JP5502279B2 - System and method for analyte sampling and analysis using hydrogels - Google Patents

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Description

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。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日に出願された米国特許仮出願第60/070,813号。   This application is a continuation of US patent application Ser. No. 10 / 974,963, filed Oct. 28, 2004, and US Patent Application No. 11 / 201,334, filed Aug. 11, 2005. Both of which are incorporated by reference in their entirety. This application is related to the following patents and patent applications, each of which is incorporated herein by reference in its entirety: US patent application Ser. No. 09 / 979,096 filed Mar. 16, 2001; 1999 US patent application Ser. No. 09 / 868,442 filed Dec. 17, US Provisional Patent Application No. 60 / 112,953 filed Dec. 18, 1998; filed Jul. 12, 1999. U.S. Provisional Application No. 60 / 142,941; U.S. Provisional Application No. 60 / 142,950 filed on July 12, 1999; U.S. Provisional Application No. 60 / 142,950 filed on July 12, 1999 60 / 142,951; US provisional application 60 / 142,975 filed July 12, 1999; US Pat. No. 6,190,315; and filed January 8, 1998 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。   The present invention relates to non-invasive body fluid sampling, and more particularly to systems, methods and devices for non-invasive body fluid sampling and analysis.

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。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。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。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。   Diabetic patients often puncture their fingers or arms to collect blood in order to monitor their blood glucose levels. This practice of monitoring frequently using blood is painful and inconvenient. A new, less painful body fluid sampling method is contemplated and disclosed. For example, these painless methods include the use of microneedles to sample body fluids such as blood and intercellular fluids, the use of iontophoresis, and the use of ultrasound.

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。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。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。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。   It has been shown that application of ultrasound can increase skin permeability. Such examples are disclosed in Patent Documents 1, 2, and 3, which are incorporated by reference in their entirety. Ultrasound can be applied to the stratum corneum via a transmission medium to separate the lipid bilayer by cavitation action and its bioacoustic effect. By separating the stratum corneum, which is a barrier to transport, analytes such as glucose or drugs can facilitate diffusion through, into and out of 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。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。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 transport of the specimen and body fluid can be further promoted by the action of the driving force. Such driving forces include, among others, sonophoresis, iontophoresis, electromotive force, pressure, vacuum force, electromagnetic driving force, thermal power, magnetic force, chemical driving force, capillary action and osmotic force. The use of active force provides a means for collecting 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。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。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。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。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。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。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 a driving force before, during and after making the skin permeable is disclosed in US Pat. The purpose of using driving force is to actively extract body fluids and their contents from the skin for analysis. As described above, convection passing through the stratum corneum can be formed by active forces such as vacuum force, sonophoresis and electroosmotic force. Although these forces can be used to extract body fluids, certain limitations may apply when forces are applied to human skin. For example, the main limitation is the flow rate and volume of body fluid that can be transported through the stratum corneum. In general, high pressure is required to transport fluid through the stratum corneum with increased permeability. When vacuum force is applied to the skin for a long time, the epidermis may physically separate from the dermis, resulting in blue bruising and swelling.

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。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。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。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。   Another example of a limit is the amount of energy that can be applied to the skin to form convection. Extracting usable volumes of bodily fluids can involve prolonged exposure to ultrasound, which can result in pain and skin damage. Similarly, extracting the electroosmotic force of body fluids through the stratum corneum can damage the skin by requiring the use of high current densities. Obviously, the use of the extraction method described above has limitations when applied to human skin.

米国特許第4,767,402号明細書U.S. 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 Specification 米国特許出願第09/868,442号明細書US patent application Ser. No. 09 / 868,442 Chuang H, Taylor E, and Davison T., “Clinical Evaluation of a Continuous Minimally Invasive Glucose Flux Sensor Placed Over Ultrasonically Permeated Skin,” Diabetes Technology & Therapeutics, 6:21−30 (2004)Chuang H, Taylor E, and Davison T. , “Clinical Evaluation of a Continually Minimal Inverse Glucose, Flux Sensor overlaid Ultrasonically Permitted Skin,” Diabetes Tech.

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。   Accordingly, there is a need for systems, methods and devices for non-invasive body fluid sampling and analysis that overcome these and other shortcomings of the related art.

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 for increasing the permeability of biological membranes such as skin, cheeks and nails over a long period of time, as well as extracting fluids and monitoring blood, intercellular fluids, lymph fluids or other fluid samples individually or continuously There is a need for non-invasive and practical methods.

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 is a transdermal analyte monitoring system comprising a medium that is in contact with a biological membrane and adapted to receive the analyte from the biological membrane, wherein the medium is a vinyl acetate-based hydrogel. A hydrogel selected from the group consisting of an agarose-based hydrogel, a polyethylene glycol diacrylate (PEG-DA) -based hydrogel and mixtures thereof, and an electrode assembly, wherein the medium is adapted to continuously react with the analyte, The invention relates to a transcutaneous analyte monitoring system in which an electrical signal is detected by an electrode assembly and the electrical signal correlates with an analyte value.

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 a transcutaneous analyte monitoring system comprising a medium that is in contact with a biological membrane and adapted to receive an analyte from the biological membrane, and an electrode assembly that includes a plurality of electrodes. Wherein the surface area of the at least one electrode consists essentially of pure platinum, the medium is adapted to continuously react with the analyte, the electrical signal is detected by the electrode assembly, and the electrical signal correlates with the analyte value The present invention relates to a transdermal specimen monitoring system.

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 relates to a medium, electrode assembly, and non-target biological portion of a transcutaneous analyte monitoring system that is adapted to interface with and receive an analyte from a biological membrane. The present invention relates to a transcutaneous analyte monitoring system that includes an interference filter placed between a biological membrane and an electrode assembly to reduce interference.

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 provides a medium adapted to receive a specimen from a biological membrane in contact with the biological membrane, a sensor including an electrode assembly (the electrode assembly includes a plurality of electrodes), and a sensor A transcutaneous analyte monitoring system that includes a processor programmed to perform an error correction method that corrects for variations, wherein the medium is adapted to continuously react with the analyte and an electrical signal is transmitted by the electrode assembly. The present invention relates to a transcutaneous analyte monitoring system in which an electrical signal detected is correlated with an analyte value.

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。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。   A method for non-invasive body fluid sampling and analysis is disclosed. According to one embodiment of the present invention, the method comprises (1) identifying a region of a biological membrane having permeability, (2) increasing the permeability of the region of biological membrane, (3) this Contacting the biomembrane region with the receiver; (4) extracting bodily fluid through and out of the biomembrane region; and (5) providing an external force to increase the extraction of the bodily fluid. Providing results of (6) collecting bodily fluid at the receiver, (7) analyzing the collected bodily fluid for the presence of at least one analyte, and (8) analyzing the bodily fluid. Includes steps.

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。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。レシーバを使用して体液を収集することができる。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。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。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。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。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。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。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。   The area of the biological membrane can be made permeable using ultrasound in a controlled dosimetry. Body fluid extraction can be performed using osmotic transport in areas exposed to ultrasound. Body fluid can be collected using the receiver. The receiver can be attached to the biological membrane in the form of a patch, wearable receiver, membrane, absorbent strip, hydrogel or equivalent. The receiver can analyze for the presence of various analytes indicative of blood analytes. Analytes can include electrochemistry, biochemistry, optics, fluorescence, absorbance, reflection, Raman, magnetism, mass spectrometry, use of IR spectroscopy, and combinations thereof. A receiver can also be attached to the second receiver, and the concentration of the analyte in the second receiver is substantially lower than the body fluid so that the chemical concentration trigger between the body fluid and the second receiver is maximized. Continuously maintained. This is accomplished by chemical reaction or dilution amounts or similar means. In one embodiment, the receiver and the second receiver can operate on different principles (eg, osmosis, dilution, etc.). In another embodiment, the receiver can 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。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。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。   A system for non-invasive body fluid sampling and analysis is disclosed. According to one embodiment of the present invention, a system includes a control device that controls generation of ultrasonic waves, an ultrasonic applicator that applies ultrasonic waves to a region of a biological membrane, a region of the biological membrane that contacts A receiver that receives bodily fluids through and exiting the region of the biological membrane, and a meter that interacts with the receiver and detects the presence of at least one analyte in the bodily fluids within the receiver. The receiver can include a membrane and a medium such as a hydrogel, fluid or liquid contained within the membrane.

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。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。   A method for non-invasive body fluid sampling and analysis is disclosed. According to an embodiment of the present invention, the method comprises (1) increasing the permeability of a region of the biological membrane, (2) attaching a receiver to the region of the biological membrane, (3) the biological membrane Extracting a specimen through and out of the area of the biological membrane; (4) collecting bodily fluid in the receiver; and (5) measuring the concentration of at least one specimen in the bodily 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。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。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。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。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。   A device for non-invasive body fluid sampling and analysis is disclosed. According to one embodiment of the present invention, a device is attached to a region of a biomembrane with increased permeability and receives a bodily fluid that passes through and exits the biomembrane region, and the received bodily fluid A wearable meter that detects the presence of at least one analyte therein and indicates the concentration of the analyte. The receiver can include a membrane and a medium such as a hydrogel, fluid or liquid contained within the membrane. The meter can include a processor and a device that detects the presence of the analyte. Detection devices include electrochemical detectors, biochemical detectors, fluorescence detectors, absorbance detectors, reflection detectors, Raman detectors, magnetic detectors, mass spectrometric detectors, IR spectroscopic detectors, and combinations thereof 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。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。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。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。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。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。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。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。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。   According to one embodiment of the present invention, body fluid can be sampled from and through a biological membrane using osmotic power when required. A living body that uses a receiver, such as a thin liquid reservoir, to sonicate a solution, gel, hydrogel, or other form of penetrant whenever it is necessary to measure the concentration of an analyte for diagnosis and monitoring Can be applied to membranes. The receiver can be attached to the biological membrane using an adhesive. The receiver can be attached to the biological membrane for a short time. The solution in the receiver can then be removed and the presence of the analyte can be analyzed. In one embodiment, the receiver can be made in the form of a patch. The receiver can include a hydrogel and a penetrant. The receiver can combine a penetrant and a chemical reagent to detect the presence of the analyte. The reagents can be implemented at the receiver for use such as electrochemistry, biochemistry, optics, fluorescence, absorbance, reflection, Raman, magnetism, mass spectrometry, IR spectroscopy, and combinations thereof.

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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。 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。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。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。電荷種を単離するために膜を使用することができる。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。   In another embodiment, osmotic force can be used to sample body fluids from or through a biological membrane, periodically or continuously. Whenever it is necessary to measure the concentration of an analyte for diagnosis and monitoring, a penetrant in solution form can be applied to the biological membrane to be sonicated using a thin receiver such as a thin liquid reservoir. it can. The receiver can be attached to the biological membrane using an adhesive. In one embodiment, the receiver can be made in the form of a patch. The receiver can include a hydrogel that includes a penetrant. The receiver includes means for manipulating osmotic strength and duration. Use electric force, magnetic force, electromagnetic force, biochemical reaction, chemicals, molarity adjustment, solution adjustment, pH adjustment, ultrasonic force, electroosmotic force, iontophoresis force, electroporation force, and combinations thereof Thus, the strength of the osmotic force can be manipulated. Use electric force, magnetic force, electromagnetic force, biochemical reaction, chemicals, molarity adjustment, solution adjustment, pH adjustment, ultrasonic force, electroosmotic force, iontophoresis force, electroporation force, and combinations thereof Thus, the period of penetration can be manipulated. The receiver can combine a penetrant and a biochemical reagent to detect the presence of the analyte. The reagents can be implemented at the receiver for use such as electrochemistry, biochemistry, optics, fluorescence, absorbance, reflection, Raman, magnetism, mass spectrometry, IR spectroscopy, and combinations thereof. The receiver can be removed periodically for detection. In one embodiment, the intensity, duration, and frequency of biomembrane exposure to osmotic force can be manipulated by using a current that changes the concentration of penetrant in contact with the ultrasound exposed biomembrane. . The penetrant can use multiple charge agents that can dissociate into several charge species. These charge species can be transported using electrical force. Membranes can be used to isolate charged species. The charged species diffuse freely and combine as soon as the electrical 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。浸透剤は、中性電荷剤とすることができる。様々な場の力を使用して、薬剤を輸送することができる。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。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。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。   In one embodiment, manipulating the intensity, duration, and frequency of biomembrane exposure to osmotic force by using an active force that alters the concentration of penetrant in contact with the ultrasound exposed biomembrane. Can do. The penetrant can be a neutral charge agent. Various field forces can be used to transport drugs. The field force depends on the essential and consistent properties of the selected drug. The field force generates the force necessary to move the penetrant towards and away from the biological membrane surface. The periodic and continuous extraction of body fluid through the stratum corneum is coordinated by the movement of the penetrant.

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。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。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。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。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。   In one embodiment, the intensity, duration, and frequency of biomembrane exposure to osmotic forces can be manipulated by varying the concentration of penetrant in contact with the biomembrane exposed to ultrasound. By manipulating the volume of the solvent and the volume of the hydrogel containing the penetrant, the penetrant may change the concentration of the penetrant. The volume of the hydrogel can be varied by making a hydrogel that varies with the concentration of molecules that can diffuse into the gel. In one example, the hydrogel is made to react to glucose molecules. The volume of the hydrogel can be changed by manipulating its temperature and by changing the pH of the gel.

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。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。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。   A receiver is disclosed that is attached to a region of a biomembrane with increased permeability and that receives body fluid through and out of the region of the biomembrane. According to one embodiment of the present invention, the receiver comprises a first grid, a media layer comprising at least one drug, a membrane that induces a concentration gradient barrier for the at least one drug, a grid, an oxidase layer, a detection layer, And a voltage source for providing a potential difference between the first grid and the paired grid. Body fluids, including blood, intercellular fluids, specimens, and lymph fluids, flow out of or through the biological membrane and into the detection layer via the first grid, the counter grid, and the oxidase layer. Also good.

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。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。   It is a technical advantage of the present invention that systems, methods and devices for non-invasive body fluid sampling and analysis are disclosed. The ability to measure the concentration of an analyte continuously or periodically 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。   For a more detailed understanding of the present invention, its objects and advantages, refer to the following description taken in conjunction with the accompanying drawings.

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。   The preferred embodiment of the present invention and its advantages are best understood by reference to the drawings of FIGS. 1-28, wherein like numerals are used for like and corresponding parts of the various drawings.

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。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。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。   As used herein, the term “body fluid” can include blood, intercellular fluid, lymph fluid and / or specimen. Further, the term “biological membrane” as used herein can include tissues, mucous membranes, and keratinized tissues including skin, cheeks and nails. Further, the term “force” as used herein can also include a force gradient.

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。   Although the present invention can be described in the context of human application, veterinary applications are also 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。ステップ102では、生体膜の領域の浸透性は増加する。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。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。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。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。他の体の部位を使用することもできる。   Referring to FIG. 1, a flowchart illustrating a method for non-invasive body fluid sampling and analysis according to one embodiment of the present invention is shown. In step 102, the permeability of the biomembrane area is increased. In one embodiment, the biomembrane region can be defined on the palmar forearm of a mammalian patient. In another embodiment, the region of the biomembrane can be defined on the thigh of a mammalian patient. In yet another embodiment, the biomembrane region can be defined in the abdomen. In yet another embodiment, the region of the biological membrane can be defined on the back. Other body parts can also be used.

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。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。   In general, the permeability of biological membranes such as physical micropore formation, lipid bilayer physical disruption, lipid bilayer chemical modification, stratum corneum physical disruption, and stratum corneum chemical modification. Several methods can be used to increase. The formation of micropores or their fragmentation includes needles, microneedles, silicon microneedles, lasers, combined use of laser and dye absorption, heat sources, ultrasonic needles, ultrasonic transducers, cryogenic ablation, radiofrequency ablation, photoacoustic ablation, and those Can be achieved by physical drilling using a combination of

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。超音波は一般に約20kHzより高い周波数の音と定義される。治療用超音波は、一般に20kHzから5MHzの間である。一般に、約10kHzから約20kHzは近超音波である。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 a preferred embodiment, ultrasound can be applied to areas that increase the permeability of biological membranes. Ultrasound is generally defined as sound with a frequency above about 20 kHz. The therapeutic ultrasound is generally between 20 kHz and 5 MHz. Generally, about 10 kHz to about 20 kHz is near ultrasound. In the embodiment of the present invention, it can be understood that near ultrasonic waves can be used in addition to ultrasonic waves.

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。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。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。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。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。   In general, it is preferable to apply ultrasound or near ultrasound to a region of the biological membrane at a frequency sufficient to cause cavitation and increase the permeability of the biological membrane. In one embodiment, ultrasound can be applied at a frequency of about 10 kHz to about 500 kHz. In another embodiment, ultrasound can be applied at a frequency of about 20 kHz to about 150 kHz. In yet another embodiment, ultrasound can be applied at about 50 kHz. It is also possible to increase the permeability of the biological membrane by applying ultrasonic waves of other frequencies.

一実施形態では、超音波の強度は約0〜約100watt/cm2の範囲することができ、好ましくは約0〜約20watt/cm2の範囲である。所望に応じて他の適切な強度を使用することもできる。 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. Other suitable strengths can be used as desired.

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。   A method for increasing the permeability of biological membranes is disclosed in Kost et al., US Pat.

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。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。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 step 104, body fluid that passes through or exits the biomembrane region is extracted. In one embodiment, extraction is assisted by external forces such as osmotic forces. In one embodiment, the osmotic force can be controlled before, during and after increasing the permeability of the biological membrane.

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。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。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。   In one embodiment, osmotic force can be generated by applying a penetrant to the region of the biological membrane. The penetrant can be in the form of an element, molecule, polymer, chemical compound, or a combination thereof. The penetrant can also be combined with a solution, hydrogel, gel, or similar functioning agent.

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。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。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。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。   In step 106, the magnitude, strength, and duration of the external force can be adjusted with at least one additional first energy and / or force. In one embodiment, applying the first additional energy and / or force to control and regulate the penetration and function of the osmotic agent for extracting bodily fluids through and out of the biological membrane. it can. The first additional energy and / or force is heat, temperature force, pressure, electromotive force, mechanical vibration, ultrasound, iontophoresis, electromagnetic force, magnetic force, photothermal force, photoacoustic force, and combinations thereof Can be provided in the form of The action of electric fields and ultrasound in transdermal drug delivery is disclosed in US Pat.

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。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, if the first additional energy and / or force is provided by ultrasound, the frequency of the ultrasound is provided at a different frequency than that used to increase the permeability of the biological membrane. can do. In one embodiment, the frequency of the first additional energy / force ultrasound can be higher than the frequency of the ultrasound that increases 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。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。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。   In step 108, bodily fluids can be collected at the receiver. In one embodiment, the receiver can be brought into contact with the biological membrane in the form of a patch, wearable reservoir, membrane, absorbent strip, hydrogel, or equivalent function. Other types and other structures of receivers can also be used.

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。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。   In one embodiment, the receiver has an analyte concentration that is continuously maintained substantially lower than the concentration of the analyte in the bodily fluid so that the chemical concentration activation force between the bodily fluid and the second receiver is maximized. A second receiver may be provided. This is done by chemical reaction or dilution amounts or similar means.

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。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。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。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。   In one embodiment, a second external energy / force can be applied between the first receiver and the second receiver. In one embodiment, the second external energy / force may be different from the first external energy / force (eg, different types of external forces, etc.). In another embodiment, the second external energy / force can be the same as the first external energy / force (eg, the same type of external force, etc.). The first and second external energies / forces can vary in type, time and intensity and can be controlled by different additional energies and / or forces.

ステップ110では、収集した体液を分析することができる。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 step 110, the collected body fluid can be analyzed. In one embodiment, the analysis may include the use of appropriate methods such as electrochemistry, biochemistry, optics, fluorescence, absorbance, reflection, Raman, magnetism, mass spectrometry, infrared (IR) spectroscopy, and combinations thereof. 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。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。   In one embodiment, multiple analytes can be analyzed simultaneously, in parallel, or sequentially. The results of these multiple analyzes can be used in combination with an algorithm to improve, for example, the accuracy and precision of the analysis and measurement, 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。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 one embodiment, the receiver can be removed from contact with the biological membrane to analyze the collected body fluid. In another embodiment, the receiver can remain in contact with the biological membrane when analyzing the collected body fluid.

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。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。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。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/cm2の超音波または近超音波を生成することができる。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。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。他の超音波周波数を使用することもできる。 Referring to FIG. 2, a device for applying ultrasound to a biological membrane under control to increase the permeability of the biological membrane is shown in accordance with one embodiment of the present invention. The device 200 includes a controller 202 that cooperates with the ultrasonic applicator 204 by suitable means such as a cable. The control device 202 controls application of ultrasonic waves to the region of the biological membrane. In one embodiment, the controller 202 and the ultrasonic applicator 204 can generate ultrasound or near ultrasound with an intensity of about 0 to about 20 watts / cm 2 . In one embodiment, the ultrasound can have a frequency of about 20 kHz to about 150 kHz. In another embodiment, the ultrasound can have a frequency of 50 kHz. Other ultrasonic frequencies can also be used.

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。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。   In addition, the controller 202 can include a display, such as an LCD or LED display, to communicate information to the user as needed. The controller 202 can 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。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。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100mg/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。   The ultrasonic applicator 204 can comprise a cartridge 206 containing an ultrasonic coupling solution 208. The cartridge 206 can be made from a material such as plastic that can encapsulate the ultrasonic coupling solution 208. Suitable ultrasonic coupling solutions 208 include, but are not limited to, water, saline, alcohols including ethanol and isopropanol (concentration in aqueous solution is 10 to 100%), Triton X-100, SLS, or Surfactants such as SDS (preferably concentrations in the aqueous solution range from 0.001 to 10%), DMSO (preferably in the concentration range from 10 to 100%), fatty acids such as linoleic acid (preferably The concentration in the ethanol-water (50:50) mixture is in the range between 0.1 and 2%), the azone (preferably the concentration in the ethanol-water (50:50) mixture is 0.1 Polyethylene glycol having a concentration in the aqueous solution of preferably 0.1 to 50%, preferably 0.1 to 10% in the aqueous solution. 0 mg / ml histamine, preferably EDTA with a concentration of 1 to 100 mM, preferably sodium hydroxide with a concentration of 1 to 100 mM, sodium octyl sulfate, N-tauroylsarcosine, octyltrimethylammonium bromide, dodecyltrimethylammonium bromide, Includes tetradodecyltrimethylammonium bromide, hexadodecyltrimethylammonium bromide, dodecylpyridine chloride 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。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。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。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。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。   In one embodiment, the coupling medium can include a chemical promoter. For example, transport enhancement can be achieved by adding a capillary permeability enhancer such as histamine to the coupling medium. The histamine concentration in the coupling medium can be between 0.1 and 100 mg / ml. These agents can be transported across the biological membrane during the application of ultrasound, can form local edema that increases local fluid pressure, and transport of analytes across the biological membrane Can be promoted. In addition, fluid accumulation due to edema occurs, which induces local cavitation and facilitates transport of the specimen through the biological membrane.

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, the cartridge 206 can be pierced when inserted into the ultrasonic applicator 204 and the ultrasonic coupling solution 208 can be transferred to a 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。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。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。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。   A target recognition device, such as the target ring 210, can be attached to a region that increases the permeability of the biological membrane. The target ring 210 can be attached to the area of the biological membrane with a transcutaneous adhesive (not shown). In one embodiment, the target ring 210 can be pre-applied with a transdermal adhesive and can be discarded after each use. 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。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。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。   The target ring 210 can be formed from a suitable material such as plastic, ceramic, rubber, foam. In general, the target ring 210 identifies a region from which biological fluid is extracted by increasing the permeability of the biological membrane. In one embodiment, the target ring 210 can be used to hold the receiver 214 in contact with the biological membrane even after the permeability of the biological membrane has increased.

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。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。 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。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。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。   In one embodiment, the target ring 210 can be used to monitor the permeability of a biological membrane, which is disclosed in US Pat. The disclosure is incorporated in its entirety. In such embodiments, the target ring 210 can cooperate with the ultrasonic applicator 204. An ultrasonic applicator 204 can be applied to the target ring 210 and activated to expose the ultrasonic coupling solution 208 to the biological membrane. The control device 202 controls the ultrasonic applicator 204 to propagate the ultrasonic wave through the ultrasonic coupling solution 208. During ultrasonic exposure, the controller 202 can monitor changes in the permeability of the biological membrane and 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。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。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。   The control device 202 can stop or interrupt the application of ultrasonic waves when a predetermined permeability of the biological membrane is achieved. The penetrance can be pre-programmed or measured in real time while applying ultrasound. The predetermined penetrance can be programmed for each individual according to differences in biological membranes 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。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。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。   After a predetermined penetration is achieved, the ultrasonic coupling solution 208 can be emptied from a chamber (not shown) into the cartridge 206 and then discarded. In another embodiment, the ultrasonic coupling solution 208 can be emptied into a receiving area (not shown) of the ultrasonic applicator 204 and then discarded. The ultrasonic applicator 204 can then be removed 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。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。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。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。ヒドロゲルはpH7で緩衝することができる。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。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。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。   Referring to FIG. 3, a device for analyzing body fluid according to one embodiment of the present invention is shown. The receiver 214 can be placed in the target ring 210 to perform the extraction of body fluids individually or on demand, through and / or out of the biological membrane. The receiver 214 can include a medium such as a hydrogel layer that includes a penetrant. In one embodiment, the hydrogel can be formulated to include phosphate buffered saline (PBS), wherein the saline is sodium chloride at a concentration of about 0.01M to about 10M. The hydrogel can be buffered at pH7. Other penetrants can be used instead of or in addition to sodium chloride. Preferably, these penetrants are non-inflammatory, non-contaminating, non-immune. Examples of such penetrants include lactic acid and magnesium sulfate, among others.

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。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。   In another embodiment, the receiver 214 can include a fluid or liquid medium such as water or a buffer contained within the semi-permeable membrane. The receiver 214 can also include a spongy 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。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。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。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。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。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。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。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。   A receiver 214 can be applied to the biological membrane to contact the biological membrane exposed to ultrasound. In one embodiment, the receiver 214 can be applied to the biological membrane for a time sufficient to collect a sufficient amount of bodily fluid for detection. In another embodiment, the receiver 214 can be applied to the biological membrane for a time sufficient to collect a predetermined amount of bodily fluid. In yet another embodiment, the receiver 214 can be applied to the biological membrane for a predetermined time. In one embodiment, the contact between the receiver 214 and the biological membrane can be 15 minutes or less. In another embodiment, the contact between the receiver 214 and the biological membrane can be 5 minutes or less. In yet another embodiment, the contact between the receiver 214 and the biological membrane can be 2 minutes or less. The actual contact time can depend on the sensitivity of the detection method used for 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。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。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。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。 検出方法はメータ212によって実施することができる。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。他の適切なディスプレイを設けることもできる。   In one embodiment, the media of the receiver 214 can include at least one reagent (not shown) to detect the presence of certain analytes in bodily fluids extracted from or through the biological membrane. . In one embodiment, the hydrogel layer of receiver 214 can include a reagent, which can be immobilized to the hydrogel by ionic and / or covalent means, or can be immobilized by encapsulation of the gel. Reagents can also be placed in a layer adjacent to the hydrogel, and analytes from body fluids extracted into the hydrogel can diffuse and react to produce by-products. Byproducts can then be detected using electrochemistry, biochemistry, optics, fluorescence, absorbance, reflection, Raman, magnetism, mass spectrometry, IR spectroscopy, and combinations thereof. The detection method can be implemented by the meter 212. Meter 212 may include a processor (not shown) and a display such as an LCD display. Other suitable displays can also be provided.

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。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。   In one embodiment, meter 212 may provide an interface that allows information to be downloaded to an external device such as a computer. Such an interface can allow connection of an interface cable, or it can 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。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。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。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。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。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。   The meter 212 can be configured to determine the glucose concentration of the body fluid by incorporating glucose oxidase into the media of the receiver 214. In one embodiment, glucose from the extracted body fluid can be reacted with glucose oxidase to produce hydrogen peroxide. Hydrogen peroxide can be detected by oxidizing it on the surface of the electrode incorporated in the receiver 214. Oxidation of the hydrogen peroxide causes electrons to move to the electrode surface, generating a current that can be quantified using a potentiostat that can be incorporated into the meter 212. A glucose concentration proportional to the concentration of hydrogen peroxide can be calculated and the result can be reported to the user via the display. Various configurations of electrodes and reagents known to those skilled in the art can be incorporated to perform the detection and analysis of glucose and other analytes.

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。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。   The meter 212 simultaneously analyzes the concentration of a sample such as glucose, which is expected to vary in body fluid concentration, and the sample, such as creatinine or calcium, where the concentration of body fluid is expected to be relatively stable over several minutes, hours or days. It can also be configured to measure. Using an algorithm that takes into account the relative concentrations of the fluctuating analyte and the more stable analyte, 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。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。   In another embodiment, the meter 212 can analyze multiple analytes simultaneously, in parallel, or sequentially. Results from these multiple analyzes can be used in combination with algorithms to improve, for example, the accuracy and precision of analysis and measurement, 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。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。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。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。   The receiver 214 can be discarded after the extraction and measurement steps. In another embodiment, the receiver 214 can be reused. In one embodiment, the receiver 214 can be cleaned or sterilized before being reused. Various configurations of electrodes and reagents known to those skilled in the art can be incorporated to perform the detection and analysis of glucose and other analytes.

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。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。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。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。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。ヒドロゲルはpH7で緩衝することができる。   Referring to FIG. 4, a device for continuously extracting and analyzing bodily fluids to infer analyte concentration is shown in accordance with another embodiment of the present invention. As shown, the forearm, abdomen or thigh biomembrane sites can be exposed to ultrasound, and other biomembrane sites such as the back can be used. A continuous extraction of bodily fluids can be performed by contacting a receiver 402, which can be similar to the receiver 214, with a biological membrane site exposed to ultrasound. In one embodiment, the receiver 402 can include a medium such as a hydrogel layer that includes a penetrant such as sodium chloride. The hydrogel can be formulated to include phosphate buffered saline (PBS), where the saline is sodium chloride at a concentration of 0.01M to 10M. The hydrogel can be buffered at pH7.

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。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。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。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。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。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。   Other penetrants can be used instead of or in addition to sodium chloride. These penetrants are preferably non-inflammatory, non-contaminating, and non-immune. Examples of such other penetrants include lactic acid and magnesium sulfate, among others. Receiver 402 can be applied to contact biological membranes exposed to ultrasound. In one embodiment, the contact time can be 12-24 hours, or longer. In other embodiments, other contact times, including substantially shorter times, and substantially longer times 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。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。   In another embodiment, the receiver 402 can include a fluid or liquid medium such as water or a buffer contained within the semi-permeable membrane. The receiver 402 can also include a spongy 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。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。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。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。   In one embodiment, the medium of the receiver 402 can include at least one reagent (not shown) that detects the presence of an analyte through or through a biological membrane. In one embodiment, the hydrogel layer of receiver 402 can include a reagent, which can be immobilized to the hydrogel by ionic and / or covalent means, or can be immobilized by encapsulation of the gel. The reagent can also be placed in a layer adjacent to the hydrogel, and the analyte from the bodily fluid extracted into the hydrogel can diffuse and react to produce a byproduct. Byproducts can be detected using electrochemistry, biochemistry, optics, fluorescence, absorbance, reflection, Raman, magnetism, mass spectrometry, IR spectroscopy, and combinations thereof.

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。一実施形態では、メータ404は装着式とすることができる。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。メータ404をベルト、ポケット等に装着することもできる。   As described above, the meter 404, which can have the same function as the meter 212, can execute the detection method and display the result to the user. In one embodiment, meter 404 may be wearable. For example, as shown in the figure, the meter 404 can be mounted in the same manner as a wristwatch. The meter 404 can be attached to a belt, 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。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 can incorporate power and electronics to control the periodic extraction of bodily fluids, detect the analyte, and continuously display the analyte concentration. Meter 404 can include electronics and software to acquire sensor signals, can perform signal processing, and can store 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。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。   In one embodiment, meter 404 may provide an interface that allows information to be downloaded to an external device such as a computer. Such an interface can allow connection of an interface cable, or it can 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。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。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。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。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。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。   Meter 404 can be configured to measure the glucose concentration of body fluids by incorporating glucose oxidase into the medium. In one embodiment, glucose from the extracted body fluid can be reacted with glucose oxidase to produce hydrogen peroxide. Hydrogen peroxide can be detected by oxidation of hydrogen peroxide on the surface of the electrode incorporated in the receiver 402. Oxidation of hydrogen peroxide causes electrons to move to the electrode surface, generating a current that can be quantified using a potentiostat that can be incorporated into meter 404. A glucose concentration proportional to the concentration of hydrogen peroxide can be calculated and the result can be reported to the user via the display. Various configurations of electrodes and reagents known to those skilled in the art can be incorporated to perform the detection and analysis of glucose and other analytes.

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。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。   In one embodiment, the meter 404 includes a concentration of an analyte, such as glucose, that is expected to vary in body fluid concentration, and creatinine or calcium, etc., in which the body fluid concentration is expected to be relatively stable over several minutes, hours, or days. These specimens can also be configured to measure simultaneously. Using an algorithm that takes into account the relative concentrations of the fluctuating analyte and the more stable analyte, 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。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。   In another embodiment, the meter 404 can analyze multiple analytes simultaneously, in parallel, or sequentially. Results from these multiple analyzes can be used in combination with algorithms to improve, for example, the accuracy and precision of analysis and measurement, 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。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。   In another embodiment, the receiver 402 can be removed from contact with the biological membrane for analysis by the meter 404. After such analysis, the receiver 402 can be brought into contact with the biological membrane.

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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。   The meter 404 allows the user to read the sample periodically or continuously. For example, in one embodiment, the glucose concentration is displayed to the user every 30 minutes, more preferably every 15 minutes, most preferably every 5 minutes, or more frequently in continuous monitoring of analyte glucose. Can do. In another embodiment, the glucose concentration can be displayed continuously. The time period can depend on the sensitivity and method of detecting the analyte. In continuous glucose monitoring, in one embodiment, performing detection of glucose by an electrochemical method using electrodes and reagents incorporated in receiver 402 and detection and analysis performed by meter 404. Can do. During the measurement period, osmotic extraction of body fluid can be performed continuously by the hydrogel layer of the receiver 402. Body fluid can accumulate in the hydrogel of the receiver 402. Glucose in the body fluid is diffused so as to react with glucose oxidase and changed to hydrogen peroxide. Hydrogen peroxide is consumed by balancing the working electrode with respect to the reference electrode. Hydrogen peroxide accumulates during the rest period and is consumed and destroyed before the measurement period. The magnitude of the working potential can be added so that the hydrogen peroxide accumulation is consumed quickly.

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。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。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。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。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。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。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。   Referring to FIG. 5, a method for periodically monitoring a specimen by performing periodic bodily fluid osmotic extraction is shown in accordance with another embodiment of the present invention. By using a penetrant that dissociates into multiple charge species, the intensity and frequency of osmotic extraction can be manipulated so that the charge concentration moves toward and away from the biomembrane surface 550. Potential can be used. The receiver 500 can include a grid, mesh or screen 504; a medium 506, which can be a hydrogel layer; a membrane 508; a counter grid, mesh or screen 510; an oxidase layer 512; and a detection layer 514. The grid 504 and the pair grid 510 can be connected to a voltage source 516. The membrane 508 can be a semi-permeable membrane that is used to induce a barrier to the concentration gradient of the osmotic agent contained in the medium 506. Preferred penetrants can include negative and positive species or counterions. Periodic extraction of bodily fluids can be performed by manipulating the concentration of charge species at the interface adjacent to the stratum corneum of biological membranes exposed to ultrasound.

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, the receiver 500 can be brought into contact with the skin via a contact medium 502, which can be a hydrogel or other suitable medium.

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。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。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。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。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。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。   By applying a potential difference between grid 504 and paired grid 510 using voltage source 516, the concentration of charge species can be manipulated. In one embodiment, the potential difference can be large enough to manipulate the penetrant. The polarity of the grid can also be changed so that the charge moves toward and away from the biomembrane surface 550. Grid 504 and counter-grid 510 move bodily fluids and / or analytes out of the stratum corneum, through grid 504, grid 510, into oxidase layer 512, and finally into detection layer 514. Optimal porosity can be configured. The oxidase layer 512 can be used with an appropriate catalyst or enzyme to provide analyte detection specificity. The detection layer 514 can include a working electrode and a reference electrode (not shown) that allow detection of by-products of the oxidase layer 512 so as to quantify the concentration of the desired analyte detected.

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 do not limit the invention in any way, but exemplify embodiments of the 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。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。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。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。   The following is a painless extraction of bodily fluid to measure the glucose concentration of bodily fluids in humans by using a hyperosmotic extraction fluid and comparing this state with an isotonic extraction fluid according to an embodiment of the present invention , A description of the experiment in which the collection and analysis were performed. The body fluid glucose concentration is used as an example to demonstrate feasibility, but other analytes are within the intended scope of the present invention. In addition, multiple analytes can be measured and / or analyzed simultaneously, in parallel, or sequentially, and the results of these multiple measurements can be used in combination with an algorithm to, for example, measure accuracy, precision Degrees or both. As can be appreciated by one skilled in the art, these steps can be automated and performed on the devices described above.

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。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。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。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。   Four sites on the subject's palmar forearm were treated with ultrasound using the device shown in FIG. The ultrasonic transducer and its case were placed on the subject's palmar forearm, and sufficient pressure was applied so that the skin and the transducer exterior were in good contact and no leakage occurred. The area surrounding the transducer was then filled with silica particle coupling medium in sodium dodecyl sulfate and phosphate buffered saline (PBS). Ultrasound was applied for a short time (5-30 seconds), the transducer device was removed from the biological membrane, and the skin was flushed 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。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。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。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。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。薄い透明の蓋606を、3M Polyester 1012(11/8”×11/8”)から作製した。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。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。   FIG. 6 shows the components of the wearable extraction chamber 600. Four extraction chambers were each placed in the subject's sonication site. A thin circular blowing agent chamber 602 was made using the blowing agent MED 5636 Avery Dennison (inner diameter 7/16 ″ × outer diameter 11/8 ″). Using a double-sided adhesive (Adhesive Arcade 8570, 7/16 "inside diameter x 7/8" outside diameter) attached to one side of element 602, blowing agent chamber 602 is coaxial with the biomembrane site to be sonicated Attached to. A double-sided adhesive 604 (Adhesive Arcade 8570, inner diameter 7/16 ″ × outer diameter 7/8 ″) was attached to the other surface of the foaming agent chamber 602 in the coaxial direction. A thin transparent lid 606 was made from 3M Polyester 1012 (11/8 "x 11/8"). After attaching the liquid to the inside of the inner diameter of the foaming agent chamber 602 attached to the biofilm, a thin transparent lid 606 was attached to the foaming agent chamber 602 by the double-sided adhesive 604. The thin transparent lid 606 served as a lid that prevented liquid from leaking out of the extraction chamber and allowed the extraction chamber to be worn for a long time.

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。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。すべての部位で水和液はPBSであった。   Each extraction chamber was alternately filled with 100 μl of extract for 15 minutes and 100 μl of hydration solution for 10-40 minutes. The extract was PBS and the two sites of PBS contained additional sodium chloride so that the total concentration of sodium chloride was 1M. The hydration 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。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(Qg)として報告した。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(Cbg)を得た。QgはCbgに直線的比例すると仮定した。図7はQg対Cbgのグラフを示す。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Qg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Qgより、Cbgとの相関が大幅に強かった。 The solution was collected and analyzed for glucose concentration using high pressure liquid chromatography. The HPLC concentration results were normalized with respect to injection volume and total solution volume and reported as glucose flow rate (Q g ), the mass of glucose that intersects the sonication site per unit area per unit time. Body fluid glucose concentration (C bg ) was obtained by examining capillary blood collected from a finger punctured with a Bayer Glucometer Elite meter. Q g is assumed to be linearly proportional to C bg. Figure 7 shows a graph of Q g vs. C bg. Unexpectedly, the Q g of the sonication site exposed to 1 M sodium chloride was significantly more correlated with C bg than the Q g of the sonication site exposed to 0.15 M sodium chloride. .

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。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。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。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。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。   In accordance with another aspect of the present invention, an apparatus and method for adjusting skin penetration by a feedback system is provided. The apparatus and method are similar to those described above, and additional adjustments of skin penetration can be added. Feedback control as a method of monitoring skin penetration is described in more detail in US Pat. No. 6,099,056, entitled “Methods and Apparatus for Enhancement of Transdermal Transport”, which is incorporated herein by reference in its entirety. In this embodiment, the application of the skin permeation device is terminated when the desired value of the parameter indicative of skin conductivity is obtained. It should be noted that as the discussion proceeds in connection with FIG. 8, the above description can be related to this 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。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。ソース電極は皮膚と直接接触していない。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。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。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。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。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。   Referring to FIG. 8, a flowchart of the method is shown. In step 802, the first or source electrode is in electrical contact with a first region of skin that needs to be permeabilized. The source electrode is not in direct contact with the skin. Instead, it can be electrically connected to the skin via the medium used to propagate the ultrasound. In one embodiment where the ultrasound generating device is used as a skin permeabilization device, the ultrasound transducer and horn used to apply the ultrasound are used as the source electrode through which the electrical first region of the skin is electrically connected. The parameters can be measured and connected to the skin via saline used as an ultrasound medium. In another embodiment, a separate electrode can be attached to the first region of the skin and used as the source electrode. In yet another embodiment, the case of the device used to apply ultrasound to the first area of skin is used as the source electrode. The source electrode can be made of a suitable conductive material such as, for example, metals and conductive polymers.

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。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。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。   Step 804 then electrically connects the second or pair of electrodes to the second region of the skin at another selected location. This second region of skin can be proximate to the first region of skin or can be remote from the first region of skin. The counter electrode can be made from a suitable conductive material such as, for example, metals and conductive polymers.

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。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。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。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。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。別の実施形態では、AC電流源を使用する。電流源を適切に制限することができる。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。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。別の実施形態では、1kHzの電源を使用する。他の周波数の電源を使用することもできる。   When the two electrodes are properly positioned, step 806 measures the initial conductivity between the two electrodes. This is accomplished by applying an electrical signal to the skin patch through the electrodes. In one embodiment, the supplied electrical signal can be strong enough to allow measurement of the skin's electrical parameters, but can cause significant electrical damage to the material being permanently damaged or transported to the skin. It can have a suitably low intensity so that the electrophoretic action is not caused by an electrical signal. In one embodiment, a 10 Hz AC power source is used to create a voltage difference between the source electrode and the counter electrode. The supplied voltage shall not exceed 500 mV, preferably not exceed 100 mV, otherwise there is a risk of damaging the skin. In another embodiment, an AC current source is used. The current source can be appropriately limited. After applying the power supply using an appropriate circuit, an initial conductivity measurement is performed. In one embodiment, a resistance sensor is used to measure the impedance of the skin patch at 10 Hz. In another embodiment, a 1 kHz power supply is used. Other frequency power sources can also be used.

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。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。一実施形態では、超音波を第1の部位で皮膚に適用する。一実施形態によれば、20kHzの周波数および約10W/cm2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。 In step 808, a skin permeabilization device is applied to the skin at the first site. Any suitable device that increases skin permeability can be used. In one embodiment, ultrasound is applied to the skin at the first site. According to one embodiment, ultrasound having a frequency of 20 kHz and an intensity of about 10 W / cm 2 is used to increase the permeability of skin patches used for transdermal transport.

ステップ810では、2つの部位間の導電率を測定する。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。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。   In step 810, the conductivity between the two sites is measured. The conductivity can be measured periodically or can be measured continuously. Perform the monitoring measurement using the same electrode settings used to perform the initial conductivity measurement.

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。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。超音波は、被験者が痛みを報告するまで適用した。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。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。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。   In step 812, mathematical analysis and / or signal processing may be performed on the time variation of the skin conductance data. Experiments were performed on subjects according to the procedure described above using ultrasound as the method of permeabilization. Ultrasound was applied until the subject reported pain. While exposed to ultrasound, the skin conductivity was measured every second. After the conductance data was graphed, the graph resembled a sigmoid curve. The conductance data is as follows in a general sigmoid curve equation.

C=Ci+(Cf−Ci)/(1+eS(t-f*)
式中、
Cは電流、
iはt=0の電流、
fは最終電流、
Sは感度定数、
*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。
C = C i + (C f −C i ) / (1 + e S (tf *) )
Where
C is current,
C i is the current at t = 0,
C f is the final current,
S is a sensitivity constant,
t * represents the exposure time required to achieve the inflection point, and t represents 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。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。   Referring again to FIG. 8, in step 814, a parameter representing the kinetics of the skin conductance change is calculated. These parameters include, among others, skin impedance, skin impedance variation over time, final skin impedance, skin impedance at inflection time, final current, exposure time to achieve inflection time, etc. Is mentioned.

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。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。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。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。   In step 816, the skin permeation device applied in step 808 is terminated when the desired value of the parameter representing skin conductance is achieved. For example, the permeabilization device can be stopped when the skin conductance increases to a certain value. Alternatively, the permeabilization device can be stopped when the rate of change in the value of skin conductance is maximized. Further details of the method for adjusting the skin penetration are disclosed in US Pat.

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。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。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。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 a system and method for continuously monitoring glucose percutaneously is described in conjunction with FIGS. As mentioned above, the term “body fluid” can include blood, intercellular fluid, lymph fluid and / or specimen. A bodily fluid includes, for example, both a complete fluid and its molecular and / or ionic components. Preferred embodiments of the present invention can include analyte-only extraction and measurement.

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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。   FIG. 9 is a diagram of a continuous glucose monitoring system, according to an illustrative embodiment of the invention. In this embodiment, the system includes a sensor assembly that generally includes a sensor body 901 and a backing plate 902 and other components described herein. As shown in FIG. 10, the sensor body can include an electrode on a surface for electrochemically detecting the specimen or a reaction product suggesting the specimen. A heat converter 903 that can be housed in a case having a shape corresponding to the shape of the sensor main body 901 is disposed between the sensor main body 901 and the backing plate 902. An electrochemical sensor such as a hydrogen peroxide sensor can be responsive to changes in temperature. The thermal converter 903 can be used to normalize and report only changes due to changes in the analyte or analyte indicator. An adhesive disk 904 can be attached to the side of the sensor body 901 facing the heat converter 903. An adhesive ring 905 can be attached to the opposite side of the sensor body 901 from the adhesive disk 904. The cut away central portion of the adhesive ring 905 preferably exposes some or all of the sensor components on the sensor body 901. The adhesive ring 905 and the adhesive disk 904 can have a shape corresponding to the shape of the sensor body as shown in FIG. A hydrogel disk 906 can be placed in the cut-out central portion of the adhesive ring 905 proximate to the surface of the sensor body 901. In operation, the sensor assembly can be placed proximate to the permeable region 907 of the user's skin as shown by the dotted line in FIG. The sensor assembly can be attached using a flexible connecting cable 909 to a potentiostat recorder 908 that can include a printed circuit board 911. The connecting cable 909 is preferably attached to the potentiostat recorder 908 using a connector 910 that facilitates removal and attachment of the sensor assembly.

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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。 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。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。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。作用電極1001は、一般にセンサ本体901の中心に配置される。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。   Using the system shown in FIG. 9, continuous monitoring of an analyte such as glucose can be performed as follows. First, an area of the user's skin is made permeable using, for example, the ultrasonic treatment described above. A sensor assembly as shown in FIG. 9 is then attached to the permeable region 907 of the skin so that the hydrogel disk 906 is in fluid communication with the permeable skin. An analyte can be extracted through the permeable region 907 of the user's skin so that it contacts the hydrogel disc 906 of the sensor assembly. For example, an analyte such as glucose can be transported by diffusion into the hydrogel disk 906 where it is contacted with glucose oxidase. Glucose can then be reacted with glucose oxidase in the hydrogel disk 906 to produce gluconic acid and hydrogen peroxide. Next, hydrogen peroxide is transported to the electrode surface of the sensor body 901 where it is oxidized electrochemically. The current generated in this oxidation indicates the percentage of hydrogen peroxide produced in the hydrogel, which is related to the amount of glucose flow through the skin (the rate of glucose flow through certain areas of the skin). The glucose flow rate through the skin is proportional to the concentration of glucose in the user's blood. Thus, the signal from the sensor assembly can be used to continuously monitor the user's blood glucose concentration by continuously displaying the blood glucose concentration on the potentiostat 908 in real time. A detailed view of a preferred embodiment of the sensor body 901 is shown in FIG. The sensor main body 901 includes a main body layer 1007, and leads 1004, 1005 and 1006 are pattern-wired thereon. The lead can be formed, for example, by coating a metal on the main body layer 1007 at a desired position. The working electrode 1001 is generally disposed at the center of the sensor body 901. The working electrode 1001 can include, for example, pure platinum, platinum carbon, glassy carbon, carbon nanotubes, mesoporous platinum, platinum black, palladium, gold, or platinum iridium. The working electrode may be patterned on the lead 1006 so that the working electrode 1001 is in electrical contact with the lead 1006. A counter electrode 1002, preferably comprising carbon, can be disposed around the outer edge of a portion of the working electrode 1001, as shown in FIG. The counter electrode 1002 can be patterned on the lead 1005 so as to be in electrical contact with the lead 1005. A reference electrode 1003, preferably comprising Ag / AgCl, can be placed around the outer edge of another portion of the working electrode 1001, as shown in FIG. Electrodes 1001, 1002, and 1003 can be formed to generally track the layout of the respective wired electrical leads 1006, 1005, 1004 in the sensitive region of the device. Electrodes 1001, 1002, and 1003 can be screen printed onto electrical leads 1006, 1005, 1004, respectively. Screen printing or other methods known in the art can be used to pattern the leads onto the sensor body 901 so as to be electrically connected to an external device or component. For example, the lead can form a 3X connecting pin lead including leads 1004, 1005 and 1006 at the end of the extension region of the sensor body, as shown in FIG. A standard connector can then be used to connect the sensor electrode to an external device or computer.

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。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。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。作用電極と対電極の間の電流を測定する。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。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。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。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。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。   The electrochemical sensor uses the working electrode 1001, the counter electrode 1002, and the reference electrode 1003 to measure the rate at which hydrogen peroxide or glucose is produced in the hydrogel. The electrochemical sensor is preferably operated in potentiostat mode during continuous glucose monitoring. In the potentiostat mode, the potential between the working electrode and the reference electrode of the three-electrode battery is maintained at the current value. The current between the working electrode and the counter electrode is measured. The sensor is maintained in this mode as long as the required battery voltage and current do not exceed the potentiostat current and voltage limits. In operating potentiostat mode, the potential between the working electrode and the reference electrode can be selected to achieve selective electrochemical measurement of a particular analyte or analyte indicator. Other modes of operation can be used to investigate the kinetics and mechanism of working electrode surfaces or electrode reactions occurring in electroanalytical applications. For example, according to the electrochemical cell mode of operation, a current can be passed between the working electrode and the reference electrode while measuring the potential of the working electrode relative to the reference electrode. One skilled in the art will appreciate that the mode of operation of the electrochemical sensor 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。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。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。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。   FIG. 11 shows an exploded detail view of the sensor assembly generally described with respect to FIG. 9 from another angle. A sensor body 901 is shown with respect to the backing plate 902, each side covered with an adhesive disc 904 and an adhesive ring 905. As shown in FIG. 9, the hydrogel disk 906 can be positioned so as to face the user after folding onto the backing plate 902. A standard connector, such as a SLIM / RCPT connector 1301, can be used with a latch that mates with a corresponding connector interface located on the backing plate 902 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。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。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。   The sensor assembly shown in FIGS. 9-11 can be incorporated into any of a number of detection devices. For example, the sensor assembly can be incorporated into the receiver of FIG. 4 for individual and / or continuous glucose monitoring. In addition, the sensor assembly can be connected to a display or computing device by wireless connection or other electrical connection means in addition to 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。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。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。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。   The continuous glucose monitoring described herein can be accomplished without an amount of bodily fluid accumulating in the reservoir before measuring the concentration of the extracted fluid. Continuous glucose monitoring can measure the blood concentration of glucose without relying on fluid accumulation in the sensor device. For example, continuous glucose monitoring minimizes the accumulation of both glucose and hydrogen peroxide in the hydrogel so that the current measured by the electrochemical sensor reflects the glucose flow rate through the permeable region of the skin in real time. To the limit. This advantageously allows continuous real-time transdermal glucose monitoring.

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。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。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。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。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。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。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。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。   According to another aspect of the present invention, the step of hydrating the skin prior to or simultaneously with increasing skin porosity (eg, by applying ultrasound) is performed to provide continuous transcutaneous analyte monitoring. Can be improved. Hydrating the skin before or at the same time as increasing the porosity and before mounting the sensor creates or stabilizes the fluid passage between the skin and the sensor, improves the moisture balance of the sensor-skin contact surface, and By continuing to maintain sufficient moisture in the hydrogel to maintain enzyme activity, sensor performance can be improved. The skin hydration procedure can be performed, for example, by applying a wettable powder to the target skin site. The wettable powder can also be applied in combination with a degreasing agent or a cleaning agent. If both wettable powder and detergent are used, a single solution can be used and applied in a single application. Alternatively, two different solutions can be applied sequentially to apply the detergent and wettable powder. In one aspect, a pad applicator can be used to apply one or both solutions. In another aspect, maintaining contact with the skin by placing the solution within a sonication device or a bellows of another device that can function to maintain contact between the liquid and 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。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。第1の容器に300.00グラムのグリセリン99%USPを加える。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。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。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。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。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。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。   In one embodiment, a glycerin / water prep pad solution can be formulated for skin hydration. The following batch formulation can be used to formulate a glycerin / water prep pad solution. Add 300.00 grams of glycerin 99% USP to the first container. 2.70 grams of Nipagin M (methylparaben), 0.45 grams of Nipasol M (propylparaben), and 30.00 grams of benzyl alcohol NF are dissolved in the second container and added to the first container. The glycerin and benzyl alcohol solution is then mixed in the first container until the solution is clear. 1133.85 grams of deionized water is then added to the solution in the first container and mixed until uniform. 1. Add 50 grams of potassium sorbate NF to the solution in the first container and mix until uniform. Then 1.50 grams of Glydant 2000 is added to the solution in the first container and mixed until uniform. Finally, add 30.00 grams of deionized water to the solution in 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水和させる。   In one embodiment, a 13/16 "prep pad is used. Preferably, the prep pad is composed of 70% polypropylene and 30% cellulose. In one embodiment, the width of the prep pad is 1 1/16. "From 1 to 15/16". In one embodiment, the thickness of the prep pad is 21-29 mils. In another embodiment, the thickness of the prep pad is 26-34 mils. Then, the basis weight of the prep pad is 1.43-1.87 g / yd using ATM # 102, hi another embodiment, the basis weight of the prep pad is 1.72- 2.24 g / yd Preferably, a prep pad is used with a prep pad solution such as the prep pad solution described above to increase the porosity before increasing the porosity. To hydrate.

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。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。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。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。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。   According to another aspect of the present invention, the working electrode 1001 of FIG. 10 can include a surface layer of pure platinum. A working electrode 1001 of pure platinum can be screen printed on the surface of the lead 1006 or otherwise coated. By using pure platinum as the working electrode, the sensitivity of hydrogen peroxide can be increased and the conversion rate can be increased. This is advantageous for continuous transdermal glucose monitoring because the conversion of hydrogen peroxide is preferably fast so that it does not accumulate, and accumulation can cause actual sensor variations and / or enzyme inactivation. Is brought about. In transdermal glucose sensing applications, pure platinum can provide advantages over conventional platinum carbon materials.

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。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。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。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。   One advantage that pure platinum can provide compared to platinum carbon is an increased sensitivity to glucose concentration. FIG. 13 shows the glucose sensitivity of both pure platinum and platinum carbon. As shown by this comparison, the glucose sensitivity of pure platinum is about 2.9 times that of platinum carbon. The size of the glucose sample used to generate the data in FIG. 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。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。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。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。   Another advantage that pure platinum can provide compared to platinum carbon is an increased sensitivity to hydrogen peroxide. FIG. 14 shows the hydrogen peroxide sensitivity of both pure platinum and platinum carbon. Specifically, FIG. 14 shows the current-time of the glucose sensor in response to the addition of hydrogen peroxide (sometimes referred to as “charge” of hydrogen peroxide) using platinum and platinum carbon as the working electrode. Indicates a profile. As shown by this comparison, the hydrogen peroxide sensitivity of pure platinum is about 5 times that of platinum 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。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R2>=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。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。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R2=0.87であったのに対し、白金炭素ではR2=0.71であった。 Another advantage that pure platinum can provide compared to platinum carbon is the high success rate of glucose monitoring. The success rate of glucose monitoring using pure platinum was 83%, while that of platinum carbon was 60% (correlation coefficient as an acceptance criterion was R 2 > = 0.5). R represents the correlation between the conventional whole blood glucose measurement and the blood glucose measurement using the system of FIG. R is calculated by comparing continuous data from the system of FIG. 9 with individual whole blood measurements (taken every 20 minutes). A linear regression analysis is performed on the two data sets to calculate the value of R. The correlation between the sensor signal using pure platinum and the blood glucose concentration was R 2 = 0.87, whereas R 2 = 0.71 for platinum carbon.

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。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。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。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。   In accordance with another aspect of the present invention, a protective interference filter can be provided to reduce and even eliminate the effects of interference from unwanted electrochemical oxidation and / or biological contamination. For example, one form of interference is an unwanted anode signal due to electrochemical oxidation of ascorbic acid, uric acid, and / or acetaminophen, which can all be electrochemically oxidized at the voltage values applied in glucose monitoring. With the generation of Another form of interference involves biological contamination that can occur when species are deposited on the sensor surface, thereby limiting free access to the analyte of the sensor, or stopping the sensor by reacting with the electrodes. To do. Since many of these species can be present in body fluids during glucose monitoring, it is generally advantageous to reduce or eliminate the effects of interfering species through the use of interference filters.

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。(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。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は、ウィスコンシン州、MilwaukeeのAldrich Chemicalから販売されている。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。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。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。   According to an exemplary embodiment of the present invention, the interference filter includes a Nafion film coated on one or more surfaces of the sensor assembly. Other interference filters such as (3-mercaptopropyl) trimethylsilane, acetylated cellulose, electropolymerized membranes such as 1,8-diaminonaphthalene and phenylenediamine, PTFE or other hydrophobic membranes, nylon or other hydrophilic membranes Materials can also be used. Nafion is a biocompatible anionic fluoropolymer that can be coated with a sensor surface as a protective layer against physiological interference and biological contamination, eg, based on hydrophobicity, charge selection and size exclusion. Nafion is available from Aldrich Chemical, Milwaukee, Wisconsin. The Nafion film can be directly coated on at least the surface of the working electrode 1001 of the sensor body 901. Alternatively, the Nafion film can be coated on the outer surface of the sensor assembly, such as the hydrogel layer 906. In general, one or more interference filter layers can be provided between the working electrode surface and other layers or on the outermost surface of the sensor assembly that contacts the user's skin during operation.

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。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。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。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。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。   The Nafion layer can be conveniently coated on the sensor surface using, for example, a micropipette or by dip coating the sensor in an aqueous or organic Nafion solution and then air drying for several hours before use. FIG. 15 shows the effect of Nafion coating on a glucose response sensor in relation to acetaminophen and uric acid interferents. The plot shows the response of the hydrodynamic sensor to 0.294 mM hydrogen peroxide (HP) against acetaminophen (AM) and uric acid (UA) in phosphate buffered saline with a voltage of 0.5 V applied. Show. Ampere currents generated with acetaminophen and uric acid were greatly reduced with Nafion-coated sensors compared to uncoated sensors. Therefore, Nafion can greatly improve the signal ratio of the specimen / interfering substance.

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。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。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。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。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。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。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。   In various embodiments of the invention described herein, hydrogels can be used as part of an analyte monitoring system. Hydrogels constitute an important class of biological materials used in medical and biotechnological applications such as contact lenses, biosensors, artificial implant linings and drug delivery devices. FIGS. 9 and 11 illustrate a preferred hydrogel disk 906 for the sensor assembly. The hydrogel disc 906 can be placed over the sensor body 901 within the cut-out central portion of the adhesive ring 905 of the sensor assembly. A continuous transcutaneous analyte monitoring system can use one or more preferred hydrogel materials as described below. The types of hydrogel materials that can be used in exemplary embodiments of the present invention include, for example, agarose-based hydrogels, polyethylene glycol diacrylate (PEG-DA) -based hydrogels, and vinyl acetate-based hydrogels. The following general description of these gels is an example detailing the methods used to generate and / or characterize 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。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。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。   Agarose-based hydrogels offer advantages for continuous transdermal analyte monitoring. For example, agarose can provide one or more of the following characteristics: good reaction to glucose and hydrogen peroxide due to high water content, high loading of enzymes, good biocompatibility, and excellent penetration Sex and diffusion properties. In addition, agarose hydrogels can provide cleanliness, low cost and / or ease of formulation.

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。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。   Agarose gels are, for example, 0-1 M sodium phosphate or potassium, 0-1 M sodium chloride, 0-1 M potassium chloride, 0-2 M lactic acid, 0-1 M Triton X-100, Tween 80 or lauryl sulfate. It can be formed from 1-20% agarose in a buffer containing a surfactant such as sodium, and other biocompatible ingredients. For example, by immersing a solid hydrogel in a concentrated glucose oxidase solution, instead the concentrated glucose oxidase powder or solution is mixed with the agarose solution in the dissolution stage (15-65 ° C.) and then cooled at a low temperature (below 40 ° C.). By gelling, glucose oxidase can be added to the agarose hydrogel up to 0-20% (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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。   PEG-based hydrogels offer several advantages for continuous transdermal analyte monitoring. Structurally, PEG is highly hydrophilic and exhibits high solvation in aqueous solutions. Preferred solvation of PEG molecules can effectively exclude proteins from the volume of PEG chains, thereby protecting the surface from biological contamination by proteins. An advantage that can be provided by chemically cross-linked PEG-based hydrogels is that their physical and chemical properties can be tuned by changing the molecular weight of the PEG chains and by changing the concentration of the initiator. For example, increasing the molecular weight of the polyethylene oxide backbone increases the network mesh size. By controlling the network density, the release of biologically active molecules such as enzymes can be controlled. Therefore, a hydrogel composed of PEG having a molecular weight of 8000 Dalton has a higher release rate of the encapsulated drug than a hydrogel composed of PEG having a molecular weight of 3.3K. Furthermore, ionic moieties can be incorporated into the hydrogel to provide additional functions such as bioadhesion. For example, hyaluronic acid or polyacrylic acid can be added to the PEG macromer prior to crosslinking to form a bioadhesive hydrogel. In another example, ionic properties can be imparted to the cross-linked hydrogel to provide the molecule with an interaction with the encapsulated drug that slows the release rate of the drug from the matrix.

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ス。   PEG hydrogels used in biosensors can provide one or more of the following features: (a) suitable for long-term exposure to biological fluids without compromising sensor functionality; Biocompatible, non-bio-polluting surface, (b) reservoir for glucose oxidase, (c) matrix that can be incorporated into the ionic moiety to enhance encapsulation of glucose oxidase, (d) changing the molecular weight of the backbone A matrix whose physical and chemical properties (network density, swellability) can be adjusted, and (e) chitosan glyconase, polyacrylic acid, poly (amidoamine), poly (ethyleneimine) and hyaluronic acid, etc. A matrix that can provide bioadhesion by adding ionic additives .

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。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。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。   Vinyl acetate-based hydrogels, such as n-vinyl pyrrolidone / vinyl acetate copolymers, can exhibit characteristics such as transparency, tackiness, non-toxicity, flexibility and / or hydrophobicity. Vinyl acetate-based hydrogels generally have sufficient ability to retain moisture and encapsulate enzymes such as glucose oxidase, biocompatibility, and adherence to the skin, improving the bond between the skin and the sensor. A glucose flow sensor using n-vinyl pyrrolidone / vinyl acetate copolymer as a hydrogel material shows good performance for tracking plasma glucose levels in diabetic patients during a glucose clamp test.

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。   The following examples describe exemplary hydrogels that can be used in transcutaneous analyte monitoring according to embodiments of the present invention.

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。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。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。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。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。   A vinyl acetate based hydrogel for use in glucose monitoring can be formulated as follows. A 1: 1 mixture of n-vinyl pyrrolidone and vinyl acetate can be polymerized by UV light using 0-0.5% Irgacure as the photoinitiator. Nonwoven plastic scrims (such as Delstar product number RB0707-50P) are used to provide mechanical support. The equilibrium moisture content of the hydrogel is, for example, 0-1M sodium or potassium phosphate, 0-1M sodium chloride, 0-1M potassium chloride, 0-2M lactic acid, 0-1M Triton X-100, Tween. 20-95% in an aqueous solution composition containing 80 or a surfactant such as sodium lauryl sulfate and other biocompatible ingredients. Glucose oxidase can be added by immersing a solid hydrogel layer in a concentrated glucose oxidase solution for a period of time.

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。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。   A specific example of a vinyl acetate based hydrogel was made from the following composition. n-Vinylpyrrolidone 15%, vinyl acetate 15%, Irgacure 0.05%, potassium phosphate 0.05M, sodium chloride 0.30M, potassium chloride 0.025M, lactic acid 0.5M, Triton X-100 0.1%, GOx 0.5%, and the remaining ingredients 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。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。試験参加者の患者データを図24に示す。血中グルコース測定値を8時間にわたって収集した。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。超音波処理の間、痛みまたは炎症は報告されなかった。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。   Using a continuous transcutaneous analyte monitoring system according to an exemplary embodiment of the present invention, hypoglycemia (blood glucose <70 mg / dl) with 96% specificity and sensitivity using vinyl acetate hydrogel Predictably at 77%. In the study, 36 glucose flow biosensors (3 per patient) were placed on the skin of 12 adults with type 1 or type 2 diabetes. Patient data of the study participants is shown in FIG. Blood glucose measurements were collected over 8 hours. These measurements included the collection of current versus time data from patients using a continuous transcutaneous analyte monitoring system as described herein. Each patient's blood glucose increased or decreased abruptly at a rate of change twice as large as that normally experienced by diabetics by intravenous administration of insulin or glucose under control. Specifically, the range of blood glucose examined was 35 to 372 mg / dl, the glucose concentration decrease rate was 21 mg / (dl * min), and the glucose concentration increase rate was 11 mg / (dl * min). As a control, blood glucose measurements were collected from an intravenous catheter. A total of 2039 sensor-blood glucose data pairs were generated from 29 data sets. Five of the data sets had large noise as shown in FIG. However, in a general data set, as shown in FIG. 26, for example, noise was below an excessive level. Data sets were analyzed with both individually optimized and independent algorithms and the results are shown in FIGS. 27 and 28, respectively. Individually optimized algorithms were used for the optimal lag time for each data set and baseline for data analysis. An independent algorithm was created from separate glucose clamp tests from which a single lag time value and a single baseline value were found and then used in the algorithm for data analysis. Additional algorithms can also be used to compensate for temperature changes and sensor variations, as described below in conjunction with FIG. The complete data set from the glucose biosensor showed a 90 percent (R = 0.9) correlation with blood glucose measurements taken from the venous catheter over 8 hours. 96 percent of the sensor-blood glucose pairs are in the A + B region of the Clark Error Grid. 77 percent (164 out of 212) hypoglycemic events (BG <70 mg / dL) were successfully predicted. Sonication (using Sonoprep) averaged 15 seconds, and the glucose sensor required an average of 89 +/− 6 minutes to break in. No pain or inflammation was reported during sonication. Therefore, the glucose biosensor was able to reliably predict hypoglycemia (blood glucose level <70 mg / dl) with 96% specificity and 77% sensitivity.

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。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。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。溶液を水で20mLに希釈した。これを溶液Aとした。アガロース粉末0.2gを溶液Aに混合し分散させた。アガロースを水槽内で沸騰するまで加熱し溶解した。これを溶液Bとした。溶液Bを35℃まで冷却した。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。これを溶液Cとした。溶液Cを温めたフラットな金型表面上に流し充填した。金型を室温以下に移し、ゲルを形成した。   An agarose based hydrogel for use in glucose monitoring was formulated as follows. 0.0116 g of sodium chloride, 0.015 g of potassium chloride, 0.0348 g of dipotassium hydrogen phosphate and 0.002 g of Triton X-100 were dissolved in 10 mL of water. The pH of the solution was adjusted to 7.0 using 0.5M hydrochloric acid with the aid of a pH meter. The solution was diluted to 20 mL with water. This was designated as Solution A. 0.2 g of agarose powder was mixed and dispersed in solution A. Agarose was heated and dissolved in a water bath until it boiled. This was designated as Solution B. Solution B was cooled to 35 ° C. 0.01 g of glucose oxidase powder was completely mixed and dissolved in solution B. This was designated as Solution C. Solution C was poured and filled onto a warm flat mold surface. The mold was moved 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。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。   FIG. 12 shows the response of the sensor signal as a function of the glucose concentration of the two agarose hydrogels for a polyethylene oxide polymer and an n-vinyl pyrrolidone / vinyl acetate copolymer. From FIG. 12, it can be seen that the signal response of agarose is good for the polyethylene oxide polymer and the n-vinylpyrrolidone / vinyl acetate copolymer.

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。アガロース粉末0.2gを水に混合し分散させた。アガロースを水槽中で沸騰するまで加熱し溶解した。温めたフラットな金型表面上に、溶液を流し充填した。金型を室温以下に移し、ゲルを形成した。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。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。   An agarose-based hydrogel for use in glucose monitoring can also be formulated as follows. 0.2 g of agarose powder was mixed and dispersed in water. Agarose was heated and dissolved in a water bath until it boiled. The solution was poured and filled onto the warm flat mold surface. The mold was moved below room temperature to form a gel. A solution D was prepared by dissolving 0.01 g of glucose oxidase powder in solution A. The gel was immersed in the solution D for one night or longer so that glucose oxidase was sufficiently added to the gel.

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。   A PEG-diacrylate (PEGDA) hydrogel for use in glucose monitoring was 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。   A 10% (weight / volume (“w / v”)) solution (100 mg / ml) of PEG2K-diacrylate, PEG3.4K-diacrylate and PEG8K-diacrylate (SunBio, Korea) was added to 0.01M phosphate buffered physiology. Prepared in saline (PBS), pH 7.4 (ultrapure, Spectrum Chemicals, Gardena, Calif.) All solutions contained Irgacure 2959 (Ciba Specialty Chemicals, Tarrytown, NY) as a photoinitiator ur concentration. The effect of the concentration of the photoinitiator on the gel strength was measured by changing the weight of the polymer molecule (2K, 3.4K, 8K), and the molecular weight on the strength of the gel network. Effect was determined. Symbol "PEG2K] As used 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。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。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。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。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。ポリマー溶液を含むガラスアセンブリを15〜20mW/cm2の強度でUV Blak−Rayランプ下に置き、5〜30分間、光架橋した。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。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。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。 100 mg of dried polymer was placed in a scintillation vial and weighed. 900 μl of phosphate buffered saline (PBS) containing 500 ppm Irgacure 2959 was added to the vial and the final weight of the solution was recorded. The vial was sealed and the vial was gently rotated to dissolve the PEGDA. The gel solution was drawn out (in the dark) and stored for 5 minutes to make it uniform. 900 μl of the gel solution was placed between two glass plates (250 μ spacer) and fixed with a clamp. The glass assembly containing the polymer solution was placed under a UV Black-Ray lamp at an intensity of 15-20 mW / cm 2 and photocrosslinked for 5-30 minutes. The gel was carefully removed from the glass and weighed before being transferred to 10 ml PBS in a plastic petri dish. After removal from the glass plate, the hydrogel was placed in about 10 ml of PBS. The hydrogel was then quantitatively evaluated for bulk gel properties such as brittleness, gel strength and light yellowing as a function of molecular weight and initiator concentration.

以下の手順を使用して、ゲルの平衡水和を測定した。硬化が完了した後、ゲルの重量を測定した。Kim−wipeで穏やかに拭いた後、ゲルの初期重量を測定した。ゲルを含むペトリ皿にPBS10mlを加えた。ペトリ皿をオービタルシェーカー上に置いた。緩衝液は所定の時間間隔で取り替えた。回収した緩衝液は残留Irgacureを分析するために保存した。時間間隔ごとに、ゲルをKim Wipeで拭き取り、重量を測定した。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。   The following procedure was used to measure the equilibrium hydration of the gel. After curing was complete, the weight of the gel was measured. After gently wiping with Kim-wipe, the initial weight of the gel was measured. 10 ml of PBS was added to the Petri dish containing the gel. The Petri dish was placed on an orbital shaker. The buffer was changed at predetermined time intervals. The recovered buffer was saved for analysis of residual Irgacure. At each time interval, the gel was wiped with Kim Wipe and weighed. The percent swelling (% hydration) was calculated by the change in overall weight compared to the initial weight of the gel.

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。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。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。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。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。   By qualitative evaluation, the gel changed in gel strength in the following order (strongest gel to weakest gel): PEG8K> PEG3.4K> PEG2K. Gel strength was confirmed by flexibility, ease of handling and brittleness. It was also shown that the gel strength changes with the concentration of the photoinitiator, and the higher the concentration, the harder and brittle hydrogel was obtained. In the hydrogel, yellowing due to light with the Irgacure photoinitiator was observed in the following order (from the largest to the smallest yellowing due to light): 5000 ppm> 2500 ppm> 1500 ppm> 500 ppm. The highest gel strength was obtained when the photoinitiator concentration was 500 ppm and the molecular weight of PEGDA was 8K.

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。まず、ゲルの残留Irgacure 2959を調べた。次にグルコースオキシダーゼ溶液を調合した。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。ゲル中のグルコースオキシダーゼ濃度を測定した。最後に、ゲルの生物活性を測定した。これらのステップを以下で詳細に説明する。   The following procedure was performed to incorporate glucose oxidase (GOx) into the gel. First, the residual Irgacure 2959 of the gel was examined. Next, a glucose oxidase solution was prepared. Glucose oxidase was then added to the PEGDA hydrogel. The glucose oxidase concentration in the gel was measured. Finally, the biological activity of the gel was measured. 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。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。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。   The hydrogel was washed twice with buffer until there was no detectable residual Irgacure extracted from the hydrogel. The wash was scanned with 200-400 nm UV-Vis to confirm the presence of Irgacure 2959. Irgacure was determined to be undetectable at an absorbance of less than 0.010 (corresponding to 0.13 ppm) at 280 nm, compared to a 25 ppm Irgacur solution having an absorbance of 1.8 at 280 nm.

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。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。溶液は4℃で保管した。   LPT buffer was formulated by mixing 5% w / v glucose oxidase with 0.25M lactic acid and 0.05% Triton X-100 in PBS solution. This was achieved by adding 0.5 grams of GOx to a total volume of 10 ml of a stock solution consisting of 0.25 M lactic acid and 0.05% Triton X-100 dissolved in PBS. . The solution was stored at 4 ° C.

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。ゲルを4℃で一晩以上、7日間を超えずに浸漬させた。   PEGDA hydrogels composed of various PEG molecular weights (2K, 3.4K, 8K) were immersed in a glucose oxidase solution. The gel was soaked overnight at 4 ° C. for no more than 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。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。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。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。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。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。BioRad Laboratories社のカタログ、Bradford Assayを参照。標準曲線に0.999の直線的相関関係が得られた。ヒドロゲルへのGOxの組み込みは、以下の方法で測定した。(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。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。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。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。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。ゲル中の濃度は約0.6%である。   Glucose oxidase concentration was measured by Bradford Assay, a commonly used method for determining the concentration of solubilized protein. This method involves adding an acidic blue dye (Coomassie Brilliant Blue G-250) to the protein solution. This dye mainly binds to basic and aromatic amino acid residues, especially arginine, and the maximum absorbance changes from 465 nm to 595 nm upon complete dye-protein binding. The molar extinction coefficient of the dye-protein complex has been determined to be constant beyond the 10-fold concentration range. Thus, Beer-Lambert's Law can be used to accurately determine protein concentration. A standard curve of glucose oxidase solution at concentrations of 0.125%, 0.25%, 0.375%, 0.5% and 2.5% w / v is the standard curve and standard Bradford protein. Obtained by UV-Vis spectrophotometer at 595 nm after treatment with assay dye method. See BioRad Laboratories catalog, Bradford Assay. A linear correlation of 0.999 was obtained for the standard curve. Incorporation of GOx into the hydrogel was measured by the following method. (A) Immerse the gel pieces in 4 ml of LPT solution containing 1 ml of protein assay dye concentrate, (b) place the hydrogel pieces soaked in GOx and then stained (Coomassie dye) between two glass cuvettes, (c ) The reference cell used was a hydrogel stained without being immersed in GOx, (d) the gel was scanned at 400-800 nm, and (e) the concentration of GOx incorporated in the hydrogel was determined as Beer-Lambert's Law: Calculation was made using A = εbc. Where A = absorbance, ε = molar absorbance coefficient, b = optical path length, and c = analyte concentration. The concentration of glucose oxidase incorporated into PEG hydrogels with molecular weights of 2K, 3.4K and 8K was determined. FIG. 18 (a) is a UV-Vis spectrum of a standard glucose oxidase solution. FIG. 18 (b) is a UV-Vis spectrum of glucose oxidase bound to Coomassie. The 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。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。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。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。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。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。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)。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。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。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。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。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。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。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)。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。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。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。   An electrochemical sensor was used to examine the enzymatic activity of GOx incorporated into the hydrogel. Prior to placement on the sensor, the PEGDA hydrogel was cut to the diameter of the sensor surface and washed for a while in LPT to remove residual GOx on the surface. PBS glucose solutions (0.25 and 0.50 mg / dl) were used as standard test solutions and PBS hydrogen peroxide solutions (20 and 55 μM) were used as positive controls. Hydrogen peroxide, the reaction product of glucose and GOx, generated a measured current that was recorded by a potentiostat connected to the sensor. Thus, a positive sensor signal in response to glucose addition (addition of glucose) indicates that the incorporated enzyme is biologically active, while in response to hydrogen peroxide addition (addition of hydrogen peroxide). A positive sensor signal indicates that the electrochemical sensor is functioning. PEGDA hydrogels incorporating GOx were tested for peak signal strength and baseline stability. In these studies, all hydrogels (2K, 3.4K, 8K) contained bioactive GOx, indicating that 2K and 3.4K are advantageous with respect to signal strength and baseline stability (FIGS. 19-19). 20). FIG. 19 shows the signal response to glucose of PEG gels of various molecular weights supplemented with glucose oxidase. FIG. 19 shows that the PEG gel contains bioactive GOx and that 2K and 3.4K molecular weight PEG hydrogels are advantageous with respect to signal strength and baseline stability. FIG. 20 shows the signal response to glucose for PEG3.4K-diacrylate hydrogels with various concentrations of GOx added to the gel, as well as GOx immobilized on the sensor surface. The label “n” in FIGS. 19-20 corresponds to the number of data sets collected for each test condition. FIG. 21 shows raw potentiometer signal data obtained from a PEGDA hydrogel with GOx incorporated into the gel formulation prior to photocrosslinking. In the data of FIG. 21, the 400 μm thick hydrogel has a pronounced non-Gaussian peak shape and tailing for the 200 μm gel, indicating that glucose and hydrogen peroxide are slowly diffusing into the hydrogel. Show. FIG. 22 shows the change in signal between hydrogels pre-soaked with GOx and pre-incorporated or pre-added hydrogels at various gel thicknesses and gel compositions (PEGDA-nVP, PEGDA ). The various gels tested include PEGDA hydrogels of various thicknesses (200 μm, 400 μm) and 200 μm PEGDA-nVP. The data in FIG. 22 shows that GOx incorporated into the hydrogel is bioactive. Baseline stability was acceptable for all formulations and the signal was not compromised.

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。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。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。   The following description shows an ex vivo glucose test performed on a diabetic patient using a PEGDA hydrogel supplemented with GOx with a complete sensor assembly. Non-Patent Document 1 describes an ultrasonic skin permeation method, a sensing mechanism, a sensor configuration, and a protocol in clinical trials. In this clinical trial, PEGDA3.4K was used as a hydrogel and pure platinum was used 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。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。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(R2=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。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 glucose sensor function using PEGDA hydrogel is shown in FIGS. FIG. 23 (a) shows an example of a sensor signal (nA) that continuously responds to changes in blood glucose (BG) values in a 7 hour glucose clamp clinical trial. The corresponding nA-BG correlation graph shown in FIG. 23b is Perason's correlation coefficient R = 0.9476 (R 2 = 0.8979), indicating that the BG value monitoring function of the sensor is excellent. The use of PEGDA hydrogels with GOx enabled continuous transdermal glucose monitoring success.

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。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。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。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。   PEG-diacrylate-n-vinylpyrrolidone-GOx hydrogel (PEGDA-NVP) used for glucose monitoring was formulated according to the following procedure. PEGDA-NVP is slightly cationic and maintains GOx through ionic interactions. Incorporating GOx into the hydrogel prior to photocrosslinking also contributes to physical encapsulation of GOx in the matrix. PEGDa-NVP hydrogel was formulated and characterized according to the following procedure.

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。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。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。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。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。ポリマー溶液を含むガラスアセンブリを15〜20mW/cm2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。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。 A dry polymer 100 mg was placed in a tared scintillation vial and the weight was measured. 500 μl PBS containing 1000 ppm Irgacure 2959, 250 μl PBS containing 20% GOx, 150 μl 2% n-vinylpyrrolidone (“n-VP”) was added to the vial and the final weight of the solution was recorded. The vial was sealed and the vial was gently rotated to dissolve the PEGDA. The gel solution was drawn out (in the dark) and stored for 5 minutes to make it uniform. 900 μl of gel solution was placed between two glass plates (200 μ spacer) and fixed with a clamp. The glass assembly containing the polymer solution was placed under a UV Black-Ray lamp at an intensity of 15-20 mW / cm 2 and allowed to cure for 5 minutes. The gel was carefully removed from the glass and weighed before being transferred to 10 ml LPT in a plastic petri dish.

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。ヒドロゲルの水分含有量は約90%であった。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。ヒドロゲルは水和後もその黄色(GOxによる)を維持した。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。   The 200 micron hydrogel was transparent, easy to handle, flexible, and high gel strength was obtained by qualitative evaluation. The water content of the hydrogel was about 90%. GOx is incorporated into the hydrogel prior to crosslinking to form a semi-interpenetrating network. The hydrogel maintained its yellow color (according to GOx) after hydration. This indicates a high maintenance of the 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。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。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。   The biological activity of the incorporated enzyme was measured with a potentiometer. In this experiment, glucose oxidase incorporated into a PEG diacrylate-n-vinylpyrrolidone hydrogel was shown to be bioactive and chemically compatible with the hydrogel transport system. The data in FIGS. 21-22 show that GOx incorporated within the hydrogel is bioactive and functional.

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。PEGDA−PEIは陽イオン性ヒドロゲルである。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。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。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。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。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。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。   A PEG-diacrylate / polyethyleneimine (PEGDA-PEI) hydrogel used for glucose monitoring can be formulated according to the following procedure. PEGDA-PEI is a cationic hydrogel. Polyethyleneimine (branched or dendritic, Sigma Chemicals) can be incorporated into PEG diacrylate hydrogels to provide cationic properties. Cationic hydrogels can ionic interact with slightly anionic glucose oxidase, providing a reservoir for controlled release of the enzyme. Photocrosslinking a solution composed of 0.3-0.5% PEI, 10% PEGDA, 500 ppm Irgacure 2959 and 5% glucose oxidase with BlakeRay UV light as described in the section above. Can do. By incorporating highly cationic PEI, a highly binding substrate for GOx can be formed, enhancing the maintenance of the enzyme in the matrix. Furthermore, the function of bioadhesion to the skin can be added due to the highly cationic nature of the hydrogel. Other cationic bioadhesive polymers that can be incorporated into PEGDA hydrogels are chitosan, polyamidoamine, poly (n-vinylpyrrolidone), 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。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。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。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。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。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。エラー訂正法を以下で説明する。   According to another aspect of the invention, an error correction method can be used to correct sensor variations in blood glucose values measured as a function of time. FIG. 16 shows a Clark Error Grid that does not use an error correction method to correct sensor variations. The data in FIG. 16 was obtained from 10 ex vivo studies conducted on diabetic patients in clinical trials. Different data labels indicate data from different patients. FIG. 17 shows the Clark Error Grid after using an error correction method to correct sensor variations. The data in FIG. 17 was obtained from 10 ex vivo studies conducted on diabetic patients in clinical trials. The 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。   The sensor signal Y as a function of time is related to the sensor sensitivity m, the blood glucose value X, and the constant offset value b according to the following linear relationship:

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:
X(t)=(Y−b)/m、および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。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:
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:
D(t)=c*t3+d*t2+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。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。
Y = mX (t) + b
The above equation can be rearranged and blood glucose levels can be conveniently predicted using a single point-in-time calibration protocol as follows:
X (t) = (Y−b) / m and m = (Yc−b) / Xrc (t)
The value of the sensor sensitivity m can be obtained from each ex vivo test using the sensor current reading Yc at the time of sensor calibration and the standard reference blood glucose value Xrc (t). When the subsequent blood glucose value X (t) is compared with the corresponding standard reference blood glucose value Xr (t), it is clear that the variation factor D (t) at various time points can be calculated:
D (t) = Xr (t) / X (t)
By graphing D (t) vs. time t from a number of successful ex vivo tests, the best combination of graphs of D (t) vs. t is a cubic polynomial function that can be expressed as:
D (t) = c * t 3 + d * t 2 + e * t + f
Where c, d, e, f are numerical coefficients calculated to obtain the best combination of D (t) vs. t data in the third order polynomial. However, the use of third order polynomials is exemplary, and other methods of representing variation factors, such as an algorithm that fits variation data to an exponential function or uses a direct look-up table method can be used.

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:
Xp(t)=X(t)*D(t)=X(t)*(c*t3+d*t2+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。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。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。
To predict a blood glucose value Xp (t) that corrects for variations at time t, you can simply multiply X (t) by D (t) as follows:
Xp (t) = X (t) * D (t) = X (t) * (c * t 3 + d * t 2 + e * t + f)
This equation represents an error correction method, and its usefulness can be understood by comparing the Clark Error Grid when applied (FIG. 17) to when the algorithm is not applied (FIG. 16). The negative bias and wide variance of the data pairs in FIG. 16 were effectively corrected, resulting in all data points entering clinically relevant A and B regions within the Clark Error Grid, as shown in FIG. . This error correction method can be applied to data generated using a continuous transcutaneous analyte monitoring system, according to an exemplary embodiment of the present invention.

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。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。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。   Other embodiments and uses of the invention will be apparent to those skilled in the art from consideration of the specification and practice of the invention disclosed herein. All references cited herein, including all US and foreign patents and patent applications, are hereby incorporated by reference in detail and in full. The specification and examples are illustrative only, with the true scope and spirit of the invention being indicated 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。2 is a flowchart illustrating a method for non-invasively sampling body fluid, in accordance with one embodiment of the present invention. 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。FIG. 3 shows a device for applying ultrasound to a biological membrane under control to increase the permeability of the biological membrane, according to one embodiment of the present invention. 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。FIG. 5 shows components that estimate the concentration of a specimen by individually extracting and measuring body fluids according to one embodiment of the present invention. 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。FIG. 6 shows components that estimate the concentration of an analyte by continuously extracting and measuring bodily fluids according to one embodiment of the present invention. 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。FIG. 4 illustrates a method for periodically monitoring a specimen by performing periodic osmotic extraction of body fluids according to one embodiment of the present invention. 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。FIG. 3 shows components of a wearable extraction chamber according to an embodiment of the present invention. 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。4 is a graph showing blood glucose concentration versus glucose flow according to one embodiment of the invention. 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。4 is a flowchart illustrating a method for increasing transcutaneous transport in a controlled manner, in accordance with one embodiment of the present invention. 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。FIG. 2 shows an apparatus for continuously performing transcutaneous analyte monitoring according to one embodiment of the present invention. 図9に示すセンサ本体を第1の視点から見た図である。It is the figure which looked at the sensor main part shown in Drawing 9 from the 1st viewpoint. 図9に示す装置を第2の視点から見た図である。It is the figure which looked at the apparatus shown in FIG. 9 from the 2nd 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。FIG. 6 shows glucose concentration versus signal response with various 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。It is a figure which shows the glucose concentration with respect to a signal reaction which uses pure platinum and platinum carbon as a working electrode. 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。FIG. 5 shows a current-time profile of a glucose sensor that reacts to the addition of hydrogen peroxide using platinum and platinum carbon as working electrodes. 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。FIG. 6 shows the sensor response of hydrogen peroxide to acetaminophen (AM) and hydrogen peroxide to uric acid (UA) with a sensor with or without a Nafion interference filter. 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。FIG. 5 is a diagram illustrating a Clark Error Grid without applying an error correction method according to an exemplary embodiment of the present invention. 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。FIG. 5 is a diagram illustrating a Clark Error Grid after applying an error correction method according to an embodiment of the present invention. 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 is a figure which shows the absorption spectrum of the standard glucose oxidase solution before and after incorporating in a 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 is a figure which shows the absorption spectrum of the standard glucose oxidase solution before and after incorporating in a 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PEG gels with various molecular weights supplemented 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 figure which shows the signal reaction of glucose of the PEG gel of various molecular weight which added 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。FIG. 5 shows glucose signal response of 3.4K PEG hydrogels with various concentrations of GOx added. 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。FIG. 4 shows raw data of potentiometer signals obtained from PEGDA hydrogels with GOx incorporated into the gel formulation before photocrosslinking. 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)。FIG. 6 shows the change in signal between a hydrogel pre-soaked with GOx at various thicknesses and compositions and a hydrogel pre-incorporated with GOx (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。FIG. 4 illustrates time for blood glucose utilizing an embodiment of a system for continuously monitoring a specimen percutaneously. 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。FIG. 4 is a diagram showing a correlation graph of blood glucose with respect to nanoampere electrode signals in the embodiment of the present invention. 臨床試験の参加者の患者データを示す図である。It is a figure which shows the patient data of the participant of a 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 figure which shows the data set with a noise 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。FIG. 6 shows 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。FIG. 4 shows a Clark Error Grid of sensor data from a clinical trial, according to one embodiment of the present invention. 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。FIG. 6 shows a Clark Error Grid of sensor data from a clinical trial according to another embodiment of the present invention.

Claims (17)

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、
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、
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、
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、
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。
A sensor assembly for a transcutaneous analyte monitoring system comprising:
A polyethylene glycol diacrylate macromer-based hydrogel that contacts a patient's permeable skin and is adapted to receive an analyte through the skin, the polyethylene glycol diacrylate macromer having a molecular weight of 2000-8000 daltons And is crosslinked in the presence of an enzyme to form a network of crosslinked macromers that encapsulate at least a portion of the enzyme,
An electrode assembly comprising at least a first electrode and a second electrode, wherein the first electrode and the second electrode are disposed adjacent to each other on the surface of the sensor body and are adjacent to the hydrogel. An electrode assembly positioned with
In operation, the electrode assembly is positioned adjacent to the patient's permeable skin so that the enzyme continuously reacts with the analyte received through the patient's skin;
A sensor assembly, wherein an electrical signal correlated with the value of the analyte is detected by the electrode assembly.
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 according to claim 1, wherein the value of the specimen is a flow rate of the specimen through the biological membrane. 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 according to claim 1, wherein the value of the specimen is a concentration of the specimen in a body fluid of a patient. 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 supporting the electrode assembly and the hydrogel . 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. 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 according to claim 5, wherein the hydrogel comprises glucose oxidase. 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。 The sensor assembly according to claim 1 , wherein glucose oxidase having a concentration of 1 to 10% is added to the hydrogel. 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 about 34,000. 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. 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 according to claim 1, wherein the hydrogel is pre-immersed in glucose oxidase. 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 according to claim 1, wherein the hydrogel is pre-added with glucose oxidase. 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、
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、
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、
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。
The medium is positioned with respect to the biological membrane such that the medium can receive an analyte from the biological membrane, the medium comprising a polyethylene glycol diacrylate macromer-based hydrogel, the hydrogel being cross-linked in the presence of an enzyme and at least An electrode assembly is connected to the hydrogel formed from a polyethylene glycol diacrylate macromer having a molecular weight of 2000-8000 daltons, a network of cross-linked macromers encapsulating a portion of the enzyme;
Continuously reacting the analyte with the hydrogel ;
Detecting an electrical signal at the electrode assembly;
A method for monitoring an analyte, wherein the electrical signal correlates in real time with an analyte value.
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 , further comprising pre-treating the biological membrane to increase the permeability of the biological membrane. 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。 14. The method of claim 13 , wherein the pre-processing step applies low frequency ultrasound to the biological membrane. 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。 13. The method according to claim 12 , wherein glucose oxidase having a concentration of 1 to 10% is added to the hydrogel. 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。 13. The method of claim 12 , wherein the macromer has a molecular weight of about 3,400. 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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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101792610B1 (en) 2016-05-16 2017-11-01 연세대학교 원주산학협력단 Bioelectrical signal measurement using conductive hydrogel

Families Citing this family (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100518641C (en) * 2005-01-19 2009-07-29 希森美康株式会社 Analyzer and cartridge for extracting analyte
RU2008130870A (en) * 2005-12-27 2010-02-10 Байер Хэлткэр Ллк (Us) ELECTROCHEMICAL SENSOR SYSTEM USING SUBSTRATE C, AT LEAST, ONE HOLE, AND METHOD FOR PRODUCING IT
RU2444980C2 (en) * 2007-03-07 2012-03-20 Эко Терапьютикс, Инк. Transdermal system of analite monitoring and methods of analite detection
CN102105103B (en) 2008-07-31 2015-09-09 希森美康株式会社 The in vivo assay method of composition, for the data processing method of in vivo composition measurement, in vivo component measuring device and collecting part
JP5470010B2 (en) * 2008-12-22 2014-04-16 シスメックス株式会社 In vivo component measuring method and in vivo component measuring apparatus
US20110105952A1 (en) * 2009-10-30 2011-05-05 Seventh Sense Biosystems, Inc. Relatively small devices applied to the skin, modular systems, and methods of use thereof
US9295417B2 (en) 2011-04-29 2016-03-29 Seventh Sense Biosystems, Inc. Systems and methods for collecting fluid from a subject
WO2012018486A2 (en) 2010-07-26 2012-02-09 Seventh Sense Biosystems, Inc. Rapid delivery and/or receiving of fluids
JP5406646B2 (en) 2009-09-16 2014-02-05 シスメックス株式会社 Tissue fluid collection kit and tissue fluid collection sheet used for tissue fluid collection method
US20120039809A1 (en) 2010-08-13 2012-02-16 Seventh Sense Biosystems, Inc. Systems and techniques for monitoring subjects
US20130158468A1 (en) 2011-12-19 2013-06-20 Seventh Sense Biosystems, Inc. Delivering and/or receiving material with respect to a subject surface
AU2012249692A1 (en) 2011-04-29 2013-11-14 Seventh Sense Biosystems, Inc. Delivering and/or receiving fluids
CN103874461B (en) 2011-04-29 2017-05-10 第七感生物系统有限公司 Devices for collection and/or manipulation of blood spots or other bodily fluids
KR20170099739A (en) 2016-02-23 2017-09-01 노을 주식회사 Contact-type staining-assist patch, manufacturing method thereof and staining method using the patch
US10371610B2 (en) 2016-02-23 2019-08-06 Noul Co., Ltd. Contact-type patch, staining method using the same, and manufacturing method thereof

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DK115989D0 (en) * 1989-03-09 1989-03-09 Nordisk Gentofte METHOD AND METHOD FOR MEASURING A LIQUID COMPONENT
US5593852A (en) * 1993-12-02 1997-01-14 Heller; Adam Subcutaneous glucose electrode
ATE210731T1 (en) * 1992-10-01 2001-12-15 Au Membrane & Biotech Res Inst IMPROVED SENSOR MEMBRANES
US5735273A (en) * 1995-09-12 1998-04-07 Cygnus, Inc. Chemical signal-impermeable mask
ATE304175T1 (en) * 1998-07-03 2005-09-15 Precisense As BIODEGRADABLE OPTICAL SENSOR FOR IN SITU MEASUREMENT OF ANALYTES
DK1102559T3 (en) * 1998-09-30 2003-09-29 Cygnus Therapeutic Systems Method and apparatus for predicting physiological values
JP2002542498A (en) * 1999-04-22 2002-12-10 シグナス, インコーポレイテッド Methods and devices for removing interfering species
DE60027578T2 (en) * 1999-07-16 2007-01-25 WM. Marsh Rice University, Houston Method of detecting bioanalytes using metallic nanoshells
WO2001057241A2 (en) * 2000-02-01 2001-08-09 Spectrx, Inc. Cast analyte diffusion-limiting membranes using photopolymerizable hydrophylic monomers
AU781149B2 (en) * 2000-03-17 2005-05-05 Echo Therapeutics, Inc. System, method, and device for non-invasive body fluid sampling and analysis
GB0025147D0 (en) * 2000-10-13 2000-11-29 Torsana Diabetes Diagnostics A Optical sensor for in situ measurement of analytes
US6875613B2 (en) * 2001-06-12 2005-04-05 Lifescan, Inc. Biological fluid constituent sampling and measurement devices and methods

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101792610B1 (en) 2016-05-16 2017-11-01 연세대학교 원주산학협력단 Bioelectrical signal measurement using conductive hydrogel

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