver 214 may include a medium, such as a hydrogel layer comprising an osmotic agent. 一実施形態では、ヒドロゲルは、生理食塩水が約0.01Mから約10Mの濃度の塩化ナトリウムである、リン酸緩衝生理食塩水液(PBS)を含むように配合することができる。 In one embodiment, the hydrogel is sodium chloride at a concentration of about 10M saline from about 0.01 M, can be formulated to contain phosphate-buffered saline solution (PBS). ヒドロゲルはpH7で緩衝することができる。 Hydrogels can be buffered at pH 7. 塩化ナトリウムの代わりに、またはそれに加えて、他の浸透剤を使用することもできる。 Instead of sodium chloride, or in addition to, it is also possible to use other penetrants. 好ましくは、これらの浸透剤は非炎症性、非汚染性、非免疫性である。 Preferably, these penetrants noninflammatory, non-staining, non-immune. このような浸透剤の例には、とりわけ、乳酸および硫酸マグネシウムが挙げられる。 Examples of such penetrants include, inter alia, lactate and magnesium sulfate.

別の実施形態では、レシーバ214は、半浸透膜内に含まれる水または緩衝剤などの流体または液体の媒体を含むことができる。 In another embodiment, the receiver 214 may include a fluid medium or liquid such as water or a buffer contained within the semi-permeable membrane. レシーバ214は発泡剤などの海綿状材料を含むこともできる。 The receiver 214 may also include a sponge-like material such as a foaming agent.

レシーバ214を、超音波に曝露された生体膜に接触するように生体膜に適用することができる。 The receiver 214 can be applied to a biological membrane to contact the biological membrane exposed to ultrasound. 一実施形態では、検出のために十分な量の体液を収集するのに十分な時間だけ、レシーバ214を生体膜に適用することができる。 In one embodiment, a time sufficient to collect a sufficient amount of body fluids for detection, the receiver 214 can be applied to a biological membrane. 別の一実施形態では、所定量の体液を収集するのに十分な時間だけ、レシーバ214を生体膜に適用することができる。 In another embodiment, a time sufficient to collect a predetermined amount of fluid, the receiver 214 can be applied to a biological membrane. さらに別の実施形態では、レシーバ214を所定の時間だけ生体膜に適用することもできる。 In yet another embodiment, it may be applied to receiver 214 in the biological membrane for a predetermined time. 一実施形態では、レシーバ214と生体膜の接触を15分以下とすることができる。 In one embodiment, the contact receiver 214 and the biological membrane can be less than 15 minutes. 別の実施形態では、レシーバ214と生体膜の接触を5分以下とすることができる。 In another embodiment, the contact receiver 214 and the biological membrane may be 5 minutes or less. さらに別の実施形態では、レシーバ214と生体膜の接触を2分以下とすることができる。 In yet another embodiment, the contact receiver 214 and the biological membrane can be less than 2 minutes. 実際の接触時間は、分析に使用する検出方法の感度に依存することができる。 Actual contact time may depend on the sensitivity of the detection method used in the analysis.

一実施形態では、生体膜からまたは生体膜を通して抽出された体液中に、ある種の検体の存在を検出するために、レシーバ214の媒体は少なくとも1つの試薬(図示せず)を含むことができる。 In one embodiment, the body fluid extracted through the biological membrane or biological membranes, in order to detect the presence of certain analytes, media receiver 214 may include at least one reagent (not shown) . 一実施形態では、レシーバ214のヒドロゲル層は試薬を含むことができ、試薬はイオンおよび/または共有結合手段によってヒドロゲルに固定することができ、またはゲルの封入によって固定化することができる。 In one embodiment, the hydrogel layer of the receiver 214 may include a reagent, the reagent can be immobilized by encapsulation of ion and / or can be fixed to the hydrogel by covalent means or gel. 試薬はまた、ヒドロゲルに隣接する層に配置することもでき、ヒドロゲル内へと抽出された体液からの検体が拡散し反応して副産物を生成することもできる。 Reagent also can be arranged in a layer adjacent to the hydrogel, the specimens from the body fluid which is extracted into the hydrogel may also generate by-products diffuse react. 次いで、電気化学、生物化学、光学、蛍光、吸光、反射、Raman、磁気、質量分析、IR分光測定法、およびそれらの組合せなどを使用して、副産物を検出することができる。 Then, electrochemical, biochemical, optical, fluorescence, absorbance, reflection, Raman, magnetic, mass spectrometry, IR spectrometry, and by using a combination thereof, can be detected by-products. 検出方法はメータ212によって実施することができる。 Detection methods can be carried out by the meter 212. メータ212はプロセッサ(図示せず)およびLCDディスプレイなどのディスプレイを含むことができる。 Meter 212 can include a display, such as a processor (not shown) and LCD display. 他の適切なディスプレイを設けることもできる。 It may be provided other suitable display.

一実施形態では、メータ212は、コンピュータなどの外部デバイスに情報をダウンロードすることのできるインターフェースを設けることができる。 In one embodiment, the meter 212 may be provided an interface that can download information to an external device such as a computer. このようなインターフェースによってインターフェースケーブルの接続を可能にすることができ、またはワイヤレスインターフェースとすることもできる。 Such an interface can allow the connection of interface cable by, or may be a wireless interface.

メータ212は、レシーバ214の媒体にグルコースオキシダーゼを組み込むことによって、体液のグルコース濃度を決定するように構成することができる。 Meter 212, by incorporating glucose oxidase in a medium of the receiver 214 may be configured to determine the glucose concentration in the body fluid. 一実施形態では、抽出した体液からのグルコースをグルコースオキシダーゼと反応させて過酸化水素を生成することができる。 In one embodiment, the glucose from the extracted body fluid capable of yielding hydrogen peroxide is reacted with glucose oxidase. レシーバ214内に組み込まれた電極の表面で過酸化水素が酸化することによって、過酸化水素を検出することができる。 By hydrogen peroxide is oxidized at the surface of the integrated electrodes in the receiver 214, it is possible to detect hydrogen peroxide. 過酸化水素が酸化することによって電子が電極表面に移動して電流が発生し、これをメータ212に組み込むことのできるポテンショスタットを使用して定量化することができる。 Current is generated electrons by the hydrogen peroxide to oxidize moves to the electrode surface, which can be quantified using the potentiostat that can be incorporated into the meter 212. 過酸化水素の濃度に比例するグルコース濃度を計算することができ、その結果はディスプレイを介してユーザに報告することができる。 Can calculate the glucose concentration which is proportional to the concentration of hydrogen peroxide, the results can be reported to the user via the display. グルコースおよび他の検体の検出および分析を実施するために、当業者には既知の電極および試薬の様々な構成を組み込むことができる。 To carry out the detection and analysis of glucose and other analytes, to those skilled in the art can be incorporated into a variety of configurations known electrodes and reagent.

メータ212は、体液の濃度が変動すると予想されるグルコースなどの検体の濃度と、体液の濃度が数分間、数時間または数日間にわたって比較的安定すると予想されるクレアチニンまたはカルシウムなどの検体を、同時に測定するように構成することもできる。 Meter 212 includes a concentration of the analyte, such as glucose concentration of a body fluid is expected to change, the concentration of the body fluids for a few minutes, the specimen such as relatively creatinine or calcium that are expected stable for several hours or days, at the same time It may be configured to measure. 変動する検体とより安定的な検体の相対的濃度を考慮したアルゴリズムを使用して、測定することのできる検体濃度を、ディスプレイを介してユーザに報告することができる。 Using an algorithm that takes into account the relative concentrations of more stable analyte and variations to the specimen, the analyte concentration that can be measured, can be reported to the user via the display.

別の実施形態では、メータ212は複数の検体を同時に、並行して、または連続して分析することができる。 In another embodiment, the meter 212 at the same time a plurality of analytes can be concurrently or sequentially analyzed. これらの複数の分析による結果を、アルゴリズムを組合せて使用して、例えば分析および測定の正確度、精密度またはその両方を向上させることができる。 The results of these multiple analyzes, using a combination of algorithms, for example, accuracy of analysis and measurement, it is possible to improve the accuracy, or both.

レシーバ214は、抽出および測定ステップの後、廃棄することができる。 The receiver 214, after the extraction and measurement steps can be discarded. 別の実施形態では、レシーバ214を再使用することができる。 In another embodiment, it is possible to reuse the receiver 214. 一実施形態では、レシーバ214を再使用する前に、清浄または滅菌等を行うことができる。 In one embodiment, prior to re-use the receiver 214 can perform cleaning or sterilization or the like. グルコースおよび他の検体の検出および分析を実施するために、当業者には既知の電極および試薬の様々な構成を組み込むことができる。 To carry out the detection and analysis of glucose and other analytes, to those skilled in the art can be incorporated into a variety of configurations known electrodes and reagent.

図4を参照すると、本発明の別の実施形態に従って、検体の濃度を推測するように体液を連続して抽出および分析するためのデバイスが示されている。 Referring to FIG. 4, in accordance with another embodiment of the present invention, a device for extracting and analyzing fluid continuously is shown to estimate the concentration of the analyte. 図に示されているように、前腕、腹部または大腿部の生体膜部位を超音波に曝露することができ、背部などの他の生体膜部位を使用することもできる。 As shown, the forearm, the biological membrane site of abdominal or thigh can be exposed to ultrasonic waves, it is also possible to use other biological membrane sites, such as the back. レシーバ214と同様にすることのできるレシーバ402を、超音波に曝露された生体膜部位に接触させて、体液の連続抽出を実施することができる。 The receiver 402 that can be similar to the receiver 214, in contact with the biological membrane site that was exposed to ultrasonic waves, it is possible to implement a continuous extraction of bodily fluid. 一実施形態では、レシーバ402は塩化ナトリウムなどの浸透剤を含むヒドロゲル層などの媒体を含むことができる。 In one embodiment, the receiver 402 may include a medium, such as a hydrogel layer containing an osmotic agent such as sodium chloride. ヒドロゲルは、生理食塩水が0.01Mから10Mの濃度の塩化ナトリウムである、リン酸緩衝生理食塩水液(PBS)を含むように配合することができる。 Hydrogels are sodium chloride at a concentration of 10M saline from 0.01 M, can be formulated to contain phosphate-buffered saline solution (PBS). ヒドロゲルはpH7で緩衝することができる。 Hydrogels can be buffered at pH 7.

塩化ナトリウムの代わりに、またはそれに加えて、他の浸透剤を使用することもできる。 Instead of sodium chloride, or in addition to, it is also possible to use other penetrants. これらの浸透剤は、好ましくは、非炎症性、非汚染性、および非免疫性である。 These penetrants are preferably non-inflammatory, non-staining, and non-immune. このような他の浸透剤の例には、とりわけ、乳酸および硫酸マグネシウムが挙げられる。 Examples of such other penetrating agents, among others, lactate and magnesium sulfate. レシーバ402を、超音波に曝露された生体膜に接触するように適用することができる。 The receiver 402 can be applied to contact the biological membrane exposed to ultrasound. 一実施形態では、この接触時間は12〜24時間、またはそれ以上とすることができる。 In one embodiment, the contact time may be 12 to 24 hours, or more. 別の実施形態では、実質的により短時間、および実質的により長時間を含む他の接触時間を、所望に応じて使用することができる。 In another embodiment, a short time by virtually, and the other contact time including long substantially more, can be used as desired.

別の実施形態では、レシーバ402は、半浸透膜内に含まれる水または緩衝剤などの流体または液体の媒体を含むことができる。 In another embodiment, the receiver 402 may include a fluid medium or liquid such as water or a buffer contained within the semi-permeable membrane. レシーバ402は発泡剤などの海綿状材料を含むこともできる。 The receiver 402 may also include a sponge-like material such as a foaming agent.

一実施形態では、レシーバ402の媒体は、生体膜を通してまたは生体膜から抽出された体液中に検体の存在を検出する、少なくとも1つの試薬(図示せず)を含むことができる。 In one embodiment, media receiver 402 detects the presence of an analyte in a body fluid extracted from or through the biological membrane biological membrane may include at least one reagent (not shown). 一実施形態では、レシーバ402のヒドロゲル層は試薬を含むことができ、試薬はイオンおよび/または共有結合手段によってヒドロゲルに固定することができ、またはゲルの封入によって固定化することができる。 In one embodiment, the hydrogel layer of the receiver 402 may include a reagent, the reagent can be immobilized by encapsulation of ion and / or can be fixed to the hydrogel by covalent means or gel. 試薬はまた、ヒドロゲルに隣接する層に配置することもでき、ヒドロゲル内へと抽出された体液からの検体が拡散し、反応して副産物を生成することもできる。 Reagent also can be arranged in a layer adjacent to the hydrogel, and the specimen is diffused from the body fluid which is extracted into the hydrogel, it is also possible to react to produce by-products. 電気化学、生物化学、光学、蛍光、吸光、反射、Raman、磁気、質量分析、IR分光測定法、およびそれらの組合せなどを使用して、副産物を検出することができる。 Electrochemical, biochemical, optical, fluorescence, absorbance, reflection, Raman, magnetic, mass spectrometry, IR spectrometry, and by using a combination thereof, can be detected by-products.

上述の通り、メータ212と同様の機能とすることができるメータ404によって、検出方法を実施しユーザに結果を表示することができる。 As described above, by the meter 404 may be similar in function and meter 212, and performing the detection method can display the results to the user. 一実施形態では、メータ404は装着式とすることができる。 In one embodiment, the meter 404 may be a wearable. 例えば、図に示すように、腕時計を装着するのと同様の方法でメータ404を装着することができる。 For example, as shown, it can be mounted meter 404 in a manner similar to attaching a wristwatch. メータ404をベルト、ポケット等に装着することもできる。 The meter 404 belt, can also be mounted in a pocket or the like.

メータ404は、体液の定期的な抽出を制御し、検体を検出し、検体濃度を連続的に表示するように、電力および電子機器を組み込むことができる。 Meter 404 controls the periodic extraction of body fluids to detect the analyte, to continuously display the analyte concentration can incorporate power and electronic equipment. メータ404は、センサ信号を取得するための電子機器およびソフトウェアを含むことができ、信号処理を実行することができ、分析および傾向情報を保存することができる。 Meter 404 may include electronics and software for acquiring sensor signals, it is possible to perform signal processing, it is possible to store the analysis and trend information.

一実施形態では、メータ404は、コンピュータなどの外部デバイスに情報をダウンロードすることのできるインターフェースを設けることができる。 In one embodiment, the meter 404 may be provided an interface that can download information to an external device such as a computer. このようなインターフェースによってインターフェースケーブルの接続を可能にすることができ、またはワイヤレスインターフェースとすることもできる。 Such an interface can allow the connection of interface cable by, or may be a wireless interface.

メータ404は、媒体中にグルコースオキシダーゼを組み込むことによって、体液のグルコース濃度を測定するように構成することができる。 Meter 404 by incorporating glucose oxidase in a medium, can be configured to measure the glucose concentration of a body fluid. 一実施形態では、抽出した体液からのグルコースをグルコースオキシダーゼと反応させて過酸化水素を生成することができる。 In one embodiment, the glucose from the extracted body fluid capable of yielding hydrogen peroxide is reacted with glucose oxidase. レシーバ402内に組み込まれた電極の表面で過酸化水素が酸化することによって、過酸化水素を検出することができる。 By hydrogen peroxide is oxidized at the surface of the integrated electrodes in the receiver 402, it is possible to detect hydrogen peroxide. 過酸化水素が酸化することによって電子が電極表面に移動して電流が発生し、これをメータ404に組み込むことのできるポテンショスタットを使用して定量化することができる。 Current is generated electrons by the hydrogen peroxide to oxidize moves to the electrode surface, which can be quantified using the potentiostat that can be incorporated into the meter 404. 過酸化水素の濃度に比例するグルコース濃度を計算することができ、その結果はディスプレイを介してユーザに報告することができる。 Can calculate the glucose concentration which is proportional to the concentration of hydrogen peroxide, the results can be reported to the user via the display. グルコースおよび他の検体の検出および分析を実施するために、当業者には既知の電極および試薬の様々な構成を組み込むことができる。 To carry out the detection and analysis of glucose and other analytes, to those skilled in the art can be incorporated into a variety of configurations known electrodes and reagent.

一実施形態では、メータ404は、体液の濃度が変動すると予想されるグルコースなどの検体の濃度と、体液の濃度が数分間、数時間または数日間にわたって比較的安定すると予想されるクレアチニンまたはカルシウムなどの検体を、同時に測定するように構成することもできる。 In one embodiment, the meter 404 includes a concentration of the analyte, such as glucose concentration of a body fluid is expected to change, the concentration of the body fluids for a few minutes, such as relatively stable creatinine or calcium that are expected to several hours or days specimen, can be configured to measure simultaneously. 変動する検体とより安定的な検体の相対的濃度を考慮したアルゴリズムを使用して、測定することのできる検体濃度を、ディスプレイを介してユーザに報告することができる。 Using an algorithm that takes into account the relative concentrations of more stable analyte and variations to the specimen, the analyte concentration that can be measured, can be reported to the user via the display.

別の実施形態では、メータ404は複数の検体を同時に、並行して、または連続して分析することができる。 In another embodiment, the meter 404 at the same time a plurality of analytes can be concurrently or sequentially analyzed. これらの複数の分析による結果を、アルゴリズムを組合せて使用して、例えば分析および測定の正確度、精密度またはその両方を向上させることができる。 The results of these multiple analyzes, using a combination of algorithms, for example, accuracy of analysis and measurement, it is possible to improve the accuracy, or both.

別の実施形態では、メータ404によって分析するためにレシーバ402を生体膜との接触から取り外すことができる。 In another embodiment, the receiver 402 for analysis by the meter 404 can be removed from contact with the biological membrane. そのような分析の後にレシーバ402を生体膜と接触させることができる。 The receiver 402 can be contacted with the biological membrane after such analysis.

メータ404によってユーザは定期的または連続的に検体を読み取ることができる。 By the meter 404 the user can read the periodic or continuous analyte. 例えば、一実施形態では、検体のグルコースの連続的なモニタリングにおいて、グルコース濃度を30分ごと、より好ましくは15分ごと、最も好ましくは5分ごと、またはそれよりさらに頻繁に、ユーザに表示することができる。 For example, in one embodiment, in continuous monitoring of glucose analyte, every 30 minutes the glucose concentration, and more preferably every 15 minutes, and most preferably every 5 minutes, or even more frequently, to be displayed to the user can. 別の実施形態では、グルコース濃度を連続的に表示することができる。 In another embodiment, it is possible to continuously display the glucose concentration. 期間は、検体を検出する感度および方法に依存することができる。 Period may be dependent on the sensitivity and a method of detecting an analyte. 連続的なグルコースのモニタリングにおいて、一実施形態では、レシーバ402内に組み込まれた電極および試薬ならびにメータ404によって実施される検出および分析を使用して、電気化学的方法によってグルコースの検出を実施することができる。 In monitoring of continuous glucose, in one embodiment, by using the detection and analysis are performed by the electrodes and the reagent and the meter 404 incorporated in the receiver 402, to carry out the detection of glucose by electrochemical methods can. 測定期間中、レシーバ402のヒドロゲル層によって、体液の浸透抽出を連続的に実施することができる。 During the measurement period, the hydrogel layer of the receiver 402, can be carried out continuously penetration extraction fluid. レシーバ402のヒドロゲルに体液を蓄積することができる。 It can be accumulated fluid in a hydrogel of the receiver 402. 体液中のグルコースをグルコースオキシダーゼと反応するように拡散させ、過酸化水素に変化させる。 Glucose in the body fluid is diffused to react with glucose oxidase, it is changed to hydrogen peroxide. 過酸化水素は、基準電極に対して作用電極の均衡を保つことによって消費される。 Hydrogen peroxide is consumed by keeping the balance of the working electrode relative to the reference electrode. 過酸化水素は休止期間中に蓄積し、測定期間前に消費され破壊される。 Hydrogen peroxide accumulates during the suspension period, it is destroyed is consumed before the measurement period. 過酸化水素の蓄積を迅速に消費するように、作用電位の大きさを加えることができる。 As quickly consume the accumulation of hydrogen peroxide can be added to the size of the action potential.

図5を参照すると、本発明の別の実施形態に従って、定期的な体液の浸透抽出を実施することによって検体を定期的にモニタリングする方法が示されている。 Referring to FIG. 5, according to another embodiment of the present invention, it is regularly monitored method of the indicated analytes by performing penetration extract regular body fluid. 複数の電荷種へと解離する浸透剤を使用することによって、浸透抽出の強度および頻度を操作することができ、電荷濃度が生体膜表面550に向かっておよび生体膜表面から離れて移動するように電位を使用することができる。 By using penetrants dissociate into a plurality of charged species, it is possible to manipulate the intensity and frequency of osmotic extraction, so that the charge density is moved away from towards the biological membrane surface 550 and the biological membrane surface it is possible to use the potential. レシーバ500は、グリッド、メッシュまたはスクリーン504;ヒドロゲル層とすることのできる媒体506;膜508;対グリッド、メッシュまたはスクリーン510;オキシダーゼ層512;および検出層514を含むことができる。 The receiver 500, grid, mesh or screen 504; can include and detection layer 514; layer 508; pair grid, mesh or screen 510; oxidase layer 512 medium 506 which may be a hydrogel layer. グリッド504および対グリッド510は、電圧源516に接続することができる。 Grid 504 and counter grid 510 may be connected to a voltage source 516. 膜508は、媒体506に含まれる浸透剤の濃度勾配の障壁を誘発するために使用される半浸透性膜であることができる。 Film 508 may be a semi-permeable membrane used to induce barriers gradient of osmotic agent contained in the medium 506. 好ましい浸透剤は、負および正の種または対イオンを含むことができる。 A preferred penetrant may include negative and positive species or counterion. 超音波に曝露された生体膜の角質に隣接する境界面で、電荷種の濃度を操作することによって、体液の定期的な抽出を行うことができる。 The boundary surfaces adjacent to the stratum corneum of biological membranes exposed to ultrasound, by manipulating the concentration of charged species, it is possible to perform regular extraction of bodily fluid.

一実施形態では、ヒドロゲルまたは他の適切な媒体とすることのできる接触媒体502を介して、レシーバ500を皮膚に接触させることができる。 In one embodiment, via a contact medium 502, which may be a hydrogel or other suitable medium, the receiver 500 can be brought into contact with the skin.

電圧源516を使用してグリッド504と対グリッド510の間に電位差を印加することによって、電荷種の濃度を操作することができる。 By applying a potential difference between the grid 504 and the counter grid 510 using voltage source 516, it is possible to manipulate the concentration of charged species. 一実施形態では、電位差は浸透剤を操作するのに十分な大きさとすることができる。 In one embodiment, the potential difference can be large enough to operate the penetrant. 電荷が生体膜表面550に向かっておよび生体膜表面から離れて移動するように、グリッドの極性を変化させることもできる。 Charge to move away from towards the biological membrane surface 550 and the biological membrane surface, it is also possible to change the polarity of the grid. グリッド504および対グリッド510は、体液および/または検体を、角質から外へ、グリッド504、グリッド510を通って、オキシダーゼ層512の中へ、かつ最終的に検出層514内へ移動させるように、最適な多孔性に構成することができる。 Grid 504 and counter grid 510, a body fluid and / or analyte, out of the stratum corneum, as the grid 504, through the grid 510, into the oxidase layer 512, and is moved to the final detection layer 514, it can be configured to optimal porosity. オキシダーゼ層512は、検体の検出の特異性をもたらすように、適切な触媒、または酵素とともに使用することができる。 Oxidase layer 512, to provide specificity of the detection of the analyte, can be used with a suitable catalyst or an enzyme. 検出層514は、検出した所望の検体の濃度を定量化するように、オキシダーゼ層512の副産物の検出を可能にする作用電極および基準電極(図示せず)を含むことができる。 Detection layer 514, so as to quantify the concentration of the desired analyte detected may include a working electrode and reference electrode to enable detection by Product oxidase layer 512 (not shown).

以下の実施例は本発明をどのようにも制限することはなく、本発明の実施形態を例示するものである。 The following examples are not limiting to any of the present invention, it is illustrative of embodiments of the present invention.

以下は、本発明の実施形態に従って、高浸透圧抽出流体を使用し、この状態を等浸透圧抽出流体と比較することによって、ヒトでの体液のグルコース濃度を測定するように、体液の無痛抽出、収集および分析を実施した実験の説明である。 Hereinafter, according to an embodiment of the present invention, using a high osmotic pressure extraction fluid by comparing the fluid exits isotonic pressure extraction this state, to measure glucose concentration in a body fluid in humans, painless extraction of bodily fluid a description of collection and experiments carried out with the analysis. 実施可能性を実証するために体液のグルコース濃度を一例として使用するが、他の検体も本発明の意図する範囲内である。 Although used as an example the glucose concentration in the body fluid in order to demonstrate the feasibility, other analytes are within the intended scope of the present invention. さらに複数の検体を、同時に、並行してまたは連続して測定および/または分析することができ、これらの複数の測定値の結果をアルゴリズムと組合せて使用して、例えば測定値の正確度、精密度またはその両方を向上させることができる。 Furthermore a plurality of analytes, simultaneously, can be measured and / or analyzed in parallel or sequentially, the results of these multiple measurements be used in combination with the algorithm, for example, the accuracy of the measurements, precision thereby degrees or improve both. 当業者であれば理解できるように、これらのステップを自動化し、上記のデバイスで実施することができる。 As can be appreciated by those skilled in the art, these steps were automated, it can be implemented in these devices.

被験者の掌側の前腕の4つの部位を、図2に示すデバイスを使用して超音波で治療した。 Four sites volar forearm of the subject was treated with ultrasound using the device shown in FIG. 超音波変換器およびそのケースを被験者の掌側の前腕の上に置き、皮膚と変換器外部を良好に接触させ、かつ漏洩が起きないように十分な圧力を加えた。 Ultrasonic transducer and place the case on the volar forearm of the subject, the skin and the transducer was good contact outside and the addition of a sufficient pressure so leakage does not occur. 次いで、変換器を取り囲む領域をドデシル硫酸ナトリウムおよびリン酸緩衝生理食塩水(PBS)中のシリカ粒子のカップリング媒体で充填した。 Then, the region surrounding the transducer were filled with a coupling medium of the silica particles in the sodium dodecyl sulfate and phosphate buffered saline (PBS). 超音波を短時間(5〜30秒)加え、変換器装置を生体膜から取り外し、皮膚を水道水で流し、乾燥させた。 Ultrasound briefly (5-30 seconds) was added, remove the transducer device from biological membrane, flushed skin with tap water and dried.

図6は装着式抽出チャンバ600の構成部品を示す。 Figure 6 shows the components of wearable extraction chamber 600. 4つの抽出チャンバを被験者の超音波処理部位にそれぞれ配置した。 Four of the brewing chamber and arranged to sonication site of the subject. 薄い円形の発泡剤チャンバ602を、発泡剤MED 5636 Avery Dennison(内径7/16”×外径11/8”)を使用して作製した。 Thin circular blowing agent chamber 602 was prepared using a blowing agent MED 5636 Avery Dennison (inner diameter 7/16 "× OD 11/8"). 要素602の片面に取り付けた両面接着剤(Adhesive Arcade 8570、内径7/16”×外径7/8”)を使用して、発泡剤チャンバ602を、超音波処理される生体膜部位と同軸方向に取り付けた。 Sided adhesive attached to one side of the element 602 (Adhesive Arcade 8570, inner diameter 7/16 "× OD 7/8") were used to generate the blowing agent chamber 602, biological membrane sites coaxial direction is sonicated It was attached to. 発泡剤チャンバ602の他方の面には、両面接着剤604(Adhesive Arcade 8570、内径7/16”×外径7/8”)を同軸方向に取り付けた。 On the other surface of the blowing agent chamber 602, attached double-sided adhesive 604 (Adhesive Arcade 8570, inner diameter 7/16 "× OD 7/8") to the coaxial direction. 薄い透明の蓋606を、3M Polyester 1012(11/8”×11/8”)から作製した。 The lid 606 of the thin transparent and fabricated from 3M Polyester 1012 (11/8 "× 11/8"). 生体膜に取り付け発泡剤チャンバ602の内径内部に液体を入れた後、両面接着剤604によって薄い透明の蓋606を発泡剤チャンバ602に取り付けた。 After placing the liquid in the inner diameter inside of the blowing agent chamber 602 attached to the biological membrane, fitted with a lid 606 of the thin transparent by a double-sided adhesive 604 blowing agent chamber 602. 薄い透明の蓋606は、液体が抽出チャンバから漏れることを防ぎ、抽出チャンバを長時間装着可能にする蓋として作用した。 The lid 606 of the thin transparent prevents the liquid from leaking from the brewing chamber, the brewing chamber acted as long-lid to be attached.

各抽出チャンバを、抽出液100μlを15分間と、水和液100μlを10〜40分間、交互に充填した。 Each extraction chamber, and inter extract 100 [mu] l for 15 minutes, the hydration liquid 100 [mu] l 10 to 40 minutes were alternately filled. 抽出液はPBSとし、2つの部位のPBSには、塩化ナトリウムの全濃度が1Mになるように追加の塩化ナトリウムを含有した。 Extract and PBS, the PBS of the two sites, the total concentration of sodium chloride contained additional sodium chloride so as to 1M. すべての部位で水和液はPBSであった。 Hydrating solution was PBS at all sites.

溶液を収集し、高圧液体クロマトグラフィを使用してグルコース濃度を分析した。 The solution was collected and analyzed for glucose concentration using high pressure liquid chromatography. HPLC濃度の結果を注射量および全溶液量に関して正規化し、単位面積あたり単位時間あたりの、超音波処理部位と交差するグルコースの質量であるグルコース流量(Q g )として報告した。 The results of the HPLC concentrations normalized for injected dose and total solution volume, per unit time per unit area, was reported as a glucose flow (Q g) the mass of glucose intersecting the ultrasonic treatment site. Bayer Glucometer Eliteメータで穿刺した指から採取した毛管血液を検査することによって体液グルコース濃度(C bg )を得た。 To obtain a body fluid glucose concentration (C bg) by examining the Bayer Glucometer Elite capillary blood taken from the punctured finger meter. gはC bgに直線的比例すると仮定した。 Q g is assumed to be linearly proportional to C bg. 図7はQ g対C bgのグラフを示す。 Figure 7 shows a graph of Q g vs. C bg. 予想外に、1Mの塩化ナトリウムに曝露された超音波処理部位のQ gは、0.15Mの塩化ナトリウムに曝露された超音波処理部位のQ gより、C bgとの相関が大幅に強かった。 Unexpectedly, Q g sonication sites exposed to 1M sodium chloride, from Q g sonication sites exposed to 0.15M sodium chloride, the correlation between the C bg was significantly stronger .

本発明の別の態様によれば、皮膚の浸透度をフィードバックシステムによって調整する装置および方法が提供される。 According to another aspect of the present invention, apparatus and method for adjusting the penetration of the skin by the feedback system is provided. 装置および方法は、上述のものと同様であり皮膚の浸透度のさらなる調整を追加することができる。 Device and method are the same as those described above can be added to further adjust the penetration of the skin. 皮膚の浸透度をモニタリングする方法としてのフィードバック制御は「Methods and Apparatus for Enhancement of Transdermal Transport」という名称の特許文献10により詳細に記載されており、参照によって全体を本明細書に援用する。 Feedback control as a method of monitoring the permeability of the skin is described in more detail in patent document 10, entitled "Methods and Apparatus for Enhancement of Transdermal Transport", which is incorporated in its entirety herein by reference. この実施形態では、皮膚の伝導度を示すパラメータの所望の値が得られたとき、皮膚の浸透化デバイスの適用を終了する。 In this embodiment, when the desired value of the parameter that indicates the conductivity of the skin is obtained, terminating the application of permeabilizing device skin. 図8に関連して考察が進むにつれて、上記の説明をこの説明と関連させることができることに留意されたい。 As discussed progresses in conjunction with FIG. 8, it is noted that can be associated to the above description and the description.

図8を参照すると、方法のフローチャートが示されている。 Referring to FIG. 8, a flow chart of the method is shown. ステップ802では、第1またはソース電極が、浸透化が必要な皮膚の第1の領域と電気的に接触している。 In step 802, the first or source electrode, permeabilization is in contact in the first region and the electrical skin required. ソース電極は皮膚と直接接触していない。 The source electrode is not in direct contact with the skin. その代わり、超音波を伝播するために使用されている媒体を介して、皮膚に電気的に接続することができる。 Instead, through a medium that is used to propagate an ultrasonic wave, it can be electrically connected to the skin. 超音波発生デバイスを皮膚浸透化デバイスとして使用する一実施形態では、超音波を適用するために使用される超音波変換器およびホーンをソース電極として、そこを介して皮膚の第1の領域の電気パラメータを測定できるとともに、超音波媒体として使用される生理食塩水を介して皮膚と接続する。 In one embodiment using an ultrasonic generator device as a skin permeabilizing device, as an ultrasonic transducer and a source electrode horn is used to apply the ultrasonic waves, the first area of ​​skin through which electrical it is possible to measure the parameters, connected to the skin via the saline that is used as the ultrasound transmission medium. 別の実施形態では、別個の電極を皮膚の第1の領域に付着させてソース電極として使用することができる。 In another embodiment, the separate electrodes may be used as a source electrode is adhered to the first area of ​​the skin. さらに別の実施形態では、皮膚の第1の領域に超音波を適用するために使用されるデバイスのケースを、ソース電極として使用する。 In yet another embodiment, the case of the device being used to apply ultrasonic waves to the first region of skin, to use as the source electrode. ソース電極は、例えば金属および導電ポリマーなど、適切な導電材料によって作製することができる。 A source electrode, such as metals and conductive polymers can be prepared by a suitable conductive material.

次いでステップ804では、第2または対の電極を、別の選択された位置で皮膚の第2の領域に電気的に接続させる。 Next, at step 804, the second or counter electrode, is electrically connected to the second area of ​​skin at another selected location. この皮膚の第2の領域は皮膚の第1の領域に近接することができ、または皮膚の第1の領域から離すこともできる。 This second area of ​​skin may be proximate to the first region of the skin, or may be separated from the first region of the skin. 対電極は、例えば金属および導電ポリマーなど、適切な導電材料から作製することができる。 The counter electrode, such as metals and conductive polymers can be made from a suitable conductive material.

2つの電極が適正に配置されているとき、ステップ806で、2つの電極間の初期導電率を測定する。 When the two electrodes are properly positioned, in step 806, measuring the initial conductivity between the two electrodes. これは、電極を介して皮膚のパッチに電気信号を適用することによって達成される。 This is achieved by via electrodes to apply electrical signals to the skin patch. 一実施形態では、供給される電気信号は、皮膚の電気パラメータを測定することができるように十分な強度を有することができるが、皮膚に永久的な損傷または輸送されている物質に重大な電気泳動作用が電気信号によって生じないように適切に低い強度を有することができる。 In one embodiment, the electrical signal is supplied, can have sufficient strength to be able to measure the electrical parameters of the skin, serious electricity substance being permanent damage or transported to the skin can migrate action have a suitably low intensity so as not to cause the electric signal. 一実施形態では、10HzのAC電源を使用してソース電極と対電極の間に電圧差を生じさせる。 In one embodiment, it causes a voltage difference between the source electrode and the counter electrode by using the AC power of 10 Hz. 供給される電圧は500mVを超えない、好ましくは100mVを超えないものとし、さもないと皮膚に損傷を与える恐れがある。 Voltage supplied does not exceed 500 mV, preferably shall not exceed 100 mV, may damage the skin and not also. 別の実施形態では、AC電流源を使用する。 In another embodiment, using an AC current source. 電流源を適切に制限することができる。 It can be appropriately limit the current source. 適切な回路を使用して電源を適用した後、初期導電率の測定を実行する。 After applying the power using the appropriate circuitry to perform the measurement of the initial conductivity. 一実施形態では、抵抗センサを使用して、10Hzで皮膚パッチのインピーダンスを測定する。 In one embodiment, using the resistance sensor, for measuring the impedance of the skin patch 10 Hz. 別の実施形態では、1kHzの電源を使用する。 In another embodiment, using a power of 1 kHz. 他の周波数の電源を使用することもできる。 It is also possible to use the power of other frequencies.

ステップ808では、皮膚の浸透化デバイスを第1の部位で皮膚に適用する。 At step 808, it applied to the skin penetration of the device in the skin at the first site. 皮膚の浸透性を増加させる適切なデバイスを使用することができる。 It can be used an appropriate device for increasing the permeability of the skin. 一実施形態では、超音波を第1の部位で皮膚に適用する。 In one embodiment, it applied to the skin ultrasound at a first site. 一実施形態によれば、20kHzの周波数および約10W/cm 2の強度を有する超音波を使用して、経皮的輸送に使用される皮膚パッチの浸透性を増加させる。 According to one embodiment, using ultrasound having an intensity of a frequency and about 10 W / cm 2 of 20 kHz, it increases the permeability of the skin patch to be used in the transdermal transport.

ステップ810では、2つの部位間の導電率を測定する。 In step 810, measuring the conductivity between the two sites. 導電率を定期的に測定することができ、または連続的に測定することができる。 The conductivity can be measured periodically, or can be continuously measured. 初期導電率測定の実行に使用されたものと同じ電極設定を使用して、モニタリング測定を実行する。 Using the same electrode set that was used to perform the initial conductivity measurement, performing monitoring measurements.

ステップ812では、皮膚のコンダクタンス(電導性)データの時間変化に、数学的分析および/または信号処理を実施することができる。 In step 812, the conductance of the skin (conducting) time variation of data can be performed a mathematical analysis and / or signal processing. 超音波を浸透化の方法として使用して、上記の手順に従って被験者に実験を実施した。 Using ultrasound as a method of permeabilization was performed experiments to subject according to the procedure described above. 超音波は、被験者が痛みを報告するまで適用した。 Ultrasound was applied to the subjects to report pain. 超音波に曝露している間、1秒おきに皮膚の導電率を測定した。 While exposure to ultrasound, to measure the conductivity of the skin every second. コンダクタンスデータをグラフ化した後、グラフをシグモイド曲線に類似した。 After graphing the conductance data, similar graphs to sigmoidal curve. コンダクタンスデータは一般的なシグモイド曲線の式では以下の通りである。 Conductance data in the formula general sigmoidal curve is as follows.

C=C i +(C f −C i )/(1+e S(tf*) C = C i + (C f -C i) / (1 + e S (tf *))
式中、 In the formula,
Cは電流、 C is a current,
iはt=0の電流、 Current of C i is t = 0,
fは最終電流、 C f is the final current,
Sは感度定数、 S is the sensitivity constant,
*は変曲点を達成するために必要な曝露時間、および tは曝露時間を表す。 t * is the exposure time required to achieve an inflection point, and t is the exposure time.

再び図8を参照すると、ステップ814では、皮膚のコンダクタンス変化の動力学を表すパラメータを計算する。 Referring again to FIG. 8, in step 814, it calculates a parameter representing the dynamic conductance changes in the skin. これらのパラメータには、とりわけ、皮膚のインピーダンス、皮膚のインピーダンスの経時的変動、最終的な皮膚インピーダンス、変曲点時間の皮膚のインピーダンス、最終電流、変曲点時間を達成するための曝露時間等が挙げられる。 These parameters, inter alia, skin impedance, variation with time of the impedance of skin, final skin impedance, skin impedance inflection point time, final current, exposure time, etc. to achieve an inflection point time and the like.

ステップ816では、皮膚のコンダクタンスを表すパラメータの所望の値が達成されたとき、ステップ808で適用された皮膚浸透化デバイスを終了させる。 In step 816, when the desired value of the parameter representative of the conductance of the skin is achieved, and ends the applied skin penetration of the device in step 808. 例えば、皮膚のコンダクタンスがある値まで増加したとき、浸透化デバイスを停止させることができる。 For example, when increased to a certain value conductance of the skin, it is possible to stop the penetration of the device. 代わりに、皮膚のコンダクタンスの値の変化率が最大になったとき、浸透化デバイスを停止させることができる。 Alternatively, when the rate of change of the conductance value of the skin is maximized, it is possible to stop the penetration of the device. 皮膚の浸透度を調整するための方法のさらなる詳細は特許文献10に開示されている。 Further details of the method for adjusting the penetration of the skin is disclosed in Patent Document 10.

連続的にグルコースを経皮的にモニタリングするシステムおよび方法の好ましい実施形態を、図9〜11と併せて説明する。 The preferred embodiment of the transdermal monitoring systems and methods continuously glucose, will be described in conjunction with Figures 9-11. 上述のように、「体液」という用語は、血液、細胞間液、リンパ液および/または検体を含むことができる。 As described above, the term "body fluid" may include blood, intercellular fluid, lymph fluid and / or analyte. 体液は、例えば完全な流体、ならびにその分子および/またはイオン成分の両方を含む。 Body fluids include, for example, complete fluid, as well as both the molecules and / or ionic components. 本発明の好ましい実施形態は検体のみの抽出および測定を含むことができる。 A preferred embodiment of the present invention may comprise extraction and measurement of only the sample.

図9は本発明の例示的な実施形態による、連続的なグルコースモニタリングシステムの図である。 9 according to an exemplary embodiment of the present invention, a diagram of a continuous glucose monitoring system. この実施形態では、システムは、一般にセンサ本体901および裏当てプレート902ならびに本明細書に記載されている他の構成部品を含む、センサアセンブリを含む。 In this embodiment, the system typically includes other components described in the sensor body 901 and the backing plate 902 and the specification, including the sensor assembly. センサ本体は、図10に示すように、検体または検体を示唆する反応生成物を電気化学的に検出するための面に電極を含むことができる。 Sensor body, as shown in FIG. 10 may include an electrode on a surface for detecting reaction products suggests analyte or analyte electrochemically. センサ本体901の形状に対応する形状であるケース内に収容することができる熱変換器903が、センサ本体901と裏当てプレート902の間に配置されている。 Heat converter 903 that can be housed in the case is a shape corresponding to the shape of the sensor body 901 is disposed between sensor body 901 and the backing plate 902. 過酸化水素センサなどの電気化学的センサは、温度の変化に反応的とすることができる。 Electrochemical sensors such as hydrogen peroxide sensor may be a reactive to changes in temperature. 熱変換器903を使用して、検体または検体指示薬の変化に起因する変化のみを、正規化し報告することができる。 Using thermal transducer 903, only the change due to changes in analyte or analyte indicator may be reported normalized. センサ本体901の熱変換器903に対面した側に、接着ディスク904を取り付けることができる。 On the side facing the heat transducer 903 of the sensor body 901, it is possible to attach the adhesive disk 904. センサ本体901の接着ディスク904の反対側に、接着リング905を取り付けることができる。 On the opposite side of the adhesive disk 904 of the sensor body 901 can be attached to adhesive ring 905. 接着リング905の切り取られた中央部分によって、好ましくはセンサ本体901上のセンサ構成部品の一部または全部が露出する。 By truncated central portion of the adhesive ring 905, preferably a part or all of the sensor components on the sensor body 901 is exposed. 接着リング905および接着ディスク904は、図9に示すようにセンサ本体の形状に対応する形状を有することができる。 Adhesive ring 905 and the adhesive disk 904 may have a shape corresponding to the shape of the sensor body as shown in FIG. ヒドロゲルのディスク906を、センサ本体901の表面に近接して、接着リング905の切り取られた中央部分内に配置することができる。 The disk 906 of the hydrogel, in close proximity to the surface of the sensor body 901 may be located in cut out within the central portion of the adhesive ring 905. 動作中、センサアセンブリを、図9の点線で示すようにユーザの皮膚の浸透性領域907に近接して配置することができる。 During operation, the sensor assembly may be positioned in close proximity to the permeable regions 907 of the user's skin, as indicated by a dotted line in FIG. プリント回路基板911を含むことのできるポテンショスタットレコーダ908に、センサアセンブリを可撓性の連結ケーブル909を使用して取り付けることができる。 The potentiostat recorder 908, which may include a printed circuit board 911, the sensor assembly may be attached using the connecting cable 909 flexible. 連結ケーブル909は好ましくは、センサアセンブリの取外しと取付けを容易にするコネクタ910を使用して、ポテンショスタットレコーダ908に取り付けられる。 Connecting cable 909 preferably remove and install the sensor assembly using a connector 910 to facilitate attached to a potentiostat recorder 908.

図9に示すシステムを使用して、以下のように、グルコースなどの検体の連続的モニタリングを実行することができる。 Using the system shown in FIG. 9, as follows, it can be performed continuously monitoring of analytes such as glucose. まず、ユーザの皮膚のある領域を、例えば上述の超音波処理を使用して浸透性にする。 First, a region of skin of a user, for example using sonication above to permeability. 次いで、ヒドロゲルディスク906が浸透性の皮膚と流体連通するように、図9に示すようなセンサアセンブリを皮膚の浸透性領域907に取り付ける。 Then, the hydrogel disc 906 so that the skin in fluid communication with permeability, attaching the sensor assembly as shown in Figure 9 in the permeable regions 907 of the skin. ユーザの皮膚の浸透性領域907を通して検体を抽出することができ、それがセンサアセンブリのヒドロゲルディスク906と接触するようにする。 Can be extracted analyte through permeable regions 907 of the user's skin, it is in contact with the hydrogel disc 906 of the sensor assembly. 例えば、グルコースなどの検体を拡散によってヒドロゲルディスク906内へと輸送し、そこでグルコースオキシダーゼと接触させることができる。 For example, analytes such as glucose transported into hydrogel disc 906 by diffusion, where it can be contacted with glucose oxidase. 次いで、グルコースをヒドロゲルディスク906内にあるグルコースオキシダーゼと反応させてグルコン酸および過酸化水素を生成することができる。 Then, it is possible to glucose is reacted with glucose oxidase in the hydrogel disc 906 to generate gluconic acid and hydrogen peroxide. 次いで、過酸化水素をセンサ本体901の電極表面へと輸送し、そこで電気化学的に酸化させる。 Then, hydrogen peroxide is transported to the electrode surface of the sensor body 901, where it is electrochemically oxidized. この酸化において発生した電流は、ヒドロゲル内で生成される過酸化水素の割合を示し、これは皮膚を通過するグルコース流量の量(皮膚の一定領域を通るグルコースフローの速度)に関連する。 Current generated in this oxidation is shows the percentage of hydrogen peroxide produced in the hydrogel, which is related to the amount of glucose flow rate through the skin (rate of glucose flow through a certain area of ​​the skin). 皮膚を通過するグルコース流量は、ユーザの血液中のグルコースの濃度に比例する。 Glucose flow through the skin is proportional to the concentration of glucose in the blood of the user. したがって、センサアセンブリからの信号を使用して、血中グルコース濃度をポテンショスタット908上に連続的にリアルタイムで表示することによって、ユーザの血中グルコース濃度を連続的にモニタリングすることができる。 Thus, using the signal from the sensor assembly, the blood glucose concentration by displaying a continuous real-time on the potentiostat 908, it is possible to continuously monitor the blood glucose concentration of the user. センサ本体901の好ましい実施形態の詳細図が、図10に示されている。 Detailed view of a preferred embodiment of the sensor body 901 is shown in FIG. 10. センサ本体901は本体層1007を含み、その上にリード1004、1005および1006がパターン配線されている。 Sensor body 901 includes a body layer 1007, leads 1004, 1005 and 1006 are patterned wiring thereon. リードは、例えば本体層1007の上に所望の位置で金属を被覆することによって、形成することができる。 Lead, for example, by coating the metal in the desired position on the body layer 1007 can be formed. 作用電極1001は、一般にセンサ本体901の中心に配置される。 The working electrode 1001 is generally located at the center of the sensor body 901. 作用電極1001は、例えば、純白金、白金炭素、ガラス状炭素、炭素ナノチューブ、メソポーラス白金、白金ブラック、パラジウム、金またはプラチナイリジウムを含むことができる。 The working electrode 1001, for example, can include pure platinum, platinum carbon, glassy carbon, carbon nanotube, mesoporous platinum, platinum black, palladium, gold or platinum iridium. 作用電極1001がリード1006と電気的に接触するように、作用電極はリード1006上にパターン配線されてもよい。 As the working electrode 1001 is in contact to lead 1006 electrically, the working electrode may be patterned wiring on lead 1006. 好ましくは炭素を含む対電極1002を、図10に示すように、作用電極1001の一部の外縁の周りに配置することができる。 Preferably the counter electrode 1002 comprising carbon, as shown in FIG. 10, may be positioned around a portion of the outer edge of the working electrode 1001. 対電極1002を、リード1005と電気的に接触するように、リード1005上にパターン配線することができる。 A counter electrode 1002, so as to lead 1005 and the electrical contact, can be patterned wiring on the lead 1005. 好ましくはAg/AgClを含む基準電極1003を、図10に示すように、作用電極1001の別の部分の外縁の周りに配置することができる。 Preferably the reference electrode 1003 comprising a Ag / AgCl, as shown in FIG. 10, can be placed around the outer edge of another portion of the working electrode 1001. 電極1001、1002および1003を、デバイスの感応領域におけるパターン配線された、それぞれの電気リード1006、1005、1004のレイアウトを概ね追跡するように形成することができる。 The electrodes 1001, 1002 and 1003, the patterned lines in the sensitive region of the device can be formed so as to generally track the layout of respective electrical leads 1006,1005,1004. 電極1001、1002および1003を、それぞれ電気リード1006、1005、1004の上にスクリーン印刷することができる。 The electrodes 1001, 1002 and 1003, it can be screen printed on the electrical leads 1006,1005,1004 respectively. スクリーン印刷または当技術分野で既知の他の方法を使用して、外部デバイスまたは構成部品に電気接続させるように、リードをセンサ本体901の上にパターン配線することができる。 Using other methods known screen printing or the art, so as to electrically connect to an external device or component, it can be patterned wiring lead on the sensor body 901. 例えばリードは、図10に示すように、センサ本体の延長領域の末端で、リード1004、1005および1006を含む3X接続ピンリードを形成することができる。 For example lead, as shown in FIG. 10, at the end of the extension region of the sensor body, it is possible to form a 3X connection pin lead including lead 1004, 1005 and 1006. 次いで、標準コネクタを使用してセンサ電極を外部デバイスまたはコンピュータに接続することができる。 Then, it is possible to connect the sensor electrode to an external device or computer using standard connector.

電気化学的センサは作用電極1001、対電極1002および基準電極1003を使用してヒドロゲルで過酸化水素またはグルコースが生成される速度を測定する。 Electrochemical sensor measures the rate at which hydrogen peroxide or glucose is generated by the hydrogel using the working electrode 1001, the counter electrode 1002 and reference electrode 1003. 電気化学的センサは好ましくは、連続的グルコースモニタリング中はポテンショスタットモードで操作される。 Preferably the electrochemical sensor during continuous glucose monitoring is operated at potentiostat mode. ポテンショスタットモードでは、3電極電池の作用電極と基準電極の間の電位を現在の値に維持する。 The potentiostat mode, maintains the potential between the working electrode and the reference electrode of a three-electrode cell in the current value. 作用電極と対電極の間の電流を測定する。 Measuring the current between the working electrode and the counter electrode. センサは、必要な電池電圧および電流がポテンショスタットの電流および電圧制限を超えない限り、このモードで維持される。 Sensors required battery voltage and current as long as not exceeding the current and voltage limitations of the potentiostat is maintained in this mode. 操作中のポテンショスタットモードでは、特定の検体または検体指示薬の選択的な電気化学的測定を達成するように、作用電極と基準電極の間の電位を選択することができる。 The potentiostat mode during operation, so as to achieve a selective electrochemical measurement of a particular analyte or analyte indicator, it is possible to select the potential between the working electrode and the reference electrode. 他の操作モードを使用して、作用電極面、または電気分析的用途で発生する電極反応の動力学およびメカニズムを調査することができる。 Using other operation modes, it is possible to investigate the kinetics and mechanism of electrode reactions occurring at the working electrode surface or electroanalytical applications. 例えば、操作の電気化学的電池モードによれば、基準電極に対して作用電極の電位を測定する間、作用電極と基準電極の間に電流を流すことができる。 For example, according to the electrochemical cell mode operation, while measuring the potential of the working electrode relative to the reference electrode, current can flow between the working electrode and the reference electrode. 当業者であれば、電気化学的センサの操作モードは用途に応じて選択できることを理解するであろう。 Those skilled in the art, the operation mode of the electrochemical sensor will recognize that the invention can be selected depending on the application.

図11では、図9に関して全体的に説明したセンサアセンブリの展開詳細図を別の角度から示す。 In Figure 11, it illustrates a deployment detailed view of a generally described the sensor assembly with respect to Figure 9 from a different angle. 各面が接着ディスク904および接着リング905で覆われたセンサ本体901が、裏当てプレート902に関して示されている。 Sensor body 901 each face is covered with adhesive disk 904 and adhesive ring 905 is shown for the backing plate 902. 図9に示すように、ヒドロゲルディスク906を、裏当てプレート902の上に折畳んだ後、ユーザに向かって対面するように配置することができる。 As shown in FIG. 9, the hydrogel disc 906, after folding over the backing plate 902 may be arranged so as to face toward the user. SLIM/RCPTコネクタ1301などの標準コネクタを、裏当てプレート902上に設置された対応するコネクタインターフェースと対合するラッチと一緒に使用して、センサ本体を裏当てプレート902に接続することができる。 Standard connectors such as SLIM / RCPT connector 1301, used with the corresponding connector interface mates and latches disposed on the backing plate 902, it is possible to connect the sensor body to the backing plate 902.

図9〜11に示すセンサアセンブリを、多数の検出デバイスのいずれかに組み込むことができる。 The sensor assembly shown in Figures 9-11 can be incorporated into any of a number of detection devices. 例えば、個別および/または連続的グルコースモニタリングのために、このセンサアセンブリを図4のレシーバ内に組み込むことができる。 For example, for the individual and / or continuous glucose monitoring, it is possible to incorporate this sensor assembly in the receiver of FIG. さらにセンサアセンブリを、ケーブル909に加えてワイヤレス接続または他の電気接続的手段によってディスプレイまたは計算デバイスに接続することができる。 Further sensor assembly may be connected to a display or computing device by a wireless connection or other electrical connection means in addition to the cable 909.

本明細書に記載された連続的グルコースモニタリングは、抽出された流体の濃度を測定する前に、ある量の体液がリザーバ内に蓄積されなくても達成することができる。 Continuous glucose monitoring as described herein, before measuring the concentration of the extracted fluid can be a body fluid of an amount to achieve without being accumulated in the reservoir. 連続的グルコースモニタリングは、体液をセンサデバイス内に蓄積することに依存せずにグルコースの血中濃度を測定することができる。 Continuous glucose monitoring may measure the blood concentration of glucose independent of the accumulating body fluid into the sensor device. 例えば、連続的グルコースモニタリングでは、電気化学的センサで測定される電流が皮膚の浸透性領域を通るグルコース流量をリアルタイムで反映するように、ヒドロゲル中でのグルコースおよび過酸化水素の両方の蓄積を最小限に抑えることができる。 Minimum For example, in a continuous glucose monitoring, glucose flow current measured at an electrochemical sensor passes permeable regions of the skin to reflect in real time, the accumulation of both glucose and hydrogen peroxide in a hydrogel it can be suppressed to the limit. このことは連続的なリアルタイムの経皮的グルコースモニタリングを有利に可能にする。 This is advantageously allows the transdermal glucose monitoring continuous real time.

本発明の別の態様によれば、(例えば超音波を適用することによって)皮膚の多孔性を増加させる前またはそれと同時に皮膚を水和するステップを実施して、連続的な経皮的検体モニタリングを向上させることができる。 According to another aspect of the present invention, (e.g. by applying ultrasound) simultaneously skin before or to increase the porosity of the skin by performing the steps of hydrating, continuous transdermal analyte monitoring it is possible to improve the. 多孔性を増加させる前またはそれと同時に、かつセンサを取り付ける前に皮膚を水和すると、皮膚とセンサの間の液体通路を形成または安定化し、センサと皮膚の接触面の水分バランスを向上させ、および/または酵素活性を維持するようにヒドロゲルに十分な水分を維持し続けることによって、センサの性能を向上させることができる。 At the same time prior to or to increase the porosity and the hydration of the skin prior to attaching the sensor to form or stabilize the liquid passage between the skin and the sensor, to improve the water balance of a sensor and the contact surface of the skin, and / or to maintain the enzyme activity by continuing to maintain sufficient water in the hydrogel, it is possible to improve the performance of the sensor. 皮膚の水和手順は、例えば水和剤を標的の皮膚部位に適用することによって実施することができる。 Hydration procedure of the skin, for example, a wettable powder can be carried out by applying to the skin site of the target. 水和剤は、脱脂剤または洗浄剤と組合せて適用することもできる。 Wettable powders can also be applied in combination with degreasing agents or cleaning agents. 水和剤と洗浄剤の両方を使用する場合、単一の溶液を使用して単回の塗布で適用することができる。 When using both the wettable powder and cleaning agents can be applied using a single solution in a single application. 代わりに、2つの異なる溶液を連続的に塗布して、洗浄剤および水和剤を適用することもできる。 Alternatively, two different solutions were continuously coated, it is also possible to apply the cleaning agent and hydrating agent. 一態様では、パッドアプリケータを使用して、一方または両方の溶液を適用することができる。 In one embodiment, using a pad applicator, it may be applied a solution of one or both. 別の態様では、液体と皮膚との接触を保持するように機能することのできる、超音波処理デバイスまたは別のデバイスのベローズ内に溶液を配置することによって、皮膚との接触を保持することができる。 In another aspect, it can function to hold the contact between the liquid and the skin, by placing the solution into the bellows of the sonication device or another device, to be held in contact with the skin it can.

一実施形態では、グリセリン/水のプレップパッド溶液を皮膚の水和のために調合することができる。 In one embodiment, the prep pad solution of glycerol / water can be formulated for skin hydration. 以下の1回分の調合を使用して、グリセリン/水のプレップパッド溶液を調合することができる。 Using a dose of formulation below, it can be formulated prep pad solution of glycerol / water. 第1の容器に300.00グラムのグリセリン99%USPを加える。 First vessel 300.00 Add Glycerin 99% USP grams. 2.70グラムのNipagin M(メチルパラベン)、0.45グラムのNipasol M(プロピルパラベン)、および30.00グラムのベンジルアルコールNFを第2の容器内で溶解し、第1の容器に加える。 2.70 g of Nipagin M (methylparaben) 0.45 grams Nipasol M (propyl paraben), and 30.00 grams of benzyl alcohol NF was dissolved in a second container is added to the first container. 次いで、グリセリンとベンジルアルコール溶液を第1の容器内で溶液が透明になるまで混ぜる。 Then, mix glycerin and benzyl alcohol solution until the solution became clear in a first container. 次いで、1133.85グラムの脱イオン水を第1の容器の溶液に加え、均一になるまで混ぜる。 Then, deionized water was added to 1133.85 g To a solution of the first container and mix until uniform. 1.50グラムのソルビン酸カリウムNFを第1の容器の溶液に加え、均一になるまで混ぜる。 It was added 1.50 grams of potassium sorbate NF solution of the first container and mix until uniform. 次いで、1.50グラムのGlydant 2000を第1の容器の溶液に加え、均一になるまで混ぜる。 Then added 1.50 grams of Glydant 2000 to a solution of the first container and mix until uniform. 最後に、30.00グラムの脱イオン水を第1の容器の溶液に加え、均一になるまで混ぜる。 Finally, deionized water was added 30.00 grams of a solution of the first container and mix until uniform.

一実施形態では、1 3/16”プレップパッドを使用する。好ましくは、プレップパッドは70%のポリプロピレンおよび30%のセルロースから構成される。一実施形態では、プレップパッドの幅は1 1/16”から1 5/16”である。一実施形態では、プレップパッドの厚さは21〜29ミルである。別の実施形態では、プレップパッドの厚さは26〜34ミルである。一実施形態では、プレップパッドの基本重量はATM#102を使用して1.43〜1.87g/ydである。別の実施形態では、プレップパッドの基本重量はATM#102を使用して1.72〜2.24g/ydである。好ましくは、プレップパッドを上述のプレップパッド溶液などのプレップパッド溶液とともに使用して、多孔性を増加させる前に生体膜を In one embodiment, using a 1 3/16 "prep pad. Preferably, the constructed. One embodiment prep pad 70% polypropylene and 30% cellulose, the width of the prep pads 1 1/16 "1 5/16" is. in one embodiment, the thickness of the prep pad is 21-29 mils. in another embodiment, the thickness of the prep pads is 26 to 34 mils. one embodiment in a basis weight of prep pad is 1.43~1.87g / yd using ATM # 102. in another embodiment, the basis weight of the prep pads using ATM # 102 1.72~ 2.24 g / is yd. preferably, the prep pads used with prep pads solution such as prep pad solution described above, a biological membrane prior to increasing the porosity 和させる。 To sum.

本発明の別の態様によれば、図10の作用電極1001は純白金の表面層を含むことができる。 According to another aspect of the present invention, the working electrode 1001 in FIG. 10 may include a surface layer of pure platinum. 純白金の作用電極1001はリード1006の表面上にスクリーン印刷され、または他の方法で被覆されることができる。 Working electrode 1001 of pure platinum can be coated by screen printed on the surface of the lead 1006 or otherwise. 作用電極として純白金を使用することにより、過酸化水素の感度を高め、転換速度を増加させることができる。 The use of pure platinum as a working electrode, increasing the sensitivity of the hydrogen peroxide, can increase the conversion rate. 過酸化水素の転換はそれを蓄積させないよう早いことが好ましく、蓄積により実際のセンサの変動および/または酵素の不活性化を起こすことがあるので、上記によって連続的な経皮的グルコースモニタリングに利点がもたらされる。 Early it is preferable that the conversion of hydrogen peroxide does not accumulate it, the actual variation in the sensor and / or because it may cause inactivation of the enzyme, advantages for continuous transdermal glucose monitoring by the Accumulation It is brought about. 経皮的グルコース感知の適用では、従来の白金炭素材料に対して純白金は利点をもたらしうる。 The application of transdermal glucose sensing, pure platinum can result in advantages with respect to conventional platinum carbon material.

白金炭素と比較して純白金がもたらしうる1つの利点は、グルコース濃度に対する感度の増加である。 One advantage of pure platinum can lead compared to platinum atoms is an increase in sensitivity to glucose concentration. 図13は純白金および白金炭素の両方のグルコース感度を示す。 Figure 13 shows the glucose sensitivity of both pure platinum and platinum carbon. この比較によって示されるように、純白金のグルコース感度は白金炭素の感度の約2.9倍である。 As shown by this comparison, the glucose sensitivity of pure platinum is about 2.9 times the sensitivity of platinized carbon. 図13のデータを生成するために使用したグルコース試料のサイズは、2マイクロリットルであった。 The size of the glucose samples used to generate the data in Figure 13 was 2 microliters.

白金炭素と比較して純白金がもたらしうる別の利点は、過酸化水素に対する感度の増加である。 Another advantage of pure platinum can lead compared to platinum atoms is an increase in sensitivity to hydrogen peroxide. 図14は純白金および白金炭素の両方の過酸化水素感度を示す。 Figure 14 shows the hydrogen peroxide sensitivity of both pure platinum and platinum carbon. 具体的には、図14は、作用電極として白金と白金炭素を使用した、過酸化水素の追加(過酸化水素の「添加(challenge)」という場合もある)に反応するグルコースセンサの電流−時間プロファイルを示す。 Specifically, FIG. 14, using the platinum and platinum carbon as the working electrode, the glucose sensor which reacts to add hydrogen peroxide (sometimes referred to as "additive (challenge)" hydrogen peroxide) current - time It shows the profile. この比較によって示されるように、純白金の過酸化水素感度は白金炭素の感度の約5倍である。 As shown by this comparison, the hydrogen peroxide sensitivity of pure platinum is about five times the sensitivity of platinized carbon.

白金炭素と比較して純白金がもたらすことのできる別の利点は、グルコースモニタリングの高い成功率である。 Another advantage that may be brought by pure platinum compared with platinum carbon is high success rate of glucose monitoring. 純白金を使用したグルコースモニタリングの成功率は83%であるのに対し、白金炭素では60%であった(合格基準としての相関係数はR 2 >=0.5)。 The success rate of glucose monitoring using pure platinum whereas 83%, the platinum atoms was 60% (correlation coefficient as Acceptance criteria R 2> = 0.5). Rは、従来の全血グルコース測定値と図9のシステムを使用した血中グルコース測定値の相関を表す。 R represents the correlation between blood glucose measurements using a conventional system of whole blood glucose measurements and Figure 9. Rは、図9のシステムからの連続的データを個別の全血測定値(20分ごとに採取)と比較することによって、計算する。 R by comparing successive data separate whole blood measurements from the system of FIG. 9 and (taken every 20 minutes), to calculate. 2つのデータセットで線形回帰分析を実行して、Rの値を算出する。 Run a linear regression analysis on two datasets, calculating the value of R. 純白金を使用したセンサ信号と血中グルコース濃度の相関はR 2 =0.87であったのに対し、白金炭素ではR 2 =0.71であった。 The correlation between the sensor signal and the blood glucose concentration using pure platinum contrast was R 2 = 0.87, the platinum atoms was R 2 = 0.71.

本発明の別の態様によると、望まない電気化学的酸化および/または生物汚染による干渉の影響を減少させ、さらにはそれを排除するように、保護干渉フィルタを設けることができる。 According to another aspect of the present invention, to reduce the influence of interference due to electrochemical oxidation and / or biofouling unwanted, further to eliminate it, it is possible to provide a protective interference filter. 例えば、干渉の一形態では、グルコースモニタリングで適用される電圧値ですべて電気化学的に酸化する可能性がある、アスコルビン酸、尿酸、および/またはアセトアミノフェンの電気化学的酸化による望まない陽極信号の生成を伴う。 For example, in one form of interference may be oxidized all electrochemically at a voltage value applied at glucose monitoring, ascorbic acid, anode signal unwanted by electrochemical oxidation of uric acid, and / or acetaminophen with the formation of. 干渉の別の形態では、生物種がセンサ表面に沈着するときに生じうる生物汚染を伴い、それによりセンサの検体への自由なアクセスが制限され、または電極と反応することによってセンサの機能が停止する。 In another form of interference, with a biological contamination may occur when the species is deposited on the sensor surface, thereby free access to the analyte sensor is limited, or function stop sensor by reacting with the electrode to. これらの種の多くはグルコースモニタリング中に体液中に存在しうるので、干渉フィルタの使用によって干渉種の影響を減少または排除させることが一般に有利である。 Since many of these species may be present in the body fluid during glucose monitoring, it is generally advantageous to reduce or eliminate the effect of interfering species by the use of the interference filter.

本発明の例示的な実施形態によれば、干渉フィルタはセンサアセンブリの1つまたは複数の面に被覆されたNafionフィルムを含む。 According to an exemplary embodiment of the present invention, the interference filter comprises a Nafion film coated on one or more surfaces of the sensor assembly. (3−メルカプトプロピル)トリメチルシラン、アセチル化セルロース、1,8−ジアミノナフタリンおよびフェニレンジアミン、などの電解重合膜、PTFEまたは他の疎水性膜、ナイロンまたは他の親水性膜など、他の干渉フィルタ材料を使用することもできる。 (3-mercaptopropyl) trimethylsilane, acetylated cellulose, 1,8-diamino naphthalene and phenylenediamine, electrolytic polymerization film, such as, PTFE or other hydrophobic films, such as nylon or other hydrophilic membrane, other interference filters it is also possible to use the material. Nafionは、例えば、疎水性、電荷の選択およびサイズの除外などに基づいて、生理学的干渉および生物汚染に対する保護層としてセンサ表面で被覆することのできる生体適合性アニオンフッ素重合体である。 Nafion, for example, hydrophobicity, on the basis of such exclusion selection and size of the charge, a biocompatible Anionfu' containing polymers that can be coated with the sensor surface as a protective layer against physiological interference and biofouling. Nafionは、ウィスコンシン州、MilwaukeeのAldrich Chemicalから販売されている。 Nafion is sold from Wisconsin, Milwaukee of Aldrich Chemical. Nafion膜は、センサ本体901の少なくとも作用電極1001の表面に直接被覆することができる。 Nafion membrane may be coated directly on the surface of at least the working electrode 1001 of the sensor body 901. 代わりに、Nafion膜は、ヒドロゲル層906などのセンサアセンブリの外面に被覆することができる。 Alternatively, Nafion membrane may be coated on the outer surface of the sensor assembly, such as a hydrogel layer 906. 一般に、作用電極表面と他の層の間、または操作時にユーザの皮膚に接触するセンサアセンブリの最外面に、1つまたは複数の干渉フィルタ層を設けることができる。 In general, during the working electrode surface and the other layer or on the outermost surface of the sensor assembly that contacts the user's skin during operation, can be provided with one or more interference filters layer.

Nafion層を、例えばマイクロピペットを使用して、またはセンサを水性または有機性Nafion溶液に浸漬被覆し、その後、使用前に数時間空気乾燥することによって、センサ表面に簡便に被覆することができる。 The Nafion layer, for example using a micropipette, or the sensor dip coated in an aqueous or organic Nafion solution, followed by several hours to air dry prior to use, can be easily coated on the sensor surface. 図15は、アセトアミノフェンおよび尿酸の干渉物に相関してグルコース反応センサ上のNafion被覆の効果を示す。 Figure 15 shows the effect of Nafion coating on glucose response sensor in correlation with the interference of acetaminophen and uric acid. プロットは、0.5Vの電圧を印加したリン酸緩衝生理食塩水中のアセトアミノフェン(AM)および尿酸(UA)に対して、0.294mMの過酸化水素(HP)に対する流体力学センサの反応を示す。 Plot against phosphate buffered voltage was applied 0.5V saline acetaminophen (AM) and uric acid (UA), the reaction of the hydrodynamic sensor to hydrogen peroxide (HP) of 0.294mM show. アセトアミノフェンおよび尿酸で生成されたアンペア計電流は、Nafionで被覆したセンサでは、被覆していないセンサに比べて大きく減少した。 Acetaminophen and amps meter current produced by uric acid, in the sensors coated with Nafion, was greatly reduced compared to the sensor that is not covered. したがって、Nafionは検体/干渉物の信号比率を大きく向上させることができる。 Therefore, Nafion can greatly improve the signal ratio of analyte / interferent.

本明細書に記載された本発明の様々な実施形態では、ヒドロゲルを検体モニタリングシステムの一部として使用することができる。 In various embodiments of the invention described herein, it can be used a hydrogel as part of the analyte monitoring system. ヒドロゲルは、コンタクトレンズ、バイオセンサ、人工インプラントの内張りおよび薬物輸送デバイスなどの医学的および生物工学的用途に使用される、重要な種類の生物材料を構成する。 Hydrogels constitute a contact lens, a biosensor, are used for medical and biotechnological applications such as lining of artificial implants and drug delivery devices, the important class of biomaterials. 図9および11は、センサアセンブリに関して、好ましいヒドロゲルディスク906を示す。 9 and 11, with respect to the sensor assembly, illustrating the preferred hydrogel disc 906. ヒドロゲルディスク906は、センサアセンブリの接着リング905の切り抜かれた中心部分内で、センサ本体901の上に置くことができる。 Hydrogel disc 906 within the central portion cut out of adhesive ring 905 of the sensor assembly can be placed on the sensor body 901. 連続的な経皮的検体モニタリングシステムは、以下に述べる1つまたは複数の好ましいヒドロゲル材料を使用することができる。 Continuous transdermal analyte monitoring system may use one or more of the preferred hydrogel material described below. 本発明の例示的な実施形態で使用することのできるヒドロゲル材料の種類は、例えば、アガロースベースのヒドロゲル、ポリエチレングリコールジアクリレート(PEG−DA)ベースのヒドロゲルおよび酢酸ビニルベースのヒドロゲルを含む。 Type of hydrogel materials that can be used in the exemplary embodiment of the present invention include, for example, agarose-based hydrogels, polyethylene glycol diacrylate (PEG-DA) based hydrogels and vinyl acetate based hydrogels. これらのゲルの以下の一般的な説明は、様々なヒドロゲルを生成および/または特徴付けるために使用される方法を詳述する例である。 General description below of these gels are examples detailing methods used to characterize generation and / or various hydrogels.

アガロースベースのヒドロゲルは、連続的な経皮的検体モニタリングに利点をもたらす。 Agarose based hydrogels provides advantages for continuous transdermal analyte monitoring. 例えば、アガロースは以下の特徴の1つまたは複数をもたらすことができる:高い水分含有量によるグルコースおよび過酸化水素への良好な反応、酵素の高い添加量、良好な生体適合性、ならびに優れた浸透性および拡散特性。 For example, agarose may provide one or more of the following characteristics: high water content according to good response to glucose and hydrogen peroxide, a high enzyme amount, good biocompatibility, and excellent penetration sex and diffusion properties. さらに、アガロースハイドロゲルは、清潔性、低費用および/または調合しやすさをもたらすことができる。 Furthermore, agarose hydrogels may provide cleanliness, low cost and / or formulation ease.

アガロースゲルは、例えば、0〜1Mのリン酸ナトリウムまたはカリウム、0〜1Mの塩化ナトリウム、0〜1Mの塩化カリウム、0〜2Mの乳酸、0〜1MのTriton X−100、Tween 80またはラウリル硫酸ナトリウムなどの界面活性剤、および他の生体適合性成分を含む緩衝液中の1〜20%のアガロースから形成することができる。 Agarose gel, for example, sodium or potassium phosphate 0-1 M, sodium chloride 0-1 M, potassium chloride 0-1 M, lactic acid 0~2M, Triton X-100, Tween 80 or lauryl sulfate 0-1 M it can be formed from 1-20% agarose in a buffer containing surface active agents, such as sodium, and other biocompatible components. 例えば固体のヒドロゲルを濃縮グルコースオキシダーゼ溶液に浸漬することによって、代わりに濃縮グルコースオキシダーゼ粉末または溶液をアガロース溶液と溶解段階(15〜65℃)で混合し、その後、低温(40℃以下)で冷却しゲル化することによって、グルコースオキシダーゼをアガロースヒドロゲルに0〜20%(重量)まで添加することができる。 For example by dipping the solid hydrogel concentration glucose oxidase solution, instead the concentrated glucose oxidase powder or solution is mixed with agarose solution and dissolved phase (15 to 65 ° C.), then cooled at a low temperature (40 ° C. or less) by gelation can be added glucose oxidase to 0-20% agarose hydrogel (weight).

PEGベースのヒドロゲルは、連続的な経皮的検体モニタリングにいくつかの利点をもたらす。 PEG-based hydrogels offer several advantages for continuous transdermal analyte monitoring. 構造的には、PEGは親水性が高く、水溶液中で高い溶媒和を示す。 Structurally, PEG is highly hydrophilic, exhibit high solvation in aqueous solution. PEG分子の好ましい溶媒和は、PEG鎖の容量からタンパク質を効果的に除外することができ、それにより表面をタンパク質による生物汚染から保護する。 The preferred solvation of PEG molecules can be effectively exclude protein from the capacitance of the PEG chain, thereby protecting the surface from biological contamination by proteins. 化学架橋したPEGベースのヒドロゲルにより提供されうる利点は、PEG鎖の分子量を変化させることによって、および開始剤の濃度を変化させることによって、それらの物理的および化学的特性を調整できることである。 The advantage that can be provided by chemical crosslinked PEG-based hydrogels, by varying the molecular weight of the PEG chain, and by varying the concentration of the initiator is to be adjusted their physical and chemical properties. 例えば、ポリエチレンオキシド骨格の分子量を増加させることによって、ネットワークメッシュサイズが増加する。 For example, by increasing the molecular weight of the polyethylene oxide backbone network mesh size increases. ネットワーク密度を制御することによって、酵素などの生物活性分子の放出を制御することができる。 By controlling the network density, it is possible to control the release of biologically active molecules such as enzymes. したがって、分子量8000ダルトンのPEGから構成されるヒドロゲルは、分子量3.3KのPEGから構成されるヒドロゲルより、封入された薬物の放出率が高い。 Thus, the hydrogel composed of PEG of molecular weight 8000 daltons, from hydrogel composed of PEG of molecular weight 3.3K, higher release rate of the encapsulated drug. さらに、生体接着性等の追加機能をもたらすように、イオン部分をヒドロゲルに組み込むことができる。 Furthermore, to provide additional functionality bioadhesive such, the ion moiety can be incorporated into the hydrogel. 例えば、架橋の前にヒアルロン酸またはポリアクリル酸をPEGマクロマーに追加して生体接着性ヒドロゲルを形成することができる。 For example, hyaluronic acid or polyacrylic acid before crosslinked can be in addition to PEG macromer to form the bioadhesive hydrogel. 別の実施例では、マトリックスからの薬物の放出速度を遅延させる、封入された薬物との相互作用を分子にもたらすように、架橋されたヒドロゲルにイオン特性を付与することができる。 In another embodiment, delays the release rate of the drug from the matrix, so as to provide a molecular interaction with encapsulated drug, it is possible to impart ionic properties to the crosslinked hydrogel.

バイオセンサで使用されるPEGヒドロゲルは、以下の特徴の1つまたは複数をもたらすことができる:(a)センサの機能を損なうことなく、生物学的流体に長期間曝露されるのに適切な、生体適合性で非生物汚染性の表面、(b)グルコースオキシダーゼ用のリザーバ、(c)グルコースオキシダーゼの封入を強化するようにイオン部分に組み込むことのできるマトリックス、(d)主鎖の分子量を変化させることによって物理的および化学的特性(ネットワーク密度、膨潤性)を調整することができるマトリックス、および(e)キトサングリコナーゼ、ポリアクリル酸、ポリ(アミドアミン)、ポリ(エチレンイミン)およびヒアルロン酸などのイオン添加剤を追加することによって、生体接着性をもたらすことのできるマトリック PEG hydrogels used in biosensors, may provide one or more of the following characteristics: (a) without impairing the function of the sensor, suitable for being long time exposure to biological fluids, change abiotic fouling of the surface biocompatible, (b) a reservoir for glucose oxidase, the matrix, (d) the molecular weight of the main chain which may be incorporated into the ion moiety to enhance the inclusion of (c) glucose oxidase physical and chemical properties (network density, swelling) by the matrix can be adjusted, and (e) chitosan glycolate kinase, polyacrylic acid, poly (amidoamine), poly (ethylene imine) and hyaluronic acid by adding the ionic additive, matrix capable of providing bioadhesive .

n−ビニルピロリドン/酢酸ビニルコポリマーなど、酢酸ビニルベースのヒドロゲルは、透明性、粘着性、非毒性、可撓性および/または疎水性などの特徴を示すことができる。 Such as n- vinylpyrrolidone / vinyl acetate copolymers, vinyl-based hydrogels acetic acid, transparency, adhesiveness, non-toxic, it can exhibit features such as flexible and / or hydrophobic. 酢酸ビニルベースのヒドロゲルは一般に、水分を維持しグルコースオキシダーゼなどの酵素を封入する十分な能力、生体適合性、皮膚への粘着性を有し、皮膚とセンサの結合を向上させる。 Vinyl based hydrogels acetate is generally sufficient capacity to encapsulate the enzymes, such as maintaining the moisture glucose oxidase, biocompatibility, tacky to the skin, improve the binding of the skin and the sensor. n−ビニルピロリドン/酢酸ビニルコポリマーをヒドロゲル材料として使用するグルコース流量センサは、グルコースクランプ検査中において糖尿病患者の血漿グルコース値の追跡に関して良好な性能を示す。 Glucose flow sensors using n- vinylpyrrolidone / vinyl acetate copolymer as the hydrogel material exhibits good performance with respect to tracking of plasma glucose levels in diabetic patients in glucose clamp during testing.

以下の実施例では、本発明の実施形態による経皮的検体モニタリングで使用することのできる、例示的なヒドロゲルを記載する。 In the following examples, it can be used in transdermal analyte monitoring according to embodiments of the present invention, describes exemplary hydrogel.

グルコースモニタリングで使用する酢酸ビニルベースのヒドロゲルを、以下の通り調合することができる。 Vinyl acetate-based hydrogels for use in glucose monitoring, can be formulated as follows. n−ビニルピロリドンと酢酸ビニルの1:1混合物を、光開始剤として0〜0.5%のIrgacureを使用して、紫外線によって重合させることができる。 Of n- vinyl pyrrolidone and vinyl acetate 1: 1 mixture, using 0 to 0.5% Irgacure as photoinitiators, can be polymerized by ultraviolet rays. 不織プラスチックスクリム(Delstar製品番号RB0707−50Pなど)は、機械的支持をもたらすために使用される。 Nonwoven plastic scrim (such Delstar product number RB0707-50P) is used to provide mechanical support. ヒドロゲルの平衡水分含有量は、例えば、0〜1Mのリン酸ナトリウムまたはカリウム、0〜1Mの塩化ナトリウム、0〜1Mの塩化カリウム、0〜2Mの乳酸、0〜1MのTriton X−100、Tween 80またはラウリル硫酸ナトリウムなどの界面活性剤、および他の生体適合性成分を含む水溶液組成で20〜95%である。 Equilibrium water content of the hydrogel, for example, sodium or potassium phosphate 0-1 M, sodium chloride 0-1 M, potassium chloride 0-1 M, lactic 0 to 2m, 0-1 M of Triton X-100, Tween 80 or surfactants such as sodium lauryl sulfate, and 20 to 95% in the aqueous solution composition containing other biocompatible components. グルコースオキシダーゼは、濃縮グルコースオキシダーゼ溶液に固体のヒドロゲル層を、ある期間浸漬することによって添加することができる。 Glucose oxidase, a solid hydrogel layer to the concentrated glucose oxidase solution may be added by a period of time immersed.

酢酸ビニルベースヒドロゲルの特定の例を、以下の組成物から作製した。 Specific examples of the vinyl acetate-based hydrogels were prepared from the following composition. n−ビニルピロリドン15%、酢酸ビニル15%、Irgacure0.05%、リン酸カリウム0.05M、塩化ナトリウム0.30M、塩化カリウム0.025M、乳酸0.5M、Triton X−100 0.1%、GOx 0.5%、および残りの成分は約65%の水である。 n- vinylpyrrolidone 15%, vinyl acetate 15%, Irgacure0.05% potassium phosphate 0.05 M, sodium chloride 0.30 M, potassium chloride 0.025 M, lactic 0.5M, Triton X-100 0.1%, GOx 0.5%, and the remaining components are about 65% water.

本発明の例示的な実施形態による、連続的な経皮的な検体のモニタリングシステムを使用して、酢酸ビニルヒドロゲルを用いて低血糖症(血糖値<70mg/dl)を特異性96%および感度77%で確実に予測した。 According to an exemplary embodiment of the present invention, by using the monitoring system continuous transdermal analyte, hypoglycemia with vinyl acetate hydrogel (blood glucose <70 mg / dl) the specificity of 96% and sensitivity It was reliably predict with 77%. 試験では、1型または2型糖尿病の12人の成人の皮膚に、36のグルコース流量バイオセンサ(患者あたり3つ)を配置した。 In the test, the skin of 12 adults with type 1 or type 2 diabetes, were placed 36 glucose flow biosensors (3 per patient). 試験参加者の患者データを図24に示す。 The patient data of the study participants are shown in Figure 24. 血中グルコース測定値を8時間にわたって収集した。 Blood glucose measurements were collected over 8 hours. これらの測定値は、本明細書に記載するように連続的な経皮的な検体のモニタリングシステムを使用する患者から電流対時間のデータの収集も含むものであった。 These measurements have involved also collecting data of the current versus time from patients using monitoring system continuous transdermal analyte as described herein. 各患者の血中グルコースは、インスリンまたはグルコースを制御下で静注投与することによって、糖尿病患者が通常経験するものの2倍の大きさの変化率で、急激に増加または低下した。 Blood glucose of each patient, by intravenous administration in a controlled insulin or glucose, at twice the magnitude of change rate although diabetics usually experience, sharply increased or decreased. 具体的には、検査した血中グルコースの範囲は35〜372mg/dlであり、グルコース濃度減少率は21mg/(dl*分)、グルコース濃度増加率は11mg/(dl*分)であった。 Specifically, the range of blood glucose examined is 35~372mg / dl, glucose concentration reduction rate 21 mg / (dl * min), the glucose concentration increased rate was 11 mg / (dl * min). 対照として、血中グルコース測定値を静脈内カテーテルから収集した。 As a control, we were collected blood glucose measurement from an intravenous catheter. 29のデータセットから、合計2039のセンサ−血中グルコースデータ対が作成された。 From 29 data sets, the sensor of total 2039 - blood glucose data pairs are created. データセットのうち5つは図25に示すように大きなノイズを有していた。 Five of the data set had greater noise, as shown in FIG. 25. しかし一般的なデータセットでは、例えば図26に示すように、ノイズは過剰なレベルを下回っていた。 However, in typical data sets, for example, as shown in FIG. 26, the noise was below excessive levels. データセットを個別に最適化したアルゴリズムおよび独立のアルゴリズムの両方で分析し、結果をそれぞれ図27および28に示す。 The data set was analyzed by both individually optimized algorithm and independent of the algorithm, results are shown in FIGS. 27 and 28. 個別に最適化したアルゴリズムを、各データセットの最適なラグタイムおよびデータ分析のためのベースラインに使用した。 The algorithm optimized individually, were used to baseline for optimal lag time and data analysis of each data set. 独立したアルゴリズムは、別個のグルコースクランプ試験から作成し、そこから単一のラグタイムの値および単一のベースラインの値を見出し、次いでそれらをデータ分析のためのアルゴリズムで使用した。 Independent algorithm creates a separate glucose clamp test, from which heading values ​​and values ​​of a single baseline single lag time, then they were used in the algorithm for data analysis. 以下で図17と併せて説明するように、温度変化およびセンサの変動を補償するために追加のアルゴリズムを使用することもできる。 As will be described in conjunction with FIG. 17 below, it is also possible to use additional algorithms to compensate for temperature changes and variations in the sensor. グルコースバイオセンサからの完全なデータセットは、8時間にわたって静脈カテーテルから取得された血中グルコース測定値に、90パーセント(R=0.9)の相関を示した。 Complete data set from the glucose biosensor, the blood glucose measurements obtained from venous catheter over a period of 8 hours, showed a correlation of 90% (R = 0.9). センサ−血中グルコース対の96パーセントが、Clark Error GridのA+B領域内にある。 Sensor - 96% of the blood glucose pairs, in Clark Error Grid of A + B in the region. 77パーセント(212のうち164)の低血糖イベント(BG<70mg/dL)の予測に成功した。 It succeeded in prediction of hypoglycemic events (BG <70 mg / dL) of 77 percent (164 of 212). 超音波処理(Sonoprepを使用)は平均15秒であり、グルコースセンサはブレークイン(break in)に平均89+/−6分しか必要としなかった。 Sonication (using SonoPrep) is an average 15 seconds, the glucose sensor was not only requires the average 89 +/- 6 minutes break-in (break in). 超音波処理の間、痛みまたは炎症は報告されなかった。 During the ultrasonic treatment, pain or inflammation were reported. したがって、グルコースバイオセンサは低血糖症(血糖値<70mg/dl)を特異性96%および感度77%で確実に予測することができた。 Thus, the glucose biosensor was able to reliably predict in 96% specificity and sensitivity 77% hypoglycemia (blood glucose <70mg / dl).

グルコースモニタリングで使用するアガロースベースのヒドロゲルを、以下の通り調合した。 The agarose based hydrogels for use in glucose monitoring, was prepared as follows. 塩化ナトリウム0.0116g、塩化カリウム0.015g、リン酸水素二カリウム0.0348gおよびTriton X−100 0.002gを水10mL中に溶解した。 Sodium chloride 0.0116g, potassium chloride 0.015 g, and dipotassium hydrogen phosphate 0.0348g and Triton X-100 0.002 g was dissolved in water 10 mL. 溶液のpHは、pHメータを補助に用いて、0.5M塩酸を使用して7.0に調整した。 The pH of the solution, a pH meter using the auxiliary was adjusted to 7.0 using 0.5M hydrochloric acid. 溶液を水で20mLに希釈した。 The solution was diluted to 20mL with water. これを溶液Aとした。 This was a solution A. アガロース粉末0.2gを溶液Aに混合し分散させた。 Agarose powder 0.2g was mixed with solution A distributed. アガロースを水槽内で沸騰するまで加熱し溶解した。 Agarose was dissolved by heating to boiling in a water bath. これを溶液Bとした。 This was a solution B. 溶液Bを35℃まで冷却した。 Solution B was cooled to 35 ° C.. グルコースオキシダーゼ粉末0.01gを溶液Bに完全に混合し溶解させた。 The glucose oxidase powder 0.01g was completely mixed and dissolved in the solution B. これを溶液Cとした。 This was a solution C. 溶液Cを温めたフラットな金型表面上に流し充填した。 The solution was filled flowed over the flat mold surface warmed C. 金型を室温以下に移し、ゲルを形成した。 The mold was transferred to below room temperature to form a gel.

図12は、ポリエチレンオキシドポリマー、およびn−ビニルピロリドン/酢酸ビニルコポリマーに対して、2種類のアガロースヒドロゲルのグルコース濃度の関数としてセンサ信号の反応を示す。 Figure 12 is a polyethylene oxide polymer, and with respect to n- vinylpyrrolidone / vinyl acetate copolymer, indicating the reaction of the sensor signal as a function of glucose concentration of the two agarose hydrogels. 図12から、ポリエチレンオキシドポリマーおよびn−ビニルピロリドン/酢酸ビニルコポリマーに対して、アガロースの信号反応がよいことが分かるであろう。 From Figure 12, with respect to polyethylene oxide polymers and n- vinylpyrrolidone / vinyl acetate copolymer, agarose signal response would understand better.

グルコースモニタリングで使用するアガロースベースのヒドロゲルは、以下の通り調合することもできる。 Agarose based hydrogels for use in glucose monitoring may also be formulated as follows. アガロース粉末0.2gを水に混合し分散させた。 Agarose powder 0.2g was mixed with an aqueous dispersion. アガロースを水槽中で沸騰するまで加熱し溶解した。 Agarose was dissolved by heating to boiling in a water bath. 温めたフラットな金型表面上に、溶液を流し充填した。 On warm flat mold surface, the solution was filled shed. 金型を室温以下に移し、ゲルを形成した。 The mold was transferred to below room temperature to form a gel. グルコースオキシダーゼ粉末0.01gを溶液Aに溶解し、溶液Dを作製した。 Dissolving glucose oxidase powder 0.01g solution A, to prepare a solution D. 溶液Dにゲルを一晩以上浸漬し、ゲルにグルコースオキシダーゼが十分に添加されるようにした。 The gel was immersed over night in solution D, it was as glucose oxidase in the gel is sufficiently added.

グルコースモニタリングで使用するPEG−ジアクリレート(PEGDA)ヒドロゲルを、以下の手順に従って調合した。 The PEG- diacrylate (PEGDA) hydrogels for use in glucose monitoring, were formulated according to the following procedure.

PEG2K−ジアクリレート、PEG3.4K−ジアクリレートおよびPEG8K−ジアクリレート(SunBio、韓国)の10%(重量/容量(「w/v」)溶液(100mg/ml)を、0.01Mリン酸緩衝生理食塩水(PBS)、pH7.4(ultrapure、Spectrum Chemicals、Gardena、カリフォルニア州)に調合した。溶液はすべて、Irgacure 2959(Ciba Specialty Chemicals、Tarrytown、ニューヨーク州)を光開始剤として含有した。Irgacure濃度を変化させて、ゲル強度に対する光開始剤濃度の影響を測定した。同様に、ポリマー分子の重量を変化させて(2K、3.4K、8K)、ゲル状ネットワークの強度に対する分子量の影 PEG2K- diacrylate, PEG3.4K- diacrylate and PEG8K- diacrylate (SunBio, Korea) of 10% (weight / volume ( "w / v") solution (100 mg / ml), 0.01 M phosphate-buffered physiological saline (PBS), pH7.4 (ultrapure, Spectrum Chemicals, Gardena, CA) .Irgacure concentrations containing all were formulated. solution, Irgacure 2959 (Ciba Specialty Chemicals, Tarrytown, NY) as photoinitiator the varied, to determine the effect of the photoinitiator concentration on gel strength. Similarly, by changing the weight of the polymer molecule (2K, 3.4K, 8K), the shadow of the molecular weight to the strength of the gelled network 響を決定した。本明細書で使用する「PEG2K]という記号は分子量2000を有するPEG等のことをいう。 Symbol "PEG2K] As used to determine the sound. Herein refers to a PEG or the like having a molecular weight of 2,000.

乾燥ポリマー100mgをシンチレーションバイアルに入れ重量測定をした。 The dried polymer 100mg was weighed placed in a scintillation vial. 500ppmのIrgacure 2959を含むリン酸緩衝生理食塩水(PBS)900μlをバイアルに加え、溶液の最終重量を記録した。 In addition 500ppm phosphate-buffered saline containing Irgacure 2959 in the (PBS) 900 [mu] l in a vial, it was recorded final weight of the solution. バイアルを密栓し、バイアルを穏やかに回転してPEGDAを溶解した。 It was sealed vial to dissolve the PEGDA with gentle rotation vial. ゲル溶液を引き出し(暗所)で5分間保存し、均一になるようにした。 Save 5 minutes pull the gel solution (dark), was set to be uniform. 900μlのゲル溶液を2枚のガラス板の間(250μスペーサ)に置き、クランプで固定した。 Place the gel solution 900μl between two glass plates (250 [mu] spacer) and clamped. ポリマー溶液を含むガラスアセンブリを15〜20mW/cm 2の強度でUV Blak−Rayランプ下に置き、5〜30分間、光架橋した。 The glass assembly including the polymer solution in the intensity of 15~20mW / cm 2 was placed under UV Blak-Ray lamp, for 5 to 30 minutes, it photocrosslinked. ゲルを慎重にガラスから取り除き、重量を測定してからプラスチック製ペトリ皿のPBS10mlに移した。 Gel carefully removed from the glass and transferred to PBS10ml plastic petri dishes after weighed. ガラス板から取り除いた後、ヒドロゲルを約10mlのPBS中に配置した。 After removal from the glass plate and placed in PBS at about 10ml hydrogels. 次いで、分子量と開始剤濃度の関数として、脆性、ゲル強度および光による黄変などのバルクゲル特性について、ヒドロゲルを定量的に評価した。 Then, as a function of molecular weight and the initiator concentration, brittle, the bulk gel characteristics such as yellowing gel strength and light were quantitatively evaluated the hydrogel.

以下の手順を使用して、ゲルの平衡水和を測定した。 Use the following procedure to measure the equilibrium hydration of the gel. 硬化が完了した後、ゲルの重量を測定した。 After curing is complete, to determine the weight of the gel. Kim−wipeで穏やかに拭いた後、ゲルの初期重量を測定した。 After gently wiped with kim-wipe, to measure the initial weight of the gel. ゲルを含むペトリ皿にPBS10mlを加えた。 It was added to the PBS10ml in a Petri dish containing the gel. ペトリ皿をオービタルシェーカー上に置いた。 The petri dishes were placed on an orbital shaker. 緩衝液は所定の時間間隔で取り替えた。 Buffer was replaced at predetermined time intervals. 回収した緩衝液は残留Irgacureを分析するために保存した。 Collected buffer was stored in order to analyze the residual Irgacure. 時間間隔ごとに、ゲルをKim Wipeで拭き取り、重量を測定した。 For each time interval, wipe the gel with Kim Wipe, and weighed. ゲルの初期重量と比較した全体重量の変化によって、膨潤のパーセント(水和%)を計算した。 By total weight of the change relative to the initial weight of the gel was calculated the percent (hydration%) of swelling.

定性的評価によって、ゲルは以下の順(最も強いゲルから最も弱いゲル)でゲル強度が変化した:PEG8K>PEG3.4K>PEG2K。 By qualitative assessment, gel gel strength has changed in the following order (the weakest gel from the strongest gel): PEG8K> PEG3.4K> PEG2K. ゲル強度は、柔軟度、扱いやすさおよび脆性によって確認した。 Gel strength was confirmed by flexibility, ease of handling and brittleness. また、ゲル強度は光開始剤の濃度とともに変化することも示し、濃度が高いほど硬く脆いヒドロゲルが得られた。 Furthermore, gel strength also shows that changes with the concentration of the photoinitiator, the concentration is high enough hard and brittle hydrogels are obtained. ヒドロゲルには、Irgacure光開始剤での光による黄変が以下の順(光による黄変が最も大きいものから最も小さいもの)で見られた:5000ppm>2500ppm>1500ppm>500ppm。 The hydrogel, yellowing by light at Irgacure photoinitiators were observed in the following order (as yellowing due to light is smallest from the largest): 5000ppm> 2500ppm> 1500ppm> 500ppm. 光開始剤の濃度が500ppmおよびPEGDAの分子量8Kがである場合に、最も高いゲル強度が得られた。 When the concentration of the photoinitiator is the molecular weight 8K of 500ppm and PEGDA, the highest gel strength was obtained.

グルコースオキシダーゼ(GOx)をゲルに組み込むために以下の手順を実施した。 Glucose oxidase (GOx) was carried out following the steps for incorporation into the gel. まず、ゲルの残留Irgacure 2959を調べた。 First, examine the residual Irgacure 2959 in the gel. 次にグルコースオキシダーゼ溶液を調合した。 It was then formulated a glucose oxidase solution. 次にグルコースオキシダーゼをPEGDAヒドロゲルに添加した。 It was then added glucose oxidase to PEGDA hydrogel. ゲル中のグルコースオキシダーゼ濃度を測定した。 To measure the glucose oxidase concentration in the gel. 最後に、ゲルの生物活性を測定した。 Finally, to measure the biological activity of the gel. これらのステップを以下で詳細に説明する。 These steps are described in detail below.

ヒドロゲルから抽出された検出可能な残留Irgacureがなくなるまで、ヒドロゲルを緩衝液で2回洗浄した。 Until no detectable residual Irgacure extracted from the hydrogel, and washed twice hydrogels with buffer. 洗浄液は、Irgacure 2959の存在を確認するため、200〜400nmのUV−Visでスキャンした。 Cleaning solution, in order to confirm the presence of Irgacure 2959, it was scanned with a UV-Vis of 200~400nm. 280nmで吸光度1.8である25ppmのIrgacure溶液と比較して、280nmで吸光度0.010未満(0.13ppmに相当)であるとIrgacureは検出不能と測定された。 Compared to 25ppm of Irgacure solution the absorbance 1.8 at 280 nm, it was measured to be less than the absorbance 0.010 280 nm (corresponding to 0.13 ppm) Irgacure is undetectable.

5%w/vのグルコースオキシダーゼを、0.25Mの乳酸および0.05%のTriton X−100とともにPBS溶液に混合することによって、LPT緩衝液を調合した。 Glucose oxidase 5% w / v, by mixing the PBS solution with Triton X-100 lactic acid and 0.05% of 0.25M, by compounding LPT buffer. このことは、PBS中に溶解された0.25Mの乳酸および0.05%のTriton X−100で構成される保存液の全容量10mlに0.5グラムのGOxを添加することによって達成された。 This was accomplished by adding 0.5 grams of GOx on the total volume 10ml stock solution consisting of Triton X-100 lactic acid and 0.05% of 0.25M dissolved in PBS . 溶液は4℃で保管した。 The solution was stored at 4 ℃.

様々なPEG分子量(2K、3.4K、8K)で構成されるPEGDAヒドロゲルを、グルコースオキシダーゼ溶液に浸漬した。 Various PEG molecular weight (2K, 3.4K, 8K) and PEGDA hydrogel composed, it was immersed in a glucose oxidase solution. ゲルを4℃で一晩以上、7日間を超えずに浸漬させた。 Gels 4 ° C. overnight or more, was immersed without exceeding 7 days.

グルコースオキシダーゼ濃度は、可溶化したタンパク質の濃度の決定に一般的に使用される方法であるBradford Assayによって測定した。 Glucose oxidase concentration was determined by Bradford Assay is a method commonly used to determine the concentration of protein solubilized. この方法は、酸性青色色素(Coomassie Brilliant Blue G−250)をタンパク質溶液に添加することを含む。 The method comprises adding an acid blue dye (Coomassie Brilliant Blue G-250) to the protein solution. この色素は主に塩基性および芳香族アミノ酸残基、特にアルギニンと結合し、最大吸光度は色素とタンパク質の完全結合で465nmから595nmへと変化する。 The dye is mainly basic and aromatic amino acid residues, in particular combined with arginine, the maximum absorbance changes from 465nm to 595nm in full coupling of the dye and protein. 色素−タンパク質複合体のモル吸光係数は、10倍濃度範囲を超えると一定であると決定されている。 Dye - molar extinction coefficient of the protein complex is determined to be constant and greater than 10-fold concentration range. したがって、タンパク質濃度を正確に決定するためにBeer−Lambert's Lawを使用することができる。 Therefore, it is possible to use the Beer-Lambert's Law to determine accurately the protein concentration. 0.125%、0.25%、0.375%、0.5%および2.5%w/vの濃度でのグルコースオキシダーゼ溶液の標準曲線は、標準溶液およびゲルフラグメントを標準的なBradfordタンパク質アッセイ色素法で処理した後、595nmでUV−Vis分光光度計によって得た。 0.125%, 0.25%, 0.375%, the standard curve of glucose oxidase solution at a concentration of 0.5% and 2.5% w / v, standard Bradford protein standard solutions and gels fragments after treatment with the assay dye method was obtained by UV-Vis spectrophotometer at 595 nm. BioRad Laboratories社のカタログ、Bradford Assayを参照。 BioRad Laboratories, Inc. of the catalog, see Bradford Assay. 標準曲線に0.999の直線的相関関係が得られた。 Linear correlation 0.999 were obtained on a standard curve. ヒドロゲルへのGOxの組み込みは、以下の方法で測定した。 The incorporation of GOx to the hydrogel, was measured by the following method. (a)タンパク質アッセイ色素濃縮物1mlを含むLPT溶液4mlにゲル片を浸漬し、(b)GOxに浸漬し、次いで染色(Coomassie色素)したヒドロゲル片を2つのガラスキュベットの間に挟み、(c)基準セルにはGOxに浸漬せずに染色したヒドロゲルを使用し、(d)ゲルを400〜800nmでスキャンし、(e)ヒドロゲルに組み込まれたGOxの濃度を、Beer−Lambert's Law:A=εbcにより計算した。 The gel pieces were immersed in LPT solution 4ml comprising (a) a protein assay dye concentrate 1 ml, (b) was immersed in GOx, then sandwiched stained (Coomassie dye) hydrogel pieces between two glass cuvettes, (c ) to the reference cell using the hydrogel stained without immersion in GOx, (d) scanning the gel at 400 to 800 nm, the concentration of GOx incorporated in (e) a hydrogel, Beer-Lambert's Law: It was calculated by a = εbc. 式中、A=吸光度、ε=モル吸光度係数、b=光路長、およびc=検体濃度である。 Wherein, A = absorbance, epsilon = molar extinction coefficient, b = path length, and c = is the analyte concentration. 2K、3.4Kおよび8Kの分子量のPEGヒドロゲルに組み込まれたグルコースオキシダーゼの濃度を決定した。 2K, and determine the concentration of glucose oxidase incorporated into PEG hydrogel having a molecular weight of 3.4K and 8K. 図18(a)は標準グルコースオキシダーゼ溶液のUV−Visスペクトルである。 Figure 18 (a) is a UV-Vis spectra of a standard glucose oxidase solution. 図18(b)はCoomassieと結合したグルコースオキシダーゼのUV−Visスペクトルである。 Figure 18 (b) is a UV-Vis spectra of glucose oxidase coupled with Coomassie. ゲル中の濃度は約0.6%である。 Concentration in the gel is about 0.6%.

電気化学的センサを使用して、ヒドロゲルに組み込まれたGOxの酵素活性を調べた。 Using an electrochemical sensor was examined enzymatic activity of GOx incorporated into the hydrogel. センサに配置する前に、PEGDAヒドロゲルをセンサ表面の直径に切断し、表面の残留GOxを除去するためにLPT中でしばらくの間洗浄した。 Before placing the sensor, to cut PEGDA hydrogel to the diameter of the sensor surface, and washed while in LPT to remove residual GOx surface. 標準試験溶液としてPBSのグルコース溶液(0.25および0.50mg/dl)を使用し、PBSの過酸化水素溶液(20および55μM)を陽性対照として使用した。 Using the glucose solution (0.25 and 0.50 mg / dl) of PBS as a standard test solution was used hydrogen peroxide solution PBS (20 and 55 [mu] M) as a positive control. グルコースとGOxの反応生成物である過酸化水素は測定電流を発生させ、これをセンサに接続されたポテンショスタットによって記録した。 Hydrogen peroxide is a reaction product of glucose and GOx generates a measured current and recorded by the connected potentiostat this sensor. したがって、グルコース添加(グルコースの追加)に反応して正のセンサ信号が生じると、組み込まれた酵素が生物活性であることを示し、一方、過酸化水素添加(過酸化水素の追加)に反応して正のセンサ信号が生じると、電気化学的センサが機能していることを示す。 Therefore, when a positive sensor signal occurs in response to glucose addition (additional glucose), it indicates that the enzyme incorporated is biologically active, whereas, in response to addition of hydrogen peroxide (additional hydrogen peroxide) When a positive sensor signal Te results show that the electrochemical sensor is functioning. GOxが組み込まれたPEGDAヒドロゲルを、ピーク信号強度およびベースライン安定性について試験した。 The PEGDA hydrogel GOx is incorporated, were tested for peak signal strength and baseline stability. これらの試験では、すべてのヒドロゲル(2K、3.4K、8K)が生物活性GOxを含み、2Kおよび3.4Kは信号強度およびベースライン安定性に関して有利であることが示された(図19〜20参照)。 In these tests, all the hydrogels (2K, 3.4K, 8K) includes a bioactive GOx, 2K and 3.4K was shown to be advantageous with respect to the signal strength and baseline stability (Fig. 19 reference 20). 図19は、グルコースオキシダーゼを添加した様々な分子量のPEGゲルのグルコースに対する信号反応を示す。 Figure 19 shows a signal response to glucose in PEG gels of varying molecular weight with the addition of glucose oxidase. 図19は、PEGゲルが生物活性GOxを含み、2Kおよび3.4K分子量のPEGヒドロゲルが信号強度およびベースライン安定性に関して有利であることを示す。 Figure 19 shows that PEG gel comprises a bioactive GOx, PEG hydrogels of 2K and 3.4K molecular weight is advantageous with respect to the signal strength and baseline stability. 図20は、GOxを様々な濃度でゲル中に添加したPEG3.4K−ジアクリレートヒドロゲル、ならびにセンサ表面で固定化したGOxの、グルコースに対する信号反応を示す。 Figure 20 was added to the gel in GOx at various concentrations PEG3.4K- diacrylate hydrogel, as well as GOx immobilized at the sensor surface, it shows a signal response to glucose. 図19〜20のラベル「n」は、各試験条件で収集されたデータセットの数に対応する。 Labels in Figure 19-20 "n" corresponds to the number of collected data sets in each test condition. 図21は、光架橋前にGOxがゲル配合に組み込まれたPEGDAヒドロゲルから得られたポテンショメータ信号の生データを示す。 Figure 21 shows the raw data of the obtained potentiometer signal GOx before photocrosslinking from PEGDA hydrogel incorporated in a gel formulation. 図21のデータでは、厚さ400μmのヒドロゲルが200μmのゲルに対して顕著な非ガウス型ピーク形状およびテーリングを有し、これはグルコースおよび過酸化水素がヒドロゲル中にゆっくりと拡散していることを示す。 The data in Figure 21 has a prominent non-Gaussian peak shape and tailing relative thickness 400μm hydrogel 200μm gel, that this is glucose and hydrogen peroxide is slowly diffused into the hydrogel show. 図22は、様々なゲル厚さおよびゲル組成で、GOxをあらかじめ浸漬させたヒドロゲルと、予め組み込んだ、即ち予め添加したヒドロゲルの間での信号の変化を示す図である(PEGDA−nVP、PEGDA)。 Figure 22 is a different gel thicknesses and gel compositions, is a diagram illustrating a hydrogel obtained by previously immersing the GOx, incorporated in advance, i.e., a change in signals between the pre-addition hydrogel (PEGDA-nVP, PEGDA ). 試験した様々なゲルには、様々な厚さ(200μm、400μm)のPEGDAヒドロゲルおよび200μmのPEGDA−nVPがある。 The various gels tested, there is a PEGDA-nVP of PEGDA hydrogels and 200 [mu] m of various thicknesses (200 [mu] m, 400 [mu] m). 図22のデータでは、ヒドロゲルに組み込まれたGOxは生物活性であることを示す。 The data in Figure 22, GOx incorporated into hydrogels shows that bioactive. ベースライン安定性はすべての配合で許容可能であり、信号は損なわれなかった。 Baseline stability is acceptable for all formulations, the signal was not impaired.

以下の説明は、完全なセンサアセンブリで、GOxを添加したPEGDAヒドロゲルを使用して糖尿病患者で実施したex vivoでのグルコース試験を示す。 The following description is a complete sensor assembly, showing a glucose test in ex vivo was performed in diabetic patients using PEGDA hydrogel was added GOx. 臨床試験での超音波皮膚浸透法、センシング機構、センサ構成およびプロトコルが、非特許文献1に記載されている。 Ultrasonic skin permeation method in clinical trials, the sensing mechanism, sensor configurations and protocols are described in Non-Patent Document 1. この臨床試験では、ヒドロゲルとしてPEGDA3.4Kを、センサ材料として純白金をそれぞれ使用した。 In this trial, the PEGDA3.4K as hydrogel was used pure platinum respectively as a sensor material.

PEGDAヒドロゲルを使用したグルコースセンサ関数を図23(a)〜(b)に示す。 The glucose sensor functions using PEGDA hydrogel shown in FIGS. 23 (a) ~ (b). 図23(a)は、7時間にわたるグルコースクランプ臨床試験において、血中グルコース(BG)値の変化に連続的に反応するセンサ信号(nA)の例を示す。 23 (a) is in the glucose clamp clinical trials over 7 hours, showing an example of a continuous reaction to a sensor signal to a change in blood glucose (BG) value (nA). 図23bに示す、対応するnA−BG相関グラフはPerasonの相関係数R=0.9476(R 2 =0.8979)であり、センサのBG値モニタリング機能が優れていることを示す。 FIG 23b, corresponding nA-BG correlation graph is the correlation coefficient of Perason R = 0.9476 (R 2 = 0.8979), indicating that the BG value monitoring function of the sensor is excellent. GOxを添加したPEGDAヒドロゲルの使用により、継続的な経皮的グルコースモニタリングの成功が可能になった。 The use of PEGDA hydrogel with the addition of GOx, has enabled the success of the continuous transdermal glucose monitoring.

グルコースモニタリングに使用するPEG−ジアクリレート−n−ビニルピロリドン−GOxヒドロゲル(PEGDA−NVP)を以下の手順に従って調合した。 For use in glucose monitoring PEG- diacrylate -n- vinylpyrrolidone -GOx hydrogel (PEGDA-NVP) was prepared according to the following procedure. PEGDA−NVPはわずかに陽イオン性であり、イオンの相互作用によりGOxを維持する。 PEGDA-NVP is slightly cationic, maintaining the GOx by ionic interaction. 光架橋前にGOxをヒドロゲルに組み込むことは、GOxをマトリックス中に物理的に封入することにも寄与する。 The incorporation of GOx before photocrosslinking the hydrogel also contributes to physically encapsulate the GOx in the matrix. PEGDa−NVPヒドロゲルを以下の手順に従って調合し、特徴付けた。 The PEGDA-NVP hydrogel formulated according to the following procedure, were characterized.

風袋を計ったシンチレーションバイアルに乾燥ポリマー100mgを入れ重量を測定した。 The weight ingress of dry polymer 100mg to scintillation vials tared was measured. 1000ppmのIrgacure 2959を含むPBS500μl、20%のGOxを含むPBS250μl、2%のn−ビニルピロリドン(「n−VP」)150μlをバイアルに加え、溶液の最終重量を記録した。 PBS500μl containing 1000ppm of Irgacure 2959, PBS250μl containing 20% ​​of GOx, 2% of the n- vinyl pyrrolidone ( "n-VP") 150 [mu] l was added to the vial and record the final weight of the solution. バイアルを密栓し、バイアルを穏やかに回転させてPEGDAを溶解した。 It was sealed vial to dissolve the PEGDA by gently rotating the vial. ゲル溶液を引き出し(暗所)で5分間保存し、均一になるようにした。 Save 5 minutes pull the gel solution (dark), was set to be uniform. 900μlのゲル溶液を2枚のガラス板の間(200μスペーサ)に配置し、クランプで固定した。 The gel solution 900μl was placed between two glass plates (200 [mu] spacer) and clamped. ポリマー溶液を含むガラスアセンブリを15〜20mW/cm 2の強度でUV Blak−Rayランプ下に配置し置き、5分間硬化させた。 The glass assembly including the polymer solution in the intensity of 15~20mW / cm 2 placed placed under UV Blak-Ray lamp, and cured for 5 minutes. ゲルを慎重にガラスから取り除き、重量を測定してからプラスチック製ペトリ皿のLPT10mlに移した。 Gel carefully removed from the glass and transferred to LPT10ml plastic petri dishes after weighed.

200ミクロンのヒドロゲルは透明であり、扱いやすく、柔軟性があり、定性的な評価で高いゲル強度が得られた。 200 microns of the hydrogel is transparent, easy to handle, flexible, high gel strength was obtained in qualitative evaluation. ヒドロゲルの水分含有量は約90%であった。 Water content of the hydrogel was about 90%. GOxは架橋前にヒドロゲルに組み込まれ、半相互浸透性ネットワークを形成する。 GOx is incorporated into the hydrogel prior to crosslinking, to form a semi-interpenetrating network. ヒドロゲルは水和後もその黄色(GOxによる)を維持した。 The hydrogel was maintained even after hydration the yellow (depending on the GOx). このことはヒドロゲル内での酵素の維持が高いことを示す。 This indicates that high maintenance of enzyme in the hydrogel.

組み込まれた酵素の生物活性をポテンショメータで測定した。 The biological activity of the incorporated enzyme was measured by the potentiometer. この実験では、PEGジアクリレート−n−ビニルピロリドンのヒドロゲルに組み込まれたグルコースオキシダーゼが生物活性であり、ヒドロゲル輸送システムと化学的適合性があることが示された。 In this experiment, the glucose oxidase incorporated into the hydrogel of the PEG diacrylate -n- vinylpyrrolidone is biologically active, were shown to be a hydrogel delivery system and chemical compatibility. 図21〜22のデータは、ヒドロゲル内に組み込まれたGOxが生体活性であり機能的であることを示す。 Data in Figure 21-22 shows that GOx incorporated within the hydrogel is and functional and biological activity.

グルコースモニタリングに使用するPEG−ジアクリレート/ポリエチレンイミン(PEGDA−PEI)ヒドロゲルを以下の手順に従って調合することができる。 For use in glucose monitoring PEG- diacrylate / polyethylene imine (PEGDA-PEI) hydrogels can be formulated according to the following procedure. PEGDA−PEIは陽イオン性ヒドロゲルである。 PEGDA-PEI is a cationic hydrogel. ポリエチレンイミン(分枝状または樹枝状、Sigma Chemicals)をPEGジアクリレートヒドロゲルに組み込んで、陽イオン性の性質を与えることができる。 Polyethyleneimine (branched or dendritic, Sigma Chemicals) to be incorporated into PEG diacrylate hydrogels can provide the properties of cationic. 陽イオン性ヒドロゲルは、わずかに陰イオン性のグルコースオキシダーゼとイオン相互作用することができ、酵素を制御しながら放出するリザーバとなる。 Cationic hydrogels, little can be ionic interaction with glucose oxidase anionic, a reservoir for controlled release of the enzyme. 0.3〜0.5%のPEI、10%のPEGDA、500ppmのIrgacure 2959および5%のグルコースオキシダーゼから構成される溶液を、上記の項で述べたように、BlakRay UV光で光架橋することができる。 0.3 to 0.5% of PEI, 10% of the PEGDA, a solution composed of Irgacure 2959 and 5% glucose oxidase 500 ppm, as mentioned in the section above, can be photocrosslinked BlakRay UV light can. 陽イオン性が高いPEIを組み込むことによってGOxに対する高い結合性の基質を形成することができ、マトリックス中の酵素の維持が強化される。 It is possible to form a high binding substrate for GOx by cationic incorporates a high PEI, maintenance of the enzyme in the matrix is ​​enhanced. さらに、ヒドロゲルが高い陽イオン性の性質を持つことによって、皮膚への生体接着性という機能が追加されうる。 Furthermore, by having the properties of hydrogel is highly cationic, function of bioadhesive to the skin can be added. PEGDAヒドロゲルに組み込むことのできる他の陽イオン性の生体接着性高分子は、キトサン、ポリアミドアミン、ポリ(n−ビニルピロリドン)等である。 Other cationic bioadhesive polymers that can be incorporated into PEGDA hydrogels are chitosan, polyamidoamine, poly (n- vinyl pyrrolidone) and the like.

本発明の別の態様によれば、時間関数として測定された血中グルコース値におけるセンサの変動を訂正するために、エラー訂正法を使用することができる。 According to another aspect of the present invention, in order to correct the variation of the sensor in the measured blood glucose values ​​as a function of time, it can be used error correction method. 図16は、センサの変動の訂正にエラー訂正法を使用しない、Clark Error Gridを示す。 Figure 16 does not use error correction method correcting variations in sensor, showing a Clark Error Grid. 図16のデータは、臨床試験の糖尿病患者に行った10件のex vivo試験から取得した。 Data in Figure 16 were obtained from diabetic patients 10 reviews ex vivo tests performed in the clinical trials. 異なるデータラベルは、異なる患者からのデータであることを示す。 Different data labels, indicating that this is from a different patient. 図17は、センサの変動の訂正にエラー訂正法を使用した後のClark Error Gridを示す。 Figure 17 shows a Clark Error Grid after using an error correction method correcting the variation of the sensor. 図17のデータは、臨床試験の糖尿病患者に行った10件のex vivo試験から取得した。 Data in Figure 17 were obtained from diabetic patients 10 reviews ex vivo tests performed in the clinical trials. エラー訂正法を以下で説明する。 Error correction method will be described below.

時間関数としてのセンサ信号Yは、以下の直線的関係に従って、センサ感度m、血中グルコース値X、および一定のオフセット値bと関連する。 Sensor signal Y as a function of time, in accordance with linear relationship below, sensor sensitivity m, related blood glucose value X, and a constant offset value b.

Y=mX(t)+b Y = mX (t) + b
上記の式を再整理することができ、以下の通り一つの時点の較正プロトコルを使用して血中グルコース値を簡便に予測することができる: The above equation reordering that can be, can be easily to predict blood glucose values ​​using the calibration protocol as one of the time points following:
X(t)=(Y−b)/m、およびm=(Yc−b)/Xrc(t) X (t) = (Y-b) / m, and m = (Yc-b) / Xrc (t)
センサ感度mの値は、センサの較正時点でのセンサの電流読取値Ycおよび標準的な基準血中グルコース値Xrc(t)を使用して、各ex vivo試験から得ることができる。 The value of the sensor sensitivity m, using the current readings of the sensors at calibration time of the sensors Yc and standard reference blood glucose values ​​Xrc (t), can be obtained from the ex vivo tests. その後の血中グルコース値X(t)を、対応する標準的な基準血中グルコース値Xr(t)と比較すると、様々な時点での変動因子D(t)を算出できることが明らかである: Subsequent blood glucose value X (t), when compared with corresponding standard reference blood glucose value Xr (t), it is clear that it is possible to calculate the variation factor D (t) at various time points:
D(t)=Xr(t)/X(t) D (t) = Xr (t) / X (t)
多数の成功したex vivo試験からD(t)対時間tをグラフ化することによって、D(t)対tのグラフの最良の組合せは、次の通り表すことのできる三次多項式関数となった: By plotting the D (t) versus time t of a number of successful ex vivo test, the best combination of the graph of D (t) versus t became cubic polynomial function that can be represented as follows:
D(t)=c*t 3 +d*t 2 +e*t+f D (t) = c * t 3 + d * t 2 + e * t + f
式中、c、d、e、fは、上記の三次多項式にD(t)対tのデータの最良の組合せを得るように計算された数値係数である。 Wherein, c, d, e, f are calculated numerical coefficients to obtain the best combination of data of the third order polynomial D (t) versus t. しかし、三次多項式の使用は例示的であり、変動データを指数関数に合わせる、またはダイレクトルックアップテーブル法を使用するアルゴリズムなどの変動因子を表す他の方法を使用することもできる。 However, the use of cubic polynomial are exemplary and may use other methods of representing the fluctuation factors such as the algorithm used align the variation data to an exponential function, or a direct look-up table method.

時間tでの変動を訂正する血中グルコース値Xp(t)を予測するには、以下のように単にX(t)をD(t)で乗じることができる: To predict the correction to blood glucose value Xp (t) variation at time t is simply X (t) as follows can be multiplied by D (t):
Xp(t)=X(t)*D(t)=X(t)*(c*t 3 +d*t 2 +e*t+f) Xp (t) = X (t ) * D (t) = X (t) * (c * t 3 + d * t 2 + e * t + f)
この式はエラー訂正法を表し、その有用性は、アルゴリズムを適用しない場合(図16)に対して適用した場合(図17)のClark Error Gridを比較することによって理解することができる。 This equation represents the error correction method, its usefulness can be understood by comparing the Clark Error Grid when not applying an algorithm is applied against the (16) (Fig. 17). 図16中のデータ対の負のバイアスおよび広い分散は効果的に訂正され、結果として図17に示すように、すべてのデータ点はClark Error Grid内で臨床的に関連するAおよびB領域に入る。 Negative bias and wide distribution of data pairs of FIG. 16 is effectively corrected, resulting in as shown in FIG. 17, all of the data points fall A and B regions clinically relevant in the Clark Error Grid . このエラー訂正法は、本発明の例示的な実施形態による、連続的な経皮的検体モニタリングシステムを使用して生成されるデータに適用することができる。 The error correction method according to an exemplary embodiment of the present invention can be applied to data that is generated using a continuous transdermal analyte monitoring system.

本発明の他の実施形態および使用は、本明細書に開示された本発明の明細書および実施を考慮することによって当業者には明らかとなろう。 Other embodiments and uses of the present invention will become apparent to those skilled in the art from consideration of the specification and practice of the invention disclosed herein. 米国および外国の特許および特許出願すべてを含む、本明細書に引用されたすべての参照文献を、参照によって本明細書に詳細かつ完全に援用する。 United States and all foreign patents and patent applications, all references cited herein, detailed and fully incorporated herein by reference. 明細書および実施例は例示的なものに過ぎず、本発明の真の範囲および精神は、以下の特許請求の範囲によって示されるものである。 Specification and examples are exemplary only, with a true scope and spirit of the present invention are those represented by the following claims.

本発明の一実施形態に従って、非侵襲的に体液をサンプリングするための方法を示すフローチャートである。 According to one embodiment of the present invention, it is a flowchart illustrating a method for sampling a non-invasive body fluid. 本発明の一実施形態に従って、生体膜の透過性を増加させるために生体膜に超音波を制御下で適用するためデバイスを示す図である。 According to one embodiment of the present invention, showing a device for applying under the control of the ultrasound to a biological membrane to increase the permeability of biological membranes. 本発明の一実施形態に従って、体液を個別に抽出および測定して検体の濃度を推測する構成部品を示す図である。 According to one embodiment of the present invention, showing the components to estimate the concentration of the analyte of the body fluid and individually extracted and measured. 本発明の一実施形態に従って、体液を連続的に抽出および測定して検体の濃度を推測する構成部品を示す図である。 According to one embodiment of the present invention, showing the components to estimate the concentration of the analyte of the body fluid is continuously extracted and measured. 本発明の一実施形態に従って、体液の定期的な浸透抽出の実施によって検体を定期的にモニタリングする方法を示す図である。 According to one embodiment of the present invention, showing a method of periodically monitoring the specimen by practice of regular penetration extraction fluid. 本発明の一実施形態による、装着式抽出チャンバの構成部品を示す図である。 According to an embodiment of the present invention, showing the components of wearable extraction chamber. 本発明の一実施形態による、グルコース流量に対する血中グルコース濃度を示すグラフである。 According to an embodiment of the present invention, it is a graph showing the blood glucose concentration for glucose fluxes. 本発明の一実施形態に従って、経皮的な輸送を制御下で増加させるための方法を示すフローチャートである。 According to one embodiment of the present invention, it is a flowchart illustrating a method for increasing under control the percutaneous transport. 本発明の一実施形態に従って、経皮的な検体のモニタリングを連続的に実施するための装置を示す図である。 According to one embodiment of the present invention, showing the apparatus for continuously carrying out the monitoring of percutaneous analyte. 図9に示すセンサ本体を第1の視点から見た図である。 The sensor body shown in FIG. 9 is a diagram viewed from the first viewpoint. 図9に示す装置を第2の視点から見た図である。 The apparatus shown in FIG. 9 is a view from a second viewpoint. 様々なヒドロゲルでの信号反応に対するグルコース濃度を示す図である。 Is a diagram showing the glucose concentration for the signal response of a variety of hydrogels. 作用電極として純白金と白金炭素を使用した、信号反応に対するグルコース濃度を示す図である。 Using pure platinum and platinum carbon as a working electrode, a diagram showing the glucose concentration for the signal response. 作用電極として白金と白金炭素を使用した、過酸化水素の追加に反応するグルコースセンサの電流−時間プロファイルを示す図である。 Using platinum and platinum carbon as working electrode, a current of the glucose sensor that reacts to add hydrogen peroxide - is a diagram showing a time profile. Nafion干渉フィルタを使用した、または使用しないセンサで、アセトアミノフェン(AM)に対する過酸化水素、および尿酸(UA)に対する過酸化水素のセンサ反応を示す図である。 Using Nafion interference filter, or a sensor that does not use a diagram showing the hydrogen peroxide, and uric acid sensor reaction of hydrogen peroxide to (UA) for the acetaminophen (AM). 本発明の一実施形態による、エラー訂正法を適用しないClark Error Gridを示す図である。 According to an embodiment of the present invention, showing a Clark Error Grid is not applied error correction method. 本発明の一実施形態による、エラー訂正法を適用した後のClark Error Gridを示す図である。 According to an embodiment of the present invention, showing a Clark Error Grid after applying an error correction method. PEGDA3.4Kゲルに組み込む前および後の標準グルコースオキシダーゼ溶液の吸収スペクトルを示す図である。 It shows the absorption spectrum of a standard glucose oxidase solution before and after incorporation into PEGDA3.4K gel. PEGDA3.4Kゲルに組み込む前および後の標準グルコースオキシダーゼ溶液の吸収スペクトルを示す図である。 It shows the absorption spectrum of a standard glucose oxidase solution before and after incorporation into PEGDA3.4K gel. グルコースオキシダーゼ(GOx)を添加した様々な分子量のPEGゲル Various molecular weight of the PEG gel with glucose oxidase (GOx) グルコースオキシダーゼ(GOx)を添加した様々な分子量のPEGゲルのグルコースの信号反応を示す図である。 It is a diagram showing a signal response of glucose of various molecular weights of PEG gel with glucose oxidase (GOx). 様々な濃度のGOxを添加した3.4KのPEGヒドロゲルのグルコースの信号反応を示す図である。 It is a diagram showing a signal response of glucose 3.4K of PEG hydrogels by adding GOx various concentrations. 光架橋前にGOxがゲル配合に組み込まれたPEGDAヒドロゲルから得られたポテンショメータ信号の生データを示す図である。 GOx before photocrosslinking is a diagram showing the raw data of the potentiometer signal obtained from PEGDA hydrogel incorporated in a gel formulation. 様々な厚さおよび組成でGOxを予め浸漬させたヒドロゲルとGOxが予め組み込まれたヒドロゲルの間での信号の変化を示す図である(PEGDA−nVP、PEGDA)。 It is a diagram showing a signal change between the various thicknesses and hydrogels Hydrogels with GOx, which were pre-soaked with GOx the composition has been incorporated in advance (PEGDA-nVP, PEGDA). 検体を経皮的に連続的にモニタリングするシステムの実施形態を利用して、血中グルコースに対する時間を示す図である。 Using an embodiment of a system for transdermally continuously monitor an analyte is a diagram showing a time for blood glucose. 本発明の実施形態で、ナノアンペアの電極信号に対する血中グルコースの相関グラフを示す図である。 In an embodiment of the present invention, showing a correlation graph of blood glucose to the electrode signal nA. 臨床試験の参加者の患者データを示す図である。 Is a diagram showing the patient data of the participants in the clinical trial. 臨床試験からのノイズ入りデータセットを示す図である。 It is a diagram illustrating a noisy data set from a clinical trial. 臨床試験からの別のデータセットを示す図である。 It is a diagram showing another data set from a clinical trial. 本発明の一実施形態による、臨床試験からのセンサデータのClark Error Gridを示す図である。 According to an embodiment of the present invention, showing a Clark Error Grid sensor data from clinical trials. 本発明の別の実施形態による、臨床試験からのセンサデータのClark Error Gridを示す図である。 According to another embodiment of the present invention, showing a Clark Error Grid sensor data from clinical trials.

Claims (17)

  1. 経皮的な検体のモニタリングシステムのためのセンサアセンブリであって、 A sensor assembly for monitoring system transdermal analyte,
    患者の浸透性にされた皮膚と接面し、前記皮膚を通して検体を受け取るように適合されたポリエチレングリコールジアクリレートマクロマーベースのヒドロゲルであって、前記ポリエチレングリコールジアクリレートマクロマーは、2000〜8000ダルトンの分子量を有し、且つ酵素の存在で架橋されて少なくともその酵素の一部を封入する架橋マクロマーのネットワークを形成し、 Surface contact with the skin, which is the patient's permeability, a polyethylene glycol diacrylate macromer based hydrogel adapted to receive the sample through the skin, the polyethylene glycol diacrylate macromer molecular weight of 2,000 to 8,000 daltons the a, and cross-linked in the presence of an enzyme to form a network of crosslinked macromer encapsulating at least a portion of the enzyme,
    少なくとも第一の電極と第二の電極とを含む電極アセンブリであって、前記第一の電極と前記第二の電極は、センサ本体の表面上で相互に隣接して配置され、ヒドロゲルに隣接して位置決めされた電極アセンブリとを含み、 An electrode assembly including at least first and second electrodes, the first electrode and the second electrode are disposed adjacent to each other on the surface of the sensor body, adjacent to the hydrogel and a positioned electrode assembly Te,
    操作中、患者の皮膚を通して受けとられた検体と前記酵素が連続的に反応するように、前記電極アセンブリは、患者の浸透性をされた皮膚と隣接して位置決めされ、 During operation, as the the received analyte through the skin of a patient enzyme reacts continuously, the electrode assembly is positioned adjacent the skin which is the patient's permeability,
    前記検体の値と相関する電気信号が前記電極アセンブリによって電気信号が検出されることを特徴とするセンサアセンブリ。 Sensor assembly, wherein the electrical signal correlated to the value of the sample electric signal is detected by the electrode assembly.
  2. 前記検体の値は前記生体膜を通る前記検体の流量であることを特徴とする請求項1に記載のセンサアセンブリ。 The sensor assembly of claim 1 value of the analyte, which is a flow rate of the sample through the biological membrane.
  3. 前記検体の値が患者の体液中の前記検体の濃度であることを特徴とする請求項1に記載のセンサアセンブリ。 The sensor assembly of claim 1 wherein the value of said specimen, characterized in that the concentration of the analyte in the body fluid of the patient.
  4. 前記電極アセンブリおよび前記ヒドロゲルを支持するセンサ本体をさらに含むことを特徴とする請求項1に記載のセンサアセンブリ。 The sensor assembly of claim 1, further comprising a sensor body for supporting the electrode assembly and the hydrogel.
  5. 前記検体がグルコースを含むことを特徴とする請求項1に記載のセンサアセンブリ。 The sensor assembly of claim 1, wherein the analyte comprises glucose.
  6. 前記ヒドロゲルがグルコースオキシダーゼを含むことを特徴とする請求項5に記載のセンサアセンブリ。 The sensor assembly of claim 5, wherein the hydrogel comprises a glucose oxidase.
  7. 前記ヒドロゲルに濃度1〜10%のグルコースオキシダーゼが添加されていることを特徴とする請求項1に記載のセンサアセンブリ。 Sensor assembly according to claim 1, characterized in that the concentration 1-10% glucose oxidase is added to said hydrogel.
  8. 前記ヒドロゲルが約34,00の分子量を有することを特徴とする請求項1に記載のセンサアセンブリ。 The sensor assembly of claim 1, wherein the hydrogel has a molecular weight of approximately 34,00.
  9. 前記ヒドロゲルが約200マイクロメーターの厚さを有することを特徴とする請求項1に記載のセンサアセンブリ。 The sensor assembly of claim 1, wherein the hydrogel has a thickness of about 200 micrometers.
  10. 前記ヒドロゲルがグルコースオキシダーゼに予め浸漬されたことを特徴とする請求項1に記載のセンサアセンブリ。 The sensor assembly of claim 1, wherein the hydrogel is presoaked to glucose oxidase.
  11. 前記ヒドロゲルがグルコースオキシダーゼを予め添加されたことを特徴とする請求項1に記載のセンサアセンブリ。 The sensor assembly of claim 1, wherein the hydrogel is added to the glucose oxidase in advance.
  12. 媒体が生体膜から検体を受け取ることができるように前記媒体を前記生体膜に関して配置し、前記媒体が、ポリエチレングリコールジアクリレートマクロマーベースのヒドロゲルを含み、前記ヒドロゲルは、酵素の存在で架橋されて少なくともその酵素の一部を封入する架橋マクロマーのネットワークである2000〜8000ダルトンの分子量を有するポリエチレングリコールジアクリレートマクロマーから形成されている、前記ヒドロゲルに電極アセンブリが接続されているステップと、 Medium is disposed with respect to said biological membrane to the medium so as to be able to receive a sample from the biological membrane, the medium comprises a polyethylene glycol diacrylate macromer based hydrogels, the hydrogel is at least is cross-linked in the presence of an enzyme a step which is formed from a polyethylene glycol diacrylate macromer, the electrode assembly in the hydrogel is connected with a molecular weight of 2,000 to 8,000 daltons a network of crosslinked macromers enclosing a portion of the enzyme,
    前記検体を前記ヒドロゲルと連続的に反応させるステップと、 A step of reacting the specimen continuously to the hydrogel,
    前記電極アセンブリで電気信号を検出するステップとを含み、 And detecting an electrical signal at the electrode assembly,
    前記電気信号が検体の値とリアルタイムで相関することを特徴とする検体をモニタリングするための方法。 Methods for the electrical signal to monitor the analyte, characterized in that the correlation values ​​and real-time sample.
  13. 前記生体膜の浸透性を増加させるために前記生体膜を予め処理することをさらに含むことを特徴とする請求項12に記載の方法。 The method of claim 12, characterized by further comprising pre-processing the biological membrane in order to increase the permeability of the biological membrane.
  14. 前記予め処理するステップが、前記生体膜に低周波数の超音波を適用することを特徴とする請求項13に記載の方法。 The method of claim 13 wherein the step of pre-processing, characterized in that the application of ultrasonic waves of a low frequency to the biological membrane.
  15. 前記ヒドロゲルに濃度1〜10%のグルコースオキシダーゼが添加されていることを特徴とする請求項12に記載の方法。 The method of claim 12, wherein the concentration 1-10% glucose oxidase is added to said hydrogel.
  16. 前記マクロマーが約3,400の分子量を有することを特徴とする請求項12に記載の方法。 The method of claim 12, wherein the macromer has a molecular weight of about 3,400.
  17. 前記ヒドロゲルが約200マイクロメーターの厚さを有することを特徴とする請求項12に記載の方法。 The method of claim 12, wherein the hydrogel has a thickness of about 200 micrometers.
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