JP6321540B2 - 気密密閉された筐体を備える埋め込み型分析物センサおよび該センサを製造する方法 - Google Patents

Description

発明の分野
本発明は、概して、血中溶質レベルのインビボ検出および測定のためのセンサに関し、より具体的には、無線遠隔測定による組織グルコース濃度の長期モニタリングが可能な気密密閉された埋め込み型センサおよびその使用方法に関する。

背景情報
糖尿病は、著しい死亡率、衰弱合併症、社会への大きな経済的影響、および甚大な人材の浪費を引き起こす大きな健康問題である。前向きな糖尿病コントロールと合併症に関する臨床試験（Ｄｉａｂｅｔｅｓ Ｃｏｎｔｒｏｌ ａｎｄ Ｃｏｍｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ Ｔｒｉａｌ）の結果は、血中グルコース管理の改善により糖尿病の合併症が著しく減少され得ることを示している。グルコース管理の改善を達成することは、糖尿病に罹患したほとんどの人々にとって問題であるが、血中グルコースを測定するための最も一般的な手段が、糖尿病に罹患した多くの人々にとって不便で受け入れられない方法である「指を穿刺する」方法による採血を伴うため、血中グルコース動態を追跡するのに十分な頻度で行われることは稀である。

現在、連続的なグルコースのモニタリングは、短期用の経皮グルコースセンサを用いて行うことができるが、この方法はある欠陥を有する。これらのセンサは、針導入器を用いて皮膚下に検知要素を挿入し、デバイスの残りの部分が身体の外に出た状態となる。そのようなシステムは、交換されるまでに３〜１０日間所定の場所に留まる場合がある。それらの性能は、インプラントの挿入および存在の結果として組織内で生じる変化の影響を受ける可能性があり、グルコース信号の不安定性につながり得るため、使用中に定期的なセンサの再較正のために指穿刺グルコースアッセイが必要である。したがって、そのようなセンサは、グルコース測定の一次標準として食品医薬品局（Ｆｏｏｄ ａｎｄ Ｄｒｕｇ Ａｄｍｉｎｉｓｔｒａｔｉｏｎ）によって認可されておらず、切迫した低血糖エピソードをユーザに警告する目的でこれを完全に頼りにすることはできない。

医療デバイスの規制および性能要件を満たし、同時にユーザにも広く受け入れられる商業的に実現可能な埋め込み型センサの設計には、多くの技術面での課題が存在する。第一に、それは、安全で、さらに正確かつ信頼性がなければならない。長期適用に関するユーザの受容性を最適化するために、埋め込み型センサはまた、小型で完全に体内に収容されるべきである：すなわち、皮膚を通って延在する目障りで不快な、潜在的な感染源であるいずれのワイヤまたは他の構造も必要とするべきではない。センサの一部が体と物理的に接触する場合、生体適合性材料が使用されなければならない。専門的な電極励起および信号処理技術と並んでマイクロエレクトロニクス産業で開発された製造技術は、これらの問題の多くを解決する可能性を提供するが、電極および関連構造に伴う不良および不正確性が問題となっている。具体的には、信号劣化、短絡、および他の不良を防止する気密シールを可能にする様式で、電極および電極が接続される導電性構造を設計および装着する際に、問題が生じている。

広いユーザグループに受け入れられるために、対象におけるグルコースレベルを連続的にモニタリングし、グルコースデータを正確に処理し、データを体外の外部受信機に安定して送信することができる無線遠隔測定システムを有する、長期完全埋め込み型のグルコースセンサの必要性が存在する。そのようなデバイスおよびデバイスによって提供されるデータは、血中グルコース管理の改善の達成を補助するための多くの方法に使用することができる。デバイスは、治療薬の投与を指示するか、低血糖の警告を行うか、食事改善および運動を指導するか、または人工膵臓のためのインプットとして作用することができる。デバイスはまた、薬物、移植、膵島置換もしくは保存、または幹細胞等の他の治療形態と合わせて使用することもできる。ユーザから最適に受け入れられるために、センサは、快適で目立たない皮下への埋め込みに好適なサイズおよび形状であるべきであり、少なくとも数ヶ月〜１年またはそれより長く機能するべきであり、局所麻酔のみを必要とする単純な外来手技によって埋め込み可能であり、データ源として使用するのに便利であり、重大な悪影響のリスクがなく（例えば、生体適合性であり、問題を生じるようには免疫原性でない）、頻繁な再較正を必要としない。

本発明は、分析物レベルのインビボ検出および測定のための埋め込み型センサを提供し、これはグルコースレベルをモニタリングするのに非常に好適である。このセンサは、固形組織およびゲル様組織の両方における埋め込みに非常に好適である。該センサは、無線遠隔測定によるほぼ連続的または半連続的なグルコースレベルの長期モニタリングを可能にし、センサによって行われる測定は、組織の微小血管系の構造または状態における特定の短期および長期の変化もしくは変動による影響を受け得ない。

本発明の埋め込み型グルコースセンサは、快適で目立たない皮下への埋め込みに好適な全体的なサイズおよび形状を有する筐体を備え、センサは、全身麻酔を必要としない単純な外来手技によって埋め込み可能であり、データ源として使用するのに便利であり、重大な悪影響のリスクがなく（例えば、生体適合性であり、問題となる程度まで免疫原性ではない）、頻繁な再較正を必要としない。センサは、埋め込まれると、少なくとも数ヶ月〜１年またはそれより長く動作することができる。

具体的には、センサは、ａ）快適で目立たない皮下への埋め込みに好適な全体的なサイズおよび形状を有する生体適合性の気密密閉された筐体と、ｂ）分析物の検出のための少なくとも１つの検出器を備える検出器アレイであって、少なくとも１つの検出器が、関連する膜層をさらに備える、検出器アレイと、ｃ）電池等の電源と、ｄ）検出器信号を正確に処理するための機能を備え、検出器アレイに動作可能に接続された回路と、ｅ）センサが皮下に埋め込まれたときに、処理された検出器信号を体外の受信機に中継するためにセンサの外部へと安定して伝達するための手段を備える遠隔測定送信ポータルとを備える。実施形態において、特定の要素ｃ）およびｄ）は、筐体の内部に配置され、ｂ）およびｅ）の一方または両方は、筐体上に配置されてもよいか、またはそれらが接合して筐体の一部を効果的に形成するように配置されてもよい。センサ筐体の材料自体が遠隔測定信号に対して十分に透過性または導電性であり得る実施形態において、遠隔測定送信ポータルは、筐体の一部であってもよいか、または筐体全体を構成してもよい。例示的な実施形態において、膜層は、標的分析物（例えば、グルコース）と酸素との反応を触媒するために、グルコースオキシダーゼ（ＧＯ）等の固定化酵素の供給源を含んでもよい。

別の態様において、本発明は、対象における分析物（例えば、グルコース）レベルをモニタリングする方法を提供する。方法は、ａ）本開示のセンサを対象の組織内に埋め込むことと、ｂ）対象における分析物レベルを検出することと、ｃ）遠隔測定送信ポータルを介して分析物レベルに関連するセンサ信号を外部受信機へと無線送信することとを含む。

別の態様において、本発明は、対象における分析物（例えば、グルコース）レベルをモニタリングする方法を提供する。方法は、ａ）複数の本開示のセンサを対象の少なくとも１つの組織内に埋め込むことと、ｂ）対象における分析物レベルを表すセンサ信号を検出することと、ｃ）遠隔測定送信ポータルを介してセンサ信号を外部受信機へと無線送信することとを含む。

別の態様において、本発明は、対象における糖尿病を処置する方法を提供する。方法は、ａ）本発明のセンサを対象の組織内に埋め込むことと、ｂ）対象におけるグルコースレベルを連続的にモニタリングすることと、ｃ）グルコースレベルを分析することと、ｄ）治療的処置、治療的処置の推奨、警告、特定の教示もしくは訓練を可能にするための情報、またはそれらの組み合わせを提供することとを含む。

さらに別の態様において、本発明は、本開示の埋め込み型センサを製造する方法を提供する。方法は、ａ）筐体と検出器アレイのセラミック基板との間、または筐体と遠隔測定送信ポータルとの間に、第１の接合プロセスの適用を介してシールを形成することと、ｂ）筐体の少なくとも２つの部分の間に、第２の接合プロセスの適用を介してシールを形成することとを含み、得られる筐体は気密密閉される。実施形態において、第１の接合プロセスは、シールを生成するように、筐体のセクション、およびセラミック基板または遠隔測定送信ポータルを広域的に加熱することにより行われ、第２の接合プロセスは、シールが形成される個別の領域で筐体の一部を局所的に加熱することにより行われる。特定の実施形態において、第１の接合プロセスは、セラミック基板および遠隔測定送信ポータルの一方または両方をフランジに接合することを含み、次いで、シールが形成される、フランジと接触する個別の領域で、筐体の一部を局所的に加熱することを含むさらなる接合プロセスによって、フランジが筐体に接合される。

さらに別の態様において、本開示の埋め込み型センサを製造する方法は、ａ）筐体の一部と検出器アレイのセラミック基板との間にシールを形成することと、ｂ）セラミック基板を含む筐体のセクションに電気コネクタ手段を設置することと、ｃ）電極と筐体セクション内のコネクタ手段との間に電気的接続を確立することと、ｄ）電極を検査するかまたは電気めっきするために、コネクタ手段に外部機器を接続することとを含む。
[本発明1001]
ａ）体内への埋め込みに好適なサイズおよび形状を有する生体適合性の気密密閉された筐体と、
ｂ）少なくとも1つの検出器と膜層とを備える検出器アレイと、
ｃ）電源と、
ｄ）検出器信号を正確に処理するための機能を備え、前記検出器アレイに動作可能に接続された回路と、
ｅ）皮下に埋め込まれたときに、処理された検出器信号を体外の外部受信機に安定して送信するための遠隔測定送信ポータルと
を備える埋め込み型分析物センサであって、
ｃ）およびｄ）が前記筐体内に配置され、かつｂ）およびｅ）が前記筐体内または前記筐体上に配置されている、
前記埋め込み型分析物センサ。
[本発明1002]
前記検出器アレイが、少なくとも2つの検出器を備える、本発明1001のセンサ。
[本発明1003]
前記検出器アレイが、2〜18個の検出器を備える、本発明1002のセンサ。
[本発明1004]
前記検出器が、放射状パターンに配置されている、本発明1002のセンサ。
[本発明1005]
前記検出器が、少なくとも1つの対電極を用いる電気化学的検出器を備える、本発明1002のセンサ。
[本発明1006]
前記検出器のうちの少なくとも2つにおける電解質層が、共通の水性またはイオン性接続を有しない、本発明1005のセンサ。
[本発明1007]
前記検出器のうちの少なくとも2つが、共通の対電極の別個の領域を用い、そのような別個の領域が、水性またはイオン性接触をしていない、本発明1006のセンサ。
[本発明1008]
前記検出器のうちの少なくとも1つが、作用電極、基準電極、および対電極を用いる、本発明1001のセンサ。
[本発明1009]
前記検出器のうちの少なくとも1つにおける作用電極、基準電極、および対電極が、該基準電極と該作用電極との間のイオン経路と、該作用電極と該対電極との間のイオン経路とが大幅に重複することがないように配置されている、本発明1008のセンサ。
[本発明1010]
前記検出器アレイが、2〜8個の検出器を備える、本発明1003のセンサ。
[本発明1011]
各検出器が、作用電極、対電極、および基準電極を備える、本発明1001のセンサ。
[本発明1012]
前記作用電極が、実質的に円形であり、かつ20μｍ〜500μｍの半径を有する、本発明1011のセンサ。
[本発明1013]
前記作用電極が、約300μｍの半径を有する、本発明1012のセンサ。
[本発明1014]
前記作用電極および対電極が白金から構成され、かつ前記基準電極がＡｇ／ＡｇＣｌから構成される、本発明1011のセンサ。
[本発明1015]
前記膜層が、グルコースと酸素との反応を触媒するためのグルコースオキシダーゼ（ＧＯ）の供給源を含み、さらに、前記膜層のＧＯが、前記検出器のうちの少なくとも1つにおける作用電極と作用可能に接触した状態で位置付けられている、本発明1001のセンサ。
[本発明1016]
前記グルコースオキシダーゼが、6ヶ月を超える作用寿命を有する、本発明1015のセンサ。
[本発明1017]
前記膜層の組織接触部位が、実質的に生体適合性かつ非免疫原性である、本発明1001のセンサ。
[本発明1018]
前記検出器アレイが、少なくとも1つの電解質層、少なくとも1つの疎水性ポリマー層、またはそれらの組み合わせをさらに備える、本発明1001のセンサ。
[本発明1019]
前記疎水性ポリマーが、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）を含む、本発明1018のセンサ。
[本発明1020]
前記センサの組織接触面が、実質的に生体適合性かつ非免疫原性である、本発明1018のセンサ。
[本発明1021]
前記検出器アレイが、実質的に生体適合性かつ非免疫原性である材料を含むコーティング層をさらに備える、本発明1001のセンサ。
[本発明1022]
前記材料が、コラーゲン、アルブミン、架橋コラーゲン、または架橋アルブミンを含む、本発明1021のセンサ。
[本発明1023]
前記検出器アレイが、セラミック基板上に配置されている、本発明1001のセンサ。
[本発明1024]
前記セラミック基板が、アルミナを含む、本発明1023のセンサ。
[本発明1025]
前記セラミック基板が、大寸法、小寸法、および厚さを有する平面基板である、本発明1023のセンサ。
[本発明1026]
前記大寸法および小寸法が、略円形、楕円形、正方形、長方形、長円形、三角形、または多角形形状を画定している、本発明1025のセンサ。
[本発明1027]
前記検出器アレイに動作可能に接続された前記回路が、所定の搬送周波数でＲＦ信号を送信するための機能をさらに備える、本発明1001のセンサ。
[本発明1028]
前記遠隔測定送信ポータルが、所定のＲＦ信号を伝達する、本発明1027のセンサ。
[本発明1029]
前記ＲＦ搬送周波数が、約30ＭＨｚ〜3ＧＨｚである、本発明1027のセンサ。
[本発明1030]
前記ＲＦ搬送周波数が、約314ＭＨｚ〜約316ＭＨｚ、約401ＭＨｚ〜約406ＭＨｚ、約433ＭＨｚ〜約435ＭＨｚ、約863ＭＨｚ〜約870ＭＨｚ、約902ＭＨｚ〜約928ＭＨｚ、および約2360ＭＨｚ〜約2500ＭＨｚからなる群から選択される範囲内である、本発明1027のセンサ。
[本発明1031]
前記電源が、1年を超える寿命を有する電池である、本発明1001のセンサ。
[本発明1032]
前記検出器アレイの表面に組織滑り防止要素をさらに備える、本発明1001のセンサ。
[本発明1033]
前記組織滑り防止要素が、生体組織とのセンサ検出器のかみ合いを促進する、本発明1032のセンサ。
[本発明1034]
前記組織滑り防止要素が、三次元膜層構造である、本発明1033のセンサ。
[本発明1035]
前記三次元膜層構造が、前記検出器アレイにわたる膜の可変厚さによって生成されている、本発明1034のセンサ。
[本発明1036]
前記センサの外面上に移動防止要素をさらに備える、本発明1001のセンサ。
[本発明1037]
前記移動防止要素が、少なくとも1つのベロア布片である、本発明1036のセンサ。
[本発明1038]
前記移動防止要素が、少なくとも1つの縫合糸取り付け手段である、本発明1036のセンサ。
[本発明1039]
前記縫合糸取り付け手段が、前記センサの部位における貫通孔、または前記センサ筐体の部位に連結されたワイヤループである、本発明1038のセンサ。
[本発明1040]
前記遠隔測定送信ポータルおよび検出器アレイが、前記筐体内で向かい合わせに位置付けられている、本発明1001のセンサ。
[本発明1041]
前記筐体が、大寸法、小寸法、および厚さを有する略平面である、本発明1040のセンサ。
[本発明1042]
前記小寸法および厚さが各々、前記大寸法の約2／3未満である、本発明1041のセンサ。
[本発明1043]
前記筐体が、大寸法、小寸法、および該大寸法または小寸法にわたる可変厚さを有する略平面である、本発明1040のセンサ。
[本発明1044]
前記筐体が、前記大寸法または小寸法にわたる少なくとも2つの異なる厚さを備える、本発明1043のセンサ。
[本発明1045]
前記筐体が、前記電源の厚さの25％以内の厚さを有する、本発明1040のセンサ。
[本発明1046]
前記遠隔測定送信ポータルおよび検出器アレイが、前記筐体の向かい合っていない面上に位置付けられている、本発明1001のセンサ。
[本発明1047]
前記筐体が、大寸法、小寸法、および厚さを有する略平面である、本発明1046のセンサ。
[本発明1048]
前記小寸法および厚さが各々、前記大寸法の約2／3未満である、本発明1047のセンサ。
[本発明1049]
前記筐体が、大寸法、小寸法、および該大寸法または小寸法にわたる可変厚さを有する略平面である、本発明1046のセンサ。
[本発明1050]
前記筐体が、前記大寸法または小寸法にわたる少なくとも2つの異なる厚さを備える、本発明1049のセンサ。
[本発明1051]
前記筐体が、前記電源の厚さの25％以内の厚さを有する、本発明1046のセンサ。
[本発明1052]
前記筐体内に配置された1つ以上の電子モジュールをさらに備える、本発明1001のセンサ。
[本発明1053]
少なくとも2つの電子モジュールの間の電気的干渉の送信が、部分的にまたは完全に介在する導電性シールドによって阻害またはブロックされ、それによって、センサ測定回路によるノイズのピックアップを減少させ、かつセンサ信号測定の再現性を向上させる、本発明1052のセンサ。
[本発明1054]
前記シールドが、前記少なくとも2つの電子モジュールの間に完全に介在する平面基板である、本発明1053のセンサ。
[本発明1055]
各電子モジュールが、前記介在する平面基板の両面に配置されている、本発明1053のセンサ。
[本発明1056]
各電子モジュールが、別個の平面基板上に配置されている、本発明1053のセンサ。
[本発明1057]
前記介在する基板が、電池である前記電源を備える、本発明1053のセンサ。
[本発明1058]
前記電子モジュールおよび前記電池が、前記検出器アレイと遠隔測定送信ポータルとの間に配置されている、本発明1057のセンサ。
[本発明1059]
前記検出器アレイ、電子モジュール、電池、および遠隔測定送信ポータルが、前記筐体の大寸法に対して実質的に平行に配向されている、本発明1058のセンサ。
[本発明1060]
前記検出器アレイ、電子モジュール、および電池が、前記筐体の大寸法に対して実質的に平行に配向され、かつ前記遠隔測定送信ポータルが、前記筐体の小寸法に対して実質的に平行に配向されている、本発明1058のセンサ。
[本発明1061]
前記電子モジュールが、前記検出器アレイと遠隔測定送信ポータルとの間に配置され、かつ前記電源が、前記電子モジュールに隣接して配置されている、本発明1053のセンサ。
[本発明1062]
前記検出器アレイ、電子モジュール、電源、および遠隔測定送信ポータルが、前記筐体の大寸法に対して実質的に平行に配向されている、本発明1053のセンサ。
[本発明1063]
前記検出器アレイ、電子モジュール、および電源が、前記筐体の大寸法に対して実質的に平行に配向され、かつ前記遠隔測定送信ポータルが、前記筐体の小寸法に対して実質的に平行に配向されている、本発明1053のセンサ。
[本発明1064]
前記遠隔測定送信ポータルが、放射されたＲＦ信号を前記センサの内部から外部へと伝達するためのＲＦ透過性材料を含む、本発明1001のセンサ。
[本発明1065]
前記遠隔測定送信ポータルが、前記センサの内部から前記センサの外部に位置する送信アンテナへとＲＦ信号を伝導させるための電気フィードスルーを備える、本発明1001のセンサ。
[本発明1066]
前記送信アンテナが、前記遠隔測定送信ポータルの外表面上に位置している、本発明1065のセンサ。
[本発明1067]
前記遠隔測定送信ポータルが、送信アンテナを備える、本発明1001のセンサ。
[本発明1068]
約40、30、20、または10分未満の信号遅延を有する、本発明1001のセンサ。
[本発明1069]
前記検出器アレイが、1つ以上の分析物を検出するように適合されている、本発明1001のセンサ。
[本発明1070]
前記1つ以上の分析物が、グルコース、酸素、ラクテート、インスリン、コレステロール、硝酸、グルタメート、ドーパミン、グルタミン、エタノール、コリン、水素、二酸化炭素、および過酸化水素からなる群から選択される、本発明1069のセンサ。
[本発明1071]
前記膜層が、架橋タンパク質を含む、本発明1001のセンサ。
[本発明1072]
前記膜層が、固定化酵素を含む、本発明1001のセンサ。
[本発明1073]
前記膜層が、グルコースと酸素との間の反応を触媒するためのグルコースオキシド（ｇｌｕｃｏｓｅ ｏｘｉｄｅ）（ＧＯ）の供給源を含む、本発明1072のセンサ。
[本発明1074]
前記膜層が、カタラーゼをさらに含む、本発明1073のセンサ。
[本発明1075]
前記検出器アレイの前記電極と電気的接触を行うための経路を提供する電気的接続手段を前記筐体内にさらに備え、それによって、そのような接触が前記筐体を閉じる前に行われ得る、本発明1001のセンサ。
[本発明1076]
前記電気的接続手段が、前記センサ内の前記電極と1つ以上の電子モジュールとの間の接続を維持するように、前記センサの動作中に用いられる、本発明1075のセンサ。
[本発明1077]
ａ）本発明1001のセンサを対象の組織内に埋め込む段階と、
ｂ）前記対象におけるグルコースレベルを表すセンサ信号を検出する段階と、
ｃ）遠隔測定送信ポータルを介して前記センサ信号を外部受信機へと無線送信する段階と
を含む、対象におけるグルコースレベルをモニタリングする方法。
[本発明1078]
検出する段階および送信する段階が、ほぼ連続的に行われる、本発明1077の方法。
[本発明1079]
送信する段階が、定期的に行われる、本発明1077の方法。
[本発明1080]
グルコースレベルが、前記センサを除去することなく6ヶ月より長くモニタリングされる、本発明1077の方法。
[本発明1081]
前記センサ信号が、30秒〜5分の間隔で送信される、本発明1079の方法。
[本発明1082]
前記センサ信号が、1分〜3分の間隔で送信される、本発明1081の方法。
[本発明1083]
前記センサ信号が、約2分の間隔で送信される、本発明1082の方法。
[本発明1084]
埋め込む段階が、鈍的切開を含む、本発明1077の方法。
[本発明1085]
埋め込む段階が、前記遠隔測定送信ポータルが前記対象の皮膚表面の方を向くように配向されるべく前記センサを位置付けることを含む、本発明1077の方法。
[本発明1086]
グルコース変動域に関連する前記センサ信号を使用して前記センサを較正する段階をさらに含む、本発明1077の方法。
[本発明1087]
グルコースレベルを分析する段階と、治療的処置、治療的処置の推奨、警告、またはそれらの組み合わせを提供する段階とをさらに含む、本発明1077の方法。
[本発明1088]
ａ）本発明1001の複数のセンサを対象の少なくとも1つの組織内に埋め込む段階と、
ｂ）前記対象におけるグルコースレベルを表すセンサ信号を検出する段階と、
ｃ）遠隔測定送信ポータルを介して前記センサ信号を外部受信機へと無線送信する段階と
を含む、対象におけるグルコースレベルをモニタリングする方法。
[本発明1089]
グルコースレベルを分析する段階と、治療的処置、治療的処置の推奨、警告、またはそれらの組み合わせを提供する段階とをさらに含む、本発明1088の方法。
[本発明1090]
ａ）本発明1001のセンサを対象の組織内に埋め込む段階と、
ｂ）前記対象におけるグルコースレベルをモニタリングする段階と、
ｃ）前記グルコースレベルを分析する段階と、
ｄ）治療的処置、治療的処置の推奨、警告、またはそれらの組み合わせを提供する段階と
を含む、対象における糖尿病を処置する方法。
[本発明1091]
前記治療的処置が、治療薬を投与することを含む、本発明1090の方法。
[本発明1092]
前記治療薬が、抗糖尿病薬である、本発明1091の方法。
[本発明1093]
ａ）筐体の一部と検出器アレイのセラミック基板との間、または筐体の一部と遠隔測定送信ポータルとの間に、第1の接合プロセスの適用を介してシールを形成する段階と、
ｂ）前記筐体の少なくとも2つの部分の間に、第2の接合プロセスの適用を介してシールを形成する段階であって、得られる筐体が気密密閉される、段階と
を含む、本発明1001の医療デバイスを製造する方法。
[本発明1094]
前記第1の接合プロセスが、シールを生成するように、前記筐体の前記一部および前記セラミック基板または前記遠隔測定送信ポータルを広域的に加熱することにより行われる、本発明1093の方法。
[本発明1095]
前記第1の接合プロセスが、ろう付け、炉加熱、またはトーチングを含む、本発明1094の方法。
[本発明1096]
前記第2の接合プロセスが、シールが形成される個別の領域で前記筐体の前記一部を局所的に加熱することにより行われる、本発明1093の方法。
[本発明1097]
前記第2の接合プロセスが、レーザまたは電子ビーム溶接を含む、本発明1096の方法。
[本発明1098]
電源および回路が、前記第2の接合プロセスを適用する前に、前記筐体の前記少なくとも2つの部分の内側に導入される、本発明1093の方法。
[本発明1099]
ａ）筐体の一部と検出器アレイのセラミック基板との間にシールを形成する段階と、
ｂ）セラミック基板を含む前記筐体のセクションに電気コネクタ手段を設置する段階と、
ｃ）電極と前記筐体セクション内のコネクタ手段との間に電気的接続を確立する段階と、
ｄ）前記電極を検査するかまたは電気めっきするために、前記コネクタ手段に外部機器を接続する段階と
を含む、本発明1075の医療デバイスを製造する方法。
[本発明1100]
前記少なくとも2つの検出器が、分析物の酸素検知示差測定を可能にするように構成され、かつ主要分析物検出器および酸素基準検出器の膜が、酸素の変化に対する一致した応答時間を提供するように選択され、それによって、前記センサによって報告される分析物レベルにおけるアーチファクト変動を最小限にする、本発明1002のセンサ。

本発明の一実施形態によるディスク状センサの斜視図である。図１Ａに示すように、センサは、筐体２を含む。センサの上面は、遠隔測定ポータル３、外表面遠隔測定アンテナ４、および２つのベロア布片として適合された移動防止要素５を含む。図１Ａのセンサは、直径３．４ｃｍおよび厚さ１．５ｃｍである。 図１Ａのセンサの断面図である。図１Ｂは、電子モジュール１１、遠隔測定送信ポータル３、電池１２、導電性電池装着基板１３、検出器アレイ基板１４、気密性ろう付け接合部１５、気密性溶接接合部１６、検出器接続リード線１７、アンテナ接続リード線１８、および外表面遠隔測定アンテナ４を示す。 本発明の一実施形態による細長い形態の可変厚さセンサの斜視図である。図２Ａに示すように、インプラントの上面は、インプラント筐体２の隆起面上に配置された遠隔測定ポータル３を含む。 図２Ａのセンサの横向き斜視図である。 本発明の一実施形態による細長い形態の均一厚さセンサの斜視図である。図３Ａに示すように、インプラント筐体２の上面は遠隔測定ポータル３を含む。 図３Ａのセンサの断面図である。この断面概略図は、両面電子モジュール２０、遠隔測定送信ポータル３、電池１２、検出器アレイ基板１４、中間検出器接続モジュール２１、検出器接続リード線１７、電気コネクタ２３、内部遠隔測定アンテナ２４、気密性ろう付け接合部１５、筐体フランジピース２５、および気密性溶接部１３を示す。 本発明の一実施形態による細長い形態のセンサの斜視図である。図３Ｃに示すように、センサの端部面は、外部にある個別の遠隔測定アンテナ３１と接触するワイヤ導体３０が貫通する遠隔測定送信ポータル３を含む。ワイヤ導体３０および外部にある個別の遠隔測定アンテナ３１は、センサ筐体の末端の高周波透過性ケース３２に埋め込まれている。ケース３２は、縫合糸固定孔３３を含む。 本発明の一実施形態によるセンサの検出器アレイの上面図である。アレイは、膜層を除去した状態で示されている：完全な検出器アレイは、本発明の基板検出器として使用するために個々の電極チャネルを機能させるそのような膜層を含む。アレイは、放射形状に配置された８つの別個の電極チャネルを含む。各電極チャネルは、対電極４０、作用電極４１、および基準電極４２を含む。電極は全て、絶縁検出器アレイ基板１４上に配置されている。各電極チャネルの３つの電極が、検出器チャネルウェル４４内に配置され、検出器チャネルウェルの外周は、絶縁材料４５によって画定される。各チャネルの対電極４０は、絶縁材料４５のウィンドウを通して、基板１４上に配置されたより大きな共通の対電極パッチ４６の個々の領域を暴露することにより提供される。 本発明の一実施形態によるセンサの検出器アレイの上面図である。アレイは、膜層を除去した状態で示されている：完全な検出器アレイは、本発明の基板検出器として使用するために個々の電極チャネルを機能させるそのような層を含む。アレイは、８つの別個の電極チャネルを含む。各電極チャネルは、対電極４０、作用電極４１、および基準電極４２を含む。電極は全て、絶縁検出器アレイ基板１４上に配置されている。各電極チャネルの３つの電極が、検出器チャネルウェル４４内に配置され、検出器チャネルウェルの外周は、絶縁材料４５によって画定される。各チャネルの対電極４０は、絶縁材料４５のウィンドウを通して、基板１４上に配置されたより大きな共通の対電極パッチ４６の個々の領域を暴露することにより提供される。この実施形態に示されるように、検出器チャネルウェル４４の中心線経路は直線的である必要はなく、むしろ、非直線的であってもよく、湾曲したまたは角度のついたセグメントを含んでもよい。 本発明の一実施形態によるセンサの検出器アレイの図である。アレイは、膜層を除去した状態で示されている：完全な検出器アレイは、本発明の基板検出器として使用するために個々の電極チャネルを機能させるそのような層を含む。各電極チャネルは、対電極４０、作用電極４１、および基準電極４２を含む。電極は全て、絶縁検出器アレイ基板１４上に配置されている。各電極チャネルの３つの電極が、検出器チャネルウェル４４内に配置され、検出器チャネルウェルの外周は、絶縁材料４５によって画定される。各チャネルの対電極４０は、他のチャネルの対電極には接続されない別個の構造として提供される。 本発明の一実施形態によるセンサの検出器アレイの図である。アレイは、膜層を除去した状態で示されている：完全な検出器アレイは、本発明の基板検出器として使用するために個々の電極チャネルを機能させるそのような層を含む。アレイは、単一の電極チャネルを含み、該電極チャネルの要素は直線形状に配置されている。電極チャネルは、対電極４０、作用電極４１、および基準電極４２を含む。電極は全て、絶縁検出器アレイ基板１４上に配置されている。各電極チャネルの３つの電極が、検出器チャネルウェル４４内に配置され、検出器チャネルウェルの外周は、絶縁材料４５によって画定される。 本発明の一実施形態によるセンサの検出器アレイの図である。アレイは、膜層を除去した状態で示されている：完全な検出器アレイは、本発明の基板検出器として使用するために個々の電極チャネルを機能させるそのような層を含む。アレイは、格子パターン状に配置された１８個の別個の電極チャネルを含む。アレイは、対電極４０、作用電極４１、および基準電極４２を含む。電極は全て、絶縁検出器アレイ基板１４上に配置されている。全てのチャネルの対電極４０は共有され、単一の導電性構造によって提供される。全部で４つの基準電極４２が提供され、各基準電極は、それに近接する作用電極によって用いられる。 本発明の一実施形態によるセンサの検出器アレイのうちの１つの検出器の断面図である。この実施形態では、膜層を含む検出器が示されている。図示されているのは次の通りである：対電極４０、作用電極４１、基準電極４２、絶縁検出器アレイ基板１４、絶縁材料４５、電解質層５０、内部膜５１、膜シェル５２、膜本体５３、およびコーティング膜層５４。電極への電気的接続は、フィードスルーピン５５によって行われる。 図５Ａに示した種類の複数の検出器を含む、本発明の一実施形態による検出器アレイの斜視図である。アレイは、８つの別個の検出器チャネルを含む。この実施形態では、検出器の各々の上に配置された円形形状を有する膜シェル５２が示されている。 本発明の一実施形態による検出器アレイの斜視図である。アレイは、８つの別個の検出器チャネル含む。この実施形態では、検出器の各々の上に非円形形状を有する膜シェル５２が示されている。 動物モデルにおけるグルコース濃度の変化を検出するために本開示のセンサを使用して取得可能なデータを示す。 動物モデルにおけるグルコース濃度の変化を検出するために本開示のセンサを使用して取得可能なデータを示す。 実施例１で論じられるような動物モデルにおける静脈内グルコース負荷試験（ＩＶＧＴＴ）による変動域の間のセンサ応答の例を示す、本開示のセンサを使用して取得可能なデータを示す。塗りつぶした丸で示される血漿グルコース値は線で接続され、センサ信号は連続的な実線である。矢印は、上昇および下降変動域の最低血漿グルコース濃度と最大血漿グルコース濃度との間の５０％ポイントにおける遅延を示す。 動物モデルにおける、埋め込み型酸素検出器の３ヶ月にわたる信号を示す、本開示のセンサを使用して取得可能なデータを示す。ナノアンペアの酸素電極電流として表される平均信号（白抜きの丸）は、酸素に対する異物組織透過率に比例しており、指数関数的に減衰し、約６週間で漸近的定値に達する。指数関数的な適合（黒い線）は、ｉ_ｏ＝ａ ｅｘｐ（−ｂｔ）＋ｃ（式中ａ＝４．５ｎＡ、ｂ＝０．４９週^−１、ｃ＝１．０ｎＡ、およびＲ^２＝０．９６である）によって提供される。各データポイントは、６０本の電極からの信号の平均である。１０および９０パーセンタイルを含むデータは、それぞれ、下の線および上の線によって表される。 ヒトにおけるグルコース濃度の変化を検出するために本開示のセンサを使用して取得可能なデータを示す。データは、糖尿病ヒト対象における５か月の連続的な動作後、本発明のセンサから取得した。実験による参照基準法によって決定された血漿グルコース値は、塗りつぶした丸で示され、センサ信号は連続的な実線で示される。

発明の詳細な説明
一態様において、本発明は、信号処理回路および遠隔測定送信ポータルと通信する検出器アレイを使用する、グルコースレベルのインビボ検出およびモニタリングのために適合された組織埋め込み型センサを提供する。センサは、完全に生体適合性の気密密閉された筐体内に収容される。筐体の全体的なサイズおよび形状は、固形組織およびゲル様組織における快適な、安全な、かつ目立たない埋め込み、特に皮下への埋め込みに非常に適している。センサは、対象の身体の外に信号を提供するために、無線遠隔測定を使用してほぼ連続的にグルコースレベルの長期モニタリングを可能にするように設計される。組織の微小血管系構造または状態の変化にもかかわらず、センサは、グルコースレベルをモニタリングするための臨床的に正確な信号を提供する。

本発明の組成および方法について記載する前に、記載される特定のデバイス、方法、および実験条件は異なり得るため、本発明は、そのようなデバイス、方法、および条件に限定されないことを理解されたい。また、本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲においてのみ限定されるため、本明細書で使用される専門用語は、具体的に実施形態を説明するためのものであるに過ぎず、限定的であることは意図されないことも理解されたい。

本明細書および添付の特許請求の範囲において使用される場合、文脈上明らかにそうではないという指示のない限り、単数形「１つの（ａ）」、「１つの（ａｎ）」、および「その（ｔｈｅ）」は、複数の指示対象を含む。よって、例えば、「デバイス（ｔｈｅ ｄｅｖｉｃｅ）」または「方法（ｔｈｅ ｍｅｔｈｏｄ）」への言及は、１つ以上のデバイスおよび方法、ならびに／または本開示等を読めば当業者に明白となる本明細書に記載される種類の段階を含む。

別途規定のない限り、本明細書において使用される全ての技術用語および科学用語は、本発明が属する技術分野の当業者によって一般的に理解されるものと同じ意味を有する。本明細書に記載されるものと同様のまたは同等ないずれの方法および材料も本発明の実践および試験に使用することができるが、好ましい方法よび材料について次に記載する。

本明細書において使用される場合、「センサ」は、少なくとも１つの検出器を有する検出器アレイと、検出器アレイの電極からの信号の発生および処理を可能にするように構成され、かつ動作可能な、筐体、電子回路、および電源等の他の構成要素とを含むデバイスを意味することが意図される。そのような信号は、センサの生体環境におけるグルコース濃度の決定を行うために用いられる。

本明細書において使用される場合、「検出器」は、グルコースまたは酸素等の分析物の濃度を表すかまたはそれに依存する信号を発生するデバイスまたは発生するように作製され得るデバイスを指す。そのようなデバイスは、電気化学的、電気的、光学的、機械的、熱的、または一般に当該技術分野で既知である他の原理に基づき得る。そのようなデバイスは、例えば、１、２、または３本の電極を含む１つ以上の構成要素からなってもよく、分析物に対する感受性または特異性を提供するかまたは増強するために、固定化酵素または他の生物学的もしくは物理的な構成要素、例えば、膜をさらに組み込んでもよい。

本明細書において使用される場合、「生体環境」という用語は、そのグルコース等の分析物の濃度がセンサによって測定可能である、センサと連通している生体物質の量を指す。典型的には、生体物質の量は、検出器アレイまたはその信号検出器のすぐ近傍にある。

本発明のセンサは、一般に、ａ）快適な、安全な、かつ目立たない皮下への埋め込みに好適な全体的なサイズおよび形状を有する生体適合性の気密密閉された筐体と、ｂ）少なくとも１つの検出器を備える検出器アレイであって、少なくとも１つの検出器が、関連する膜層をさらに備え、膜層が、標的分析物（例えば、グルコース）と酸素との反応を触媒するためのグルコースオキシダーゼ（ＧＯ）等の固定化酵素の供給源を含む、検出器アレイと、ｃ）電源と、ｄ）検出器信号を処理するための機能を備え、検出器アレイに動作可能に接続された回路と、ｅ）センサが皮下に埋め込まれたときに、処理された検出器信号を体外の受信機に中継するためにセンサの外部へと安定して送信するための手段を備える遠隔測定送信ポータルとを備える。特定の要素ｃ）およびｄ）は、筐体内に配置され、ｂ）およびｅ）は、筐体内または筐体上に配置されてもよい。種々の実施形態において、センサは、対象における分析物レベルを表す信号の正確な処理のための回路および機能、ならびに本明細書において詳述されるような他の機能を任意選択的に収容する、１つ以上の電子モジュールをさらに含んでもよい。

図１Ａは、本発明の一実施形態によるセンサの斜視図である。図１Ｂは、図１Ａのセンサの断面図であり、センサの概略図を示す。図１Ｂのセンサは、電子モジュール１１、遠隔測定送信ポータル３、電源（例えば、電池１２）、導電性電池装着基板１３、検出器アレイ基板１４、気密性ろう付け接合部１５、および気密性溶接接合部１６を含む。

例えば図１Ｂに示すように、センサは、１つ以上の電子モジュールを含んでもよい。図１Ｂは、２つの電子モジュールが提供される実施形態を示す。しかしながら、デバイスが長期の生体への埋め込みに好適な小型サイズのままである限り、任意の数のモジュールがデバイスに組み入れられてもよいことが想定される。例えば、所望される機能に依存して、１、２、３、４、５、６、７、８、９、１０個、またはそれ以上のモジュールが組み込まれてもよい。さらに、センサの全体的なレイアウト、および構成要素を収容する筐体の形状に依存して、様々な構成でモジュールが配置されてもよい。

典型的には、電子モジュールは、検出器アレイと通信する回路および正確な信号処理機能、例えば中間検出器接続モジュール等を収容するように構成される。「正確な信号処理機能」とは、１つ以上の電気信号が受信され、それを臨床的に有用な程度まで対象の体内の分析物のレベルと相関させることを意味する（例えば、分析物がグルコースの場合、糖尿病等のグルコース濃度に関連する状態の、医学的管理または食事管理を可能にするため）。好ましくは、そのような信号処理は、読み取りにおける最小限の遅延（ラグ）とともに提供される。例として、実施例は、本発明によるセンサの動物実験からのデータを提供しており、非糖尿病期中の対象における３４回の静脈内グルコース負荷試験に基づいて、測定された上昇の遅延の平均値は１１．８±５．７分（平均±ＳＤ）であり、下降の遅延は６．５±１３．３分であった。これらの値のうち、２．５±１．２分は、独立したインビトロ測定から判断されるように、センサ自体に起因するものであり、推定された０．５分は、中心静脈注入部位から埋め込み部位までの循環輸送に起因するものであった。残りの上昇および下降の平均遅延（それぞれ、８．８および３．５分）は、局部組織における物質移動および生理現象によるものであった。長期の埋め込み期間にわたって、いずれの平均遅延値にも有意な系統的変化は認められなかった。このような状況において、ヒトにおける約４〜１２分の遅延値における変動は許容可能であり、本開示のセンサを用いた結果は、センサ信号と、約１０分の統計的遅延が推定される指穿刺アッセイ値との間の遡及的相関に好ましく匹敵するものである。

また、電子モジュールは、多くのさらなる分析および動作のための機能を実現するための構成要素を含んでもよい。例として、データの保存および記憶、分析物レベルの分析、遠隔測定、暗号化等のための機能が提供されてもよい。例えば、モジュールは、信号を処理および較正し、信号を調整して分析物濃度を推定するための手段を含むことができる。そのような手段および機能は、Ｇｏｕｇｈの米国特許第７，２４８，９１２号（参照により、その全体が本明細書に組み込まれる）に記載されている。そのような機能のいくつかは、代替として、外部受信機内のさらなる信号処理手段によって提供されてもよく、その構成は、埋め込み型デバイスの電力消費を最小限に抑え、埋め込み型デバイスの電池寿命を最大化するのに役立ち得る。

遠隔測定送信ポータル（筐体の複数の側面に配置された複数のポータルとして提供され得る）は、アンテナを介して、信号を外部受信機へと対象の体外に無線送信することを可能にする。いくつかの実施形態において、遠隔測定システムは、検出器アレイの個々の検出器からの電流をサンプリングし、該サンプルを多重化信号セグメントにコード化し、該セグメントを一連の高周波信号として一定間隔で外部受信機に送信し、そこで信号が解読されて記録される。無線遠隔測定は、様々な所定の周波数で達成され得る。例示的な遠隔測定搬送周波数の範囲は、約３０ＭＨｚ〜約３０００ＭＨｚである。このより幅広い範囲内で、さらなる例示的範囲として、約３１４ＭＨｚ〜約３１６ＭＨｚ、約４０１ＭＨｚ〜約４０６ＭＨｚ、約４３３ＭＨｚ〜約４３５ＭＨｚ、約８６３ＭＨｚ〜約８７０ＭＨｚ、約９０２ＭＨｚ〜約９２８ＭＨｚ、および約２３６０ＭＨｚ〜約２５００ＭＨｚが挙げられる。

ポータルは、ポテンショスタットおよび遠隔測定トランスミッタ回路を介して、検出器アレイまたはその個々の検出器に電子的に結合されてもよい。実施形態において、ポータルは、１つ以上の電子モジュールを介して検出器アレイまたはその個々の検出器に電子的に結合されてもよい。好ましくは、ポータルが筐体内に一体化され、本明細書において詳述されるように筐体は気密密閉される。

いくつかの実施形態において、ポータルは、センサ内で発生した遠隔測定信号をセンサの外部へと伝達するために、筐体の内部から筐体の外部へと通じるワイヤ等の電気的経路を備えてもよい。そのような実施形態において、そのような電気的経路は、センサの外側で、ポータルの表面上、または筐体の面上もしくは面内に配置され得るか、あるいは筐体から延在し得る、送信アンテナに通じている。

いくつかの実施形態において、遠隔測定ポータルは、変圧器結合要素または変圧器容量結合要素を備え、ポータルは、筐体内にさらに気密密閉される。そのような実施形態において、センサの内部で生成された遠隔測定信号は、そのような結合要素によってセンサの外側に伝導され、一旦、センサの外側に提供されると、外部受信機によるそのさらなる放射および検出が可能となる。

いくつかの実施形態において、遠隔測定ポータルは、高周波透過性または半透過性のウィンドウを備えるが、それにもかかわらず筐体内に気密密閉される。そのような実施形態において、遠隔測定送信アンテナはセンサの内側に提供され、そのようなアンテナから生成された遠隔測定信号は、したがってポータルを通ってセンサの外側に放射され、したがって体外に放射され、外部受信機によるその検出が可能となる。

いくつかの実施形態において、例えば、ポータル内に埋め込まれた導電性構造が、体外に遠隔測定信号を放射するための手段を提供する場合、遠隔測定ポータル自体がアンテナを備える。そのような実施形態において、ポータルは、筐体内に気密密閉され、センサの内部で生成された遠隔測定信号は、センサの外側のポータルによって放射され、一旦、センサの外側に放射されると、外部受信機によるそのさらなる放射および検出が可能となる。

いくつかの実施形態において、センサ筐体の材料自体が遠隔測定信号に対して十分に透過性または導電性であり得る場合、センサ筐体の一部（または、いくつかの実施形態では筐体全体）が遠隔測定送信ポータルとしての役割を果たすように用いられてもよい。そのような実施形態において、遠隔測定送信アンテナまたは他の放射もしくは結合要素は、センサの内側に提供され、そのようなアンテナまたは結合要素から生成された遠隔測定信号は、したがって筐体を通ってセンサの外側に放射され、したがって体外に放射され、外部受信機によるその検出が可能となる。

いくつかの実施形態において、外部受信機への信号の送信は、センサ筐体内の遠隔測定送信ポータルの位置に依存して特定の配向でセンサを埋め込むことにより最大化され得る。信号は、外部デバイスによって受信される前に最小限の介在構成要素および生体組織を通って移動することが要求されるため、遠隔測定送信ポータルが皮膚の方に向かってもしくは皮膚の方を向いて配向されるように、またはさもなければ、遠隔測定送信ポータルが皮膚から見てセンサ筐体の面によって遮蔽されないようにセンサを埋め込むことにより、信号強度が最大化される。したがって、一実施形態において、遠隔測定送信ポータルは、対象の皮膚の真皮の方を向いている、組織内に埋め込まれた筐体の壁の、上、内側、または付近に配置される。

本発明の検出器アレイは、典型的には、共通のプラットフォーム上に配置され、グループとして機能する、複数の個々の検出器を含む。センサ上の検出器の合計数は、検出器ディスクの表面積によってのみ制限され、一方では、センサの全体的なサイズを最小限に抑えたいという要望によって決定される。全てのセンサの実施形態において、多重検出器の使用は、１）活発な血管床の非常に近くにいくつかの検出器が位置付けられる確率を最大化し、２）所与の検出器が異常または非応答性であるかまたは経時的にそうなった場合に、その検出器を無視できる余裕をもたらし、３）分析物濃度の局所変化、および任意の潜在的な交絡現象の程度の局所変化の影響を最小限に抑える。種々の実施形態において、検出器アレイは、少なくとも１つの検出器を含むが、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８個まで、またはそれ以上の検出器を含んでもよい。典型的には、各検出器は、対電極および基準電極、ならびに関連する膜層と作用可能に接触した状態で作用電極を含む。

典型的には、作用電極および対電極は、一般に、白金系貴金属の触媒特性および耐腐食性のために、そのような金属から製造される。そのような金属は、ルテニウム、白金、パラジウム、ロジウム、イリジウム、およびオスミウムを含む。実施例１のセンサに示されるような例示的な実施形態では、白金が使用される。基準電極は、一般に、銀／塩化銀（Ａｇ／ＡｇＣｌ）から製造されるが、好適に高い交換電流密度を有する電気化学的対を形成する他の材料が用いられてもよい。代替的な電極材料は、金、および当該技術分野で一般に知られている他の金属を含む。

検出器アレイ基板１４は、好ましくは、後に記載されるようなセラミック材料と、作用電極、対電極、および基準電極が、限定されないが、スパッタリング、化学蒸着、蒸発（「薄膜」技術）、およびスクリーン印刷（「厚膜」技術）を含む当該技術分野で既知の技術によって基板上に好ましく蒸着されるための金属製基部構造とを含む。通電および信号測定のためのセンサの動作中に、または製造中に使用するために必要とされる電極への接続は、検出器アレイ基板を通ってセンサの内部に延在し得るフィードスルー５５を介して行われることが好ましい。限定されないが、電気めっきを含む当該技術分野で既知の技術によって、さらなる金属および必要な電極層（白金黒化、銀、および塩化銀等）が、そのような基部構造上に配置されてもよい。電気めっきが用いられる場合、電極への必要な電気的接続を行うための便利な手段は、電極への接点を含む電気コネクタ２３によって提供される。電気コネクタ２３はまた、デバイスが完全に組み立てられる前に、デバイスの製造中に有用であり得る試験およびインプロセスチェックを達成するための便利な手段を提供し、また、センサの機能を有効にするために必要とされるような、センサ内の電子モジュールを電極に接続するための便利な手段も提供する。

当業者は、検出器の基本的な構成が用いられ、本発明の信号処理機能が用いられる限り、記載されるおよび図示されるような具体的なセンサおよび検出器の寸法、構造、および形状に対する代替例が本発明による埋め込み用途に好適であることを認識するであろう。そのようなセンサは、本明細書において具体的に例示されるものに加えて、任意の数の異なる分析物および溶質の定性的および定量的な検出および測定に適合され得る。

上述のように、本発明の検出器アレイは、典型的には、共通のプラットフォーム上に配置された複数の検出器を含む。種々の実施形態において、プラットフォームは、略平面のセラミック基板等のセラミックであり得る。セラミック基板は、有機結合剤および任意選択的に他の有機化合物と組み合わせた、アルミニウム、ジルコニウム、ベリリウム、ケイ素、チタン、イットリウム、ハフニウム、マグネシウム、および亜鉛の、酸化物、炭化物、ホウ化物、窒化物、およびケイ化物を含む粉末化無機成分を含み得る緑色セラミック体の焼結を介して成形されてもよい。無機結合剤 対 有機結合剤の体積比は、５０：５０〜１００：０の範囲であってもよく、例えば、７０：３０〜９５：５、または８０：２０、または９０：１０の範囲であってもよい。セラミック基板は、小型デバイスの構築を可能にするために十分な薄さを保ちながら、長期埋め込み型デバイスの機械的強度および気密性の要件を満たすのに適当な任意の厚さであるべきである。そのため、セラミック体は、少なくとも０．０２、０．０３、０．０４、０．０５、０．０６、０．０７、０．０８インチまたはそれ以上の最小厚さを有し得る。例えば、一実施形態において、セラミック体は、アルミナから構成され、約０．０４〜約０．０８インチの厚さを有する。

当業者には認識されるように、セラミック体は、任意の数の平面または非平面の幾何学的形状に形成されてもよい。いくつかの実施形態において、本発明において使用するためのセラミック体は、所望されるアレイの設計に依存して、本質的に任意の幾何学的形状、例えば、円形、長円形、楕円形、長方形、三角形、星形、正方形等であり得るが、円形形状に対してはろう付け等の典型的な気密性接合操作がしやすいことから、円形のセラミック体が一般に好まれる。

測定される分析物がグルコースである実施形態（酸素または過酸化水素の検出を使用）において、検出器は、固定化グルコースオキシダーゼを含む膜を用いた酵素電極型であることが好ましい。当業者は、グルコース検出器の構造の基礎に精通しているであろうから、そのような検出器の構築のための材料、方法、および代替形態は、本明細書で繰り返す必要はない。例として、グルコース検出器およびセンサの標準的な構築技術に関して、必須情報ではなく、代表的な情報を反映するものとして、ここに参照することにより、以下の開示の全体が本明細書に組み込まれる：Ｇｏｕｇｈに対する米国特許第４，４８４，９８７号、４，６７１，２８８号、４，６５０，５４７、および４，８９０，６２０号；Ａｌｌｅｎに対する米国特許第５，３２２，０６３号；Ｓｃｈｕｌｍａｎに対する米国特許第５，６６０，１６３号、ならびにＧｏｕｇｈに対する米国特許公開第２００２０１５６３５５号。

特異的酵素反応の基質として存在するグルコースのレベルを算出するための方法は、特定の較正技術と同様に、当該技術分野で周知である（例えば、Ｃｈｏｌｅａｕ，ｅｔ ａｌ．，Ｂｉｏｓｅｎｓ．Ｂｉｏｅｌｅｃｔｒｏｎ．，１７：６４７−６５４（２００２）およびＣｈｏｌｅａｕ，ｅｔ ａｌ．，Ｂｉｏｓｅｎｓ．Ｂｉｏｅｌｅｃｔｒｏｎ．，１７：６４１−６４６（２００２）（これらの教示は、参照により本明細書に組み込まれる）を参照のこと）。センサの性能を評価するためのベンチマークデータも入手可能である（Ｂｒｅｍｅｒ，ｅｔ ａｌ，Ｄｉａｂｅｔｅｓ Ｔｅｃｈｎｏｌ．Ｔｈｅｒ．，３：４０９−４１８（２００１）（これらの教示は、参照により本明細書に組み込まれる））。

一実施形態におけるグルコースの検出のための検出器アレイは、グルコースオキシダーゼおよび（任意選択的に）Ａｒｍｏｕｒ ｅｔ ａｌ．（Ｄｉａｂｅｔｅｓ ３９，１５１９−１５２６（１９９０））に記載されるようなカタラーゼによって触媒される、以下の２段階の化学反応に基づいている：
グルコース＋Ｏ_２→グルコン酸＋Ｈ_２Ｏ_２
Ｈ_２Ｏ_２→^１／_２Ｏ_２＋Ｈ_２Ｏ
酵素反応全体は以下の通りとなる（カタラーゼが存在する場合）：
グルコース＋^１／_２Ｏ_２→グルコン酸

好ましくは機械的および化学的安定性のために架橋され、かつ電気化学的に酸素を検出する検出器の作用電極と作用可能に接触した状態にあるゲルマトリックス内に、２つの酵素が固定化される。グルコースおよび周囲の酸素がゲル内に拡散して酵素に遭遇し、上記反応が起こり、該プロセスで消費されない酸素が電極によって検出される。特定の非酸素化学種との接触に起因する感度のドリフト（例えば、電極の「被毒」）から電極を保護するために、介在する膜層が含まれてもよいが、それにもかかわらず、検出器は、酵素ゲル中の酸素レベルの検出を可能にするために該ゲルの十分近くに配置されることに留意されたい。「酸素検知示差測定法」に基づく実施形態において、別個の酸素基準検出器によって検出されたバックグラウンド酸素濃度と比較したところ、その差はグルコース濃度と関連していた。したがって、そのような実施形態におけるセンサは、最小限には、（ｉ）グルコースを検出するための主要または一次検出器（グルコースによって調節される酸素依存性電流（ｉ_ｇｍｏ）を生成する、固定化酵素ゲルを有する酸素検出用電極を備える）、（ｉｉ）酸素依存性電流（ｉ_ｏ）を生成する、酵素を使用せずに酸素を検出する基準または二次検出器、（ｉｉｉ）（ｉ）と（ｉｉ）の差から関心対象の信号であるグルコース依存性差電流（ｉ_ｇ）を得る信号処理要素から構成される。

酸素検知示差測定構成を組み入れたそのような実施形態において、酸素レベルの変化に対する各検出器の応答時間を厳密に一致させるように主要および基準検出器の膜の設計を調整することは、本発明の任意選択的な目的である。そのように応答時間を一致させることにより、センサによって報告されるグルコースレベルのアーチファクト変動（別様には、酸素に対する検出器の応答時間の不一致に起因する）を最小限に抑えることができる。

検出器は、埋め込みの前、後、および間に較正することができ、好ましくは低頻度の再較正を必要とする（１日に１回以下、好ましくは１週間に１回以下、最も好ましくは１０日以上ごとに１回以下）。そのために、較正は、式ＢＧ＝ｋ_１ｉ_ｏＦ（ｋ_２ｉ_ｇ／ｉ_ｏ）（式中、ＢＧは血中グルコースであり、ｋ_１は基準検出器の酸素の物質移動係数であり、ｋ_２は埋め込み環境に関連するグルコースの物質移動係数であり、Ｆは、準線形、区分的線形、もしくは指数関数的等の他の規定された形式の関数であり得る、インビトロまたはインビボで決定されるグルコースセンサの単調感度関数である）を用いて行うことができる。米国特許第７，３３６，９８４号（参照により、その全体が本明細書に組み込まれる）に記載されるもの等の適切に設計された固定化酵素ゲル構造を用いると、センサは、組織の埋め込み環境において、臨床的に意義のある濃度範囲にわたってグルコースに反応性であり続けることができる。この較正関係は、Ｇｏｕｇｈ ｅｔ ａｌ．（Ａｎａｌ．Ｃｈｅｍ．５７，２３５１−２３５７（１９８５））および米国特許第７，３３６，９８４号に記載されるような方法を適応したものである。

酸素検知示差測定構成の代替例として、グルコース検出器は、反応生成物である過酸化水素に応答するように構築することができる。その場合の関心対象の信号は、直接的な検出器出力である。本発明は、いずれかの構成に適用されてもよいか、または埋め込みのために設計された化学的検出器の他のアレイに適用されてもよい。

実施形態において、主要検出器は、センサの全体的な応答域を最大化するために、グルコース／酸素の比率に対する異なる感度で提供されてもよい。例えば、低グルコースレベルまたは高酸素レベルでの変換忠実度を高めるために、低値のグルコース対酸素比で高い感度を有する特定の主要または一次検出器が含まれてもよく、一方、他の主要または一次検出器には、高値のグルコース対酸素比での「飽和」（すなわち、信号の損失）を回避するために向上された応答域が提供されてもよい。

本発明のいくつかの実施形態において、検出器アレイは、グルコース等の分析物に応答する一次検出器と、潜在的な交絡現象に応答する他の二次検出器とを含む。特定の分析物および検出器の技術に依存する様式において、センサ信号を組み合わせて分析物濃度の測定を生成する。

集合的にまたは個別に、いくつかの異なる測定パラダイムを使用することは、センサ内の複数の検出器の存在によって可能となる。例えば、グルコースセンサにおいては、多重検出器の使用により、全ての検出器からの信号を組み合わせて、重み付けした平均グルコース値を提供することができる。平均値を得るために使用される測定値は、時間的に、すなわち、異なる時点でまたは同時に計測されてもよい。値はまた、空間的に、例えば、検出器プラットフォーム上の異なる位置の検出器から計測されもよい。このようにして、任意の所与の時間における、個々の検出器による性能の変動の影響を最小限に抑えることができる。

本発明のいくつかの実施形態において、分析物濃度は、各一次検出器に対応して算出され、続いて、重み付けおよび合計される。すなわち、重み付けした値は、脈管源に近接していることを意味する所定の最小信号を提供するこれらの検出器からの信号のみを使用して算出される。この目的を達成するために、グルコース負荷の投与等の外因性の刺激を使用するか、または検出器からの信号のみを使用するかのいずれかで、最もアクティブな検出器が特定され、次いで、最もアクティブな検出器の信号のみが分析物の濃度測定に使用される。

実施形態において、分析物の測定、交絡現象の解釈、アクティブではない検出器の特定のためのプロセス等の種々のパラダイムを実行するために必要なアルゴリズムは、内部電子モジュールもしくは他の内部回路の機能内に、または代替として、個々の検出器からの信号が外部受信機に伝達された後に有効化される外部電子回路内に組み込まれてもよい。

センサに用いられる材料は不活性でなければならず、すなわち、それらは検出器の動作に著しく干渉する物質を放出してはならず、さらに、埋め込み型センサの場合、材料は生体適合性でなければならない。ここでも同様に、当業者は、例えば、実施例１の検出器アレイの構築に用いられる生体適合性のインプラントグレードのアルミナ、もしくは他の生体適合性金属（例えば、コバルト−クロム合金またはチタン）、他のセラミックス、またはそれらの混合物等、本発明の種々の要素に使用するのに好適な材料の選択に容易に精通しているであろう。本明細書において詳述されるように、特定のコーティングの使用により、センサに使用される材料の生体適合性および／または非免疫原性を高めることができるため、材料自体は、完全に生体適合性および／または完全に非免疫原性でなくてもよい。

図５Ａに示すように、本発明のセンサは、様々な異なる膜または膜層を含んでもよい。そのような膜または膜層は、主として検出器アレイの個々の検出器の構造と関連しているが、特定の膜層は、検出器アレイの表面全体または複数の検出器を含むその一部にわたって連続的な様式で配置されてもよい。図５Ａは、一実施形態における検出器アレイの個々の検出器の断面図である。膜本体５３は、酸素の電気化学的検知を可能にするように、介在する内部膜５１および電解質層５０を通じて作用電極４０と作用可能に接触した状態にあるゲルマトリックス内に固定化された酵素を含む。この実施形態では、内部膜５１は、アレイ表面に連続的にわたっており、したがって、アレイ内の全ての検出器によって用いられる単一の共通の層である。

典型的には、膜本体５３の架橋ゲルは親水性材料である。膜の親水性材料は、溶液中のグルコース等の大分子成分および酸素等の小分子成分の両方に対して透過性であり、アッセイされる溶液本体から膜を通って経路を提供するように配置される。

上述のように、大分子成分と小分子成分との間の反応を促進するための酵素または触媒は、大分子成分および小分子成分が膜本体５３の親水性材料を通って拡散するときに、これらの成分に対して作用するために、該材料中に固定化されている。種々の実施形態において、膜本体５３、すなわち、固定化酵素層を調製するために有用な材料は、酵素成分に加え、ポリアクリルアミドゲル、グルタルアルデヒド架橋コラーゲンもしくはアルブミン、ポリヒドロキシエチルメタクリレートおよびその誘導体、並びに他の親水性ポリマーおよびコポリマーを、所望の１つの酵素または複数の酵素と組み合わせて含む。層は、化学架橋剤を用いてグルコースオキシダーゼまたは他の酵素を架橋することによって、さらなるポリマーを組み込むことなく、同様に構築することができる。

実施形態において、電気化学的検出器にはさらに、親水性電解質材料（第１の下部層）および疎水性材料（第２の層）でできたさらなる膜層が提供される。図５Ａに示すように、電解質層５０は、作用電極４１、基準電極４２、および対電極４０と直接接触する親水性電解質材料を含む層である。種々の実施形態において、親水性電解質層５０を構築するのに好適な材料は、塩含有ポリアクリルアミドゲル、グルタルアルデヒド架橋コラーゲンまたはアルブミン、ポリヒドロキシエチルメタクリレートおよびその誘導体、ならびに架橋および非架橋形態の両方の他の親水性ポリマーおよびコポリマーを含む。親水性電解質層は、代替として、液体電解質塩溶液または流動性もしくは非流動性の親水性ポリマーゲルを収容するための機械的凹部またはウェル４４を提供することにより（例えば、図４Ａ〜４Ｄに示すように）構築されてもよい。

電気伝導度の最低要件が満たされるように、また、拡散経路が過剰に長くなって検出器の応答に遅延を引き起すことがないように、ウェル４４の幅および厚さは、特定の範囲内になるように選択されることが好ましい。ウェルの厚さは、約５ミクロン〜約２００ミクロン、またはより具体的には約１０ミクロン〜約７５ミクロンの範囲内であることが望ましい。ウェルの幅は、作用電極の直径（または直径の同等物）の約１／２から作用電極の直径の約１０倍、またはより具体的には、作用電極のおよその直径から作用電極の直径の約４倍の範囲内であることが望ましい。

疎水性材料は、電解質層５０の上に配置される内部膜５１として、また代替として、後により詳細に記載されるように、膜本体５３の一部の上に提供される。そのような材料は、より大きな分子成分または可溶性がより低い分子成分に対して不透過性であるが、より小さな分子または可溶性がより高い分子に対しては透過性である。疎水性材料は、溶液から大分子成分を受け取るために暴露されている親水性材料の表面積を制限し、したがって、そのような成分の進入率を溶液中に存在する濃度の関数となる値まで減少させるため、進入する成分の速度は、疎水性材料が存在しない場合により希薄な溶液から進入するであろう速度である。さらに、疎水性材料の実質的な表面積は、小分子成分を受け取るために提供される。代替として（図示せず）、疎水性成分を親水性材料の連続相中の小さなドメインとして分散させて、大分子成分を輸送できる前面を減少させてその有効な拡散係数または輸送率を減少させるようにすることができ、一方で、小分子材料は、親水性材料および疎水性ドメインの両方を通って移動することができるため、高速で拡散することができる。大分子成分の進入および／または輸送速度の制限、ならびに小分子の進入および輸送速度の増加の結果として、膜本体を通る小分子材料 対 大分子材料の比率は、そのような制限がない場合に存在するであろう比率と比較して増加する。

種々の実施形態において、内部膜５１および膜シェル５２を含む疎水性層を調製するために有用な材料は、単独で、またはエチレンもしくはプロピレン、ポリエチレン、ポリプロピレン、酢酸セルロース、および他の酸素透過性ポリマー材料とのコポリマーとして、有機ケイ素ポリマー、例えば、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）およびその誘導体、テトラフルオロエチレンのポリマーまたはそのフルオロクロロ類似体を含む。検出器が過酸化水素または他のそのような基質に応答性であることが意図される実施形態の場合、疎水性層５１はそのような基質に対して透過性でなければならず、必ずある程度の親水性特性を有し得る。特定の実施形態において、内部膜５１および膜シェル５２は、同一の広がりを持ち、膜シェル５２および内部膜５１が同じ高さである１つの膜層として配置され、それによって個々の検出器およびアレイにわたって均一厚さの膜を形成する。しかしながら、図５Ａに示すように、膜シェル５２および膜本体５３は、後に記載されるような厚さの増加した空間的に離間した領域を形成することにより、検出器上に三次元構造を作製する領域として配置されてもよいが、そのような場合、内部膜５１は、複数の検出器がそれを共有するように、検出器アレイのセクションにわたって連続した様式で配置されてもよい。

一般に、所望の透過特性が達成される限り、本明細書に開示される膜の各々の厚さは具体的に限定されない。しかしながら、より厚い膜は、基質の濃度過渡状態の間に新しい拡散定常状態に到達するために必要な時間を延長するため、センサの時間応答特性に関する具体的な要件が、許容可能な膜の厚さを限定する場合がある。膜の厚さは、例えば、約１ミクロン〜約１０００ミクロン、またはより具体的には約１０ミクロン〜約５００ミクロン、またはより具体的には約２５ミクロン〜約２５０ミクロン、またはより具体的には約２５ミクロン〜約７５ミクロンであり得る。非常に薄い膜層、具体的には約１０ミクロン未満のものを、多孔質の比較的不活性な構造であり得るバッキング膜の形態で提供するためには、機械的支持が必要となる場合がある。

埋め込み型デバイスの場所の安定性を達成するために非常に重要なのは、組織内におけるその元の埋め込み位置からデバイスが移動するのを防止することである。そのような運動または移動を防止するために、センサの種々の実施形態において組織移動防止要素が用いられ得る。組織移動防止要素は、周囲の組織空間にセンサを接着する補助となり得る結合組織等の組織がそのような要素内へと内殖するのを促進させることにより、埋め込まれた組織内でのデバイスの移動を防止することができる。そのため、本明細書で使用されるような組織移動防止要素は、結合組織または他の組織の接着または内殖を可能にする、センサ上に配置された要素であり得る。一実施形態において、組織移動防止要素は、センサの表面上に配置された生体適合性のメッシュ、布、または三次元構造を含んでもよく、ポリマー、金属、またはセラミック材料を含み得る。例えば、図１Ａは、細胞の内殖を促進するために２つのベロア布片を有するデバイスを示す。別の実施例において、組織移動防止要素は、埋め込まれる時に設置される、縫合糸による組織へのセンサの接着を促進することを目的としたセンサ上の特徴を含んでもよい。そのような特徴の一例は、センサの端部に位置する別様には硬質のケース３２の孔３３として図３Ｃに示される。当該技術分野において既知であるように、縫合糸を用いた係合のための他の構造、例えば、ワイヤループ、またはセンサ筐体に恒久的に溶接されているかもしくは固定されているループ等も用いられ得る。組織移動防止要素はまた、細胞の接着および内殖を強化または促進するための薬剤、例えば、フィブロネクチンおよびラミニン等の細胞接着分子、ならびにヘパリン等の抗血栓剤および／または抗血小板剤を含んでもよい。

特定の幾何学的特性を有する膜を作製することにより、検出器に対する組織表面の移動の可能性を最小限に抑えるかまたは排除することができ、それによって全体的な信号忠実度を向上させる。実施形態において、組織滑り防止要素は、センサの膜によって画定される三次元構造として提供される。例えば、平面検出アレイを有する本発明のセンサは、図５Ａに示すような複数部分を有する膜層構造を含み得る。例えば、図５Ａは、作用電極４１の上に膜本体５３および膜シェル５２によって配置された三次元構造を示す。

疎水性層５１の外面と該層の親水性構成要素５０とがアレイにわたって均一な高さとなるように、平面アレイ全体にわたって均一な厚さの層状膜構造を使用することによって基本的な機能を達成することができるが、センサを組織環境内に埋め込んだときに組織との接触を確実に維持するのに役立つような特定の様式で１つ以上の膜の厚さを変化させることが本発明の目的である。したがって、各検出器領域は、滑りの低減または組織内への膜の「係止」を助長するように、膜の一部が検出器アレイの表面上で突出している膜を用いて構築されてもよい。そのような三次元に突出した特徴のアスペクト比は、高さ：幅が約１：１〜約１：５、１０、２０、または４０の範囲であり得る。そのような組織滑り防止要素がこの膜システムの構造によって提供され、それによって組織を個々の膜構造の間に位置させることができ、それによって組織−膜界面の著しい回転または滑りを機械的に防止する。三次元形状はまた、組織と接触する膜の表面積を増大させ、より多くの分析物を検出領域、例えば、作用電極に流すことができ、したがって、より高い信号対ノイズ比を提供する。

当業者には理解されるように、膜の三次元組織滑り防止構造は、任意の数の幾何学的形状で形成されてもよい。例えば、図５Ｂは、放射状構成に配置された個々の検出器を有する検出器アレイを示す。各作用電極の上に、膜シェル５２によって形成された円形の組織滑り防止要素が提供される。図５Ｃは、膜シェル５２によって形成された星形滑り防止要素を示す。このように、種々の実施形態において、該構造は、円形、長円形、楕円形、星形、長方形、三角形、正方形、六角形、八角形、または任意の他の幾何学的形状であり得る。さらに、該構造の上面は、図５Ａ、５Ｂ、および５Ｃに示すように平坦である必要はない。むしろ、そのような上面は湾曲していてもよいか、または種々の幾何学的形状の突起を含んでもよいか、またはそのような表面はテクスチャ加工されていてもよい。

本明細書において考察されるように、生体組織内への長期埋め込みを可能にするために、センサは生体適合性である。よって、周囲の生体物質と直接接触する全ての膜構造が生体適合性でなければならず、問題を生じるように免疫原性であってはならない。本明細書に開示される組織と直接接触する膜材料は、一般に、生体適合性であり、長期埋め込みに好適であることが分かっている。しかしながら、実施形態において、センサの全領域または個別の領域は、暴露される全ての材料の免疫原性の可能性が好適に低い状態に留まることを確実にするために含まれ得る、非浸食性生体適合性材料の１つ以上のさらなるコーティング膜層を含んでもよい。図５Ａの膜層５４は、一実施形態における膜本体５３の免疫原性の可能性が別様には十分に低くない場合に用いることができるコーティング膜層の一例を提供する。そのようなコーティング膜は、そのような膜本体の材料による組織との直接的な接触を防止することにより、組織によるいずれの免疫応答も回避する一方で、そうでなければ免疫原性である膜本体材料の使用を可能にする。当業者には明白であるように、コーティング膜層５４は、膜本体５３と作用可能に接触した状態で別個の材料の層としてセンサに提供され得るもしくは固定され得るか、または接触領域にわたって膜本体５３に密接に結合され得るか、または様々な脱免疫化処理を含む膜本体５３の上面の化学的処理もしくは他の処理により所定の場所に形成され得る。全ての場合において、コーティング膜層５４は、検出器の正しい動作を可能にするために、膜本体５３を透過することが意図される分析物および共反応物に対して十分に透過性であることが必要とされる。

例えば、架橋コラーゲンまたはアルブミンの外側膜が用いられてもよい。さらに、コーティング膜として好適な他の生物学的に安定したポリマーは、例えば、ポリウレタン、シリコーン、ポリ（メタ）アクリレート、ポリエステル、ポリアルキルオキシド（ポリエチレンオキシド）、ポリビニルアルコール、ポリエチレングリコール、およびポリビニルピロリドン、ならびに架橋ポリビニルピロリジノンおよびポリエステルから形成されるもの等のヒドロゲルを含む。

センサ筐体上で溶解、硬化、またはさもなければ固定もしくは重合することができる限り、他のポリマーも使用することができる。これらは、ポリオレフィン、ポリイソブチレン、およびエチレン−αオレフィンコポリマー；アクリルポリマー（メタクリレートを含む）およびコポリマー、ハロゲン化ビニルポリマーおよびコポリマー、例えば、ポリ塩化ビニル；ポリビニルエーテル、例えばポリビニルメチルエーテル；ポリハロゲン化ビニリデン、例えばポリフッ化ビニリデンおよびポリ塩化ビニリデン；ポリアクリロニトリル、ポリビニルケトン；ポリビニル芳香族、例えばポリスチレン；ポリビニルエステル、例えばポリ酢酸ビニル；ビニルモノマー同士のコポリマーおよびビニルモノマーとオレフィンとのコポリマー、例えばエチレン−メチルメタクリレートコポリマー、アクリロニトリル−スチレンコポリマー、ＡＢＳ樹脂、およびエチレン−酢酸ビニルコポリマー；ポリアミド、例えばナイロン６６およびポリカプロラクタム；アルキド樹脂；ポリカーボネート；ポリオキシメチレン；ポリイミド；ポリエーテル；エポキシ樹脂、ポリウレタン；レーヨン；レーヨン−トリアセテート、セルロース、酢酸セルロース、酢酸酪酸セルロース；セロハン；硝酸セルロース；プロピオン酸セルロース；セルロースエーテル（すなわち、カルボキシメチルセルロースおよびヒドロキシアルキルセルロース）；ならびにそれらの組み合わせを含む。本出願の目的のためのポリアミドは、−−ＮＨ−−（ＣＨ_２）_ｎ−−ＣＯ−−およびＮＨ−−（ＣＨ_２）_ｘ−−ＮＨ−−ＣＯ−−（ＣＨ_２）_ｙ−−ＣＯ（式中、好ましくは、ｎは６〜１３の整数であり、ｘは６〜１２の範囲の整数であり、ｙは４〜１６の範囲の整数である）の形態のポリアミドも含む。

図４Ａ〜４Ｅ、５Ｂ、および５Ｃに示すように、検出器アレイは、一般にディスクとして成形されるプラットフォーム上に提供されてもよい。アルミナディスクプラットフォーム上に配置された検出器アレイを使用したセンサの代表的な製造方法は実施例１に記載されるが、個々の電極のサイズ、検出器プラットフォームの表面積、およびプラットフォーム上に存在する検出器の数は異なり得る。

記載したように、センサの実施形態は、アレイ構成に配置された最低でも２つの検出器を用いることができる。そのような実施形態において、一方の検出器は、別の検出器からの一次信号と比較するためのバックグラウンド信号または二次信号を検出するように使用されてもよく、そのため、これらの検出器を空間的に密接して配置することが有利である可能性がある。そのような配置は、そのような対になった各検出器を、そうでなければ不均質である組織の、比較的均質な同一領域内に留めさせることができ、複数対の検出器がそのように配置され得ることを確実にするための空間効率の良い手段は、センサの全体的なサイズを最小限に抑えるのに有利である。

実施形態において、各検出器は、好ましくは、動作可能に接続された基準電極、作用電極、および対電極を用いる。マルチ検出器アレイ内の同じ検出器の対電極と作用電極との間にのみ分析物依存性電流が流れることを確実にするために、各検出器の電解質層５０を他の検出器の電解質層から電気的に絶縁することが望ましい場合がある。各検出器が共通の対電極を共有するが、検出器の電解質層５０を他の検出器の電解質層から電気的に絶縁した状態に維持するように検出器アレイを配置することにより、任意の個々の作用電極から流れるまたは該電極に流れる電流が、独立してモニタリングされ得ること、およびその特定の検出器における分析物濃度と関係のない迷走電流によって混乱されないことを確実にすることができる。共通の対電極をアレイの中心に、作用電極を中心の対電極の外側に放射状に、基準電極を作用電極の外側に放射状に、電極を配列することによって、１つの検出器の基準電極および作用電極が他の検出器から電気的に絶縁され得、動作可能な異なる対を備える検出器の密接な近接性が維持され得、かつアレイの全体的なサイズが最小化され得る、検出器アレイを作製する。

一実施形態において、表面上の非導電性物質を使用して中心の対電極が区画に分割され、各区画は、１つの作用電極の内側に放射状に位置する。この放射状の配置は、図４Ａ〜４Ｃに示される。対電極のそのような１つの区画と、その外側の作用電極および基準電極とを接続するように電解質を位置付けることができるため、この配置によって検出器の独立性が促進される。非導電性ではあるが分析物透過性の層５１を電解質の上に配置した後、基準電極または作用電極と、その対応する対電極の区画以外の任意の他の電極構造との間に直流経路は存在しない。この放射状アレイは、非常に空間効率が良く、異なる対の作用電極が密接に近接した状態を維持して、組織内に存在し得る任意の分析物の不均質性による影響が最小限となることを確実にする。

典型的には、図４Ａ〜４Ｅに示すように、センサの動作中に対電極と作用電極との間を流れるイオン電流の経路内に基準電極が位置しないように、検出器チャネルの対電極、基準電極、および作用電極を配置することが望ましい。さらに、図４Ａ〜４Ｄに示すように、典型的には、基準電極によって測定される電気化学電位（作用電極に対する）が、電解質層の対電極と作用電極との間にそのような動作によるイオン電流の流れの結果として存在し得る電圧勾配（そのような勾配は、当該技術分野において「ＩＲドロップ」と称される）によって著しく影響を受けることがないように、作用電極とのイオン性接触が生じるよう基準電極を配置することがさらに望ましい。（測定される基準電圧にＩＲドロップが与える影響が約１００ｍＶを超えることを防ぐように）基準電極と作用電極との間のイオン経路と、作用電極と対電極との間のイオン経路とが大幅に重複することがない、図４Ａ〜４Ｄに示されるような配置が好ましい。

複数の検出器チャネルを含むアレイに加えて、単一チャネルを有する実施形態も可能であり、その例を図４Ｄに示す。この構成は、単一の対電極、作用電極、および基準電極とともに示される。

放射状に配置されたアレイに加えて、他のアレイ形状も用いられ得る。例えば、検出器は、格子状に配置されてもよい。電気化学的検出器のアレイにおいて、そのような格子は、作用電極の格子プロットと関連しているか、または直線的に配置された中心の対電極を含んでもよい。また、各検出器の電極チャネルが他のチャネルから電気的に絶縁されていない実施形態、および／または特定の基準電極（作用電極を除く）がチャネル間で共有される実施形態もまた可能である。図４Ｅは、複数の作用電極と、蛇行経路に配置された共通の対電極と、１つより多くの電極チャネルによって個々の基準電極が用いられる一連の基準電極とを含む、アレイの配置を示している。

当業者には明白であるように、図４Ａ〜４Ｅに示すように「３電極」ではなく「２電極」の電気化学セルシステムに基づく配置を含む、数多くの他の検出器アレイの配置が用いられもよい。そのような二電極システムは、基準電極と対電極の機能を共通の１つの電極内に組み合わせる。さらに、上述のように、電気的、光学的、機械的、熱的、または当該技術分野で既知の他の原理に基づく非電気化学的検出器が用いられてもよい。

本発明の特定の実施形態において、好ましくは、隣接する検出器によって干渉されることなく、それらの独立した動作を確実にするために必要な最小の距離で離間された多重検出器が、アレイ状または他の好適なパターンで、センサ表面にわたって配置される。

各検出器は、検出器プラットフォームの寸法によってのみ限定される隣接する検出器からの最大距離間隔と、センサへの電力供給およびセンサによる電力消費によって決定される最大直径とを有し得る。典型的には、検出器は、最大で約２０〜５００μｍの典型的な毛細管分離の距離またはそれを超える距離によって分離される。

検出器を毛細血管、細動脈、および血液溶質の細静脈源からある程度距離を置いて（そのような源は組織内にわずかしか存在しないため、または血管床に直接隣接させるセンサ検出器部分の設置は保障され得ないためのいずれかの理由で）位置させる組織内での使用では、検出器の表面積を合わせると、隣接する血管床の長さおよび幅と比べて大きい場合がある。比較的大きな表面積が多重検出器によって覆われることにより、脈管構造および状態における変化にもかかわらず、１つ以上の検出器が常に組織の微小血管系に確実なアクセスを有する可能性が増加する。より小さな検出器（検出器の表面積を合わせたものが、脈管源の長さおよび幅と比べて小さい）は、検出器が個々の毛細血管または細動脈に隣接して配置され得る使用に好適である。

筐体の寸法および全体的な形状は、様々な内部構成要素の構成に対応するように調節されてもよい。種々の実施形態において、筐体は、十分に小型なままでなければならず、長期埋め込みに好適な全体的な形状を有しなければならない。デバイスに使用するための多くの形状が想定され得るが、略平面の三次元形状を有する全体的な形状が好ましい。例えば、ある実施形態において、筐体は、図１Ａに示すようなディスク形状または平円盤形状の筐体であってもよい。他の実施形態において、筐体は、図２Ａ、２Ｂ、３Ａ、および３Ｃに示すように、概して細長く薄い場合がある。そのような実施形態において、筐体は、大寸法、例えば長さ、小寸法、例えば幅、および厚さによって画定される。好ましい実施形態において、大寸法および小寸法は５ｃｍ以下であり、厚さは２ｃｍ以下である。例えば、大寸法および／または小寸法は３．５ｃｍであってもよく、一方、厚さは１ｃｍであってもよい。種々の実施形態において、小寸法および厚さは各々、大寸法の７５、６５、６０、５０、４０、３０、またさらには２５％未満である。

本明細書において考察されるように、生体組織内への長期埋め込みを可能にするために、センサは生体適合性である。そのため、筐体を構築するために使用される全ての材料は生体適合性である。当該技術分野では、筐体を構築するために用いられ得る様々な好適な医療グレードの材料が既知である。いくつかの実施形態において、センサの筐体部分は、金属材料または合金、例えば、限定されないが、生体不活性金属、コバルトクロミウム合金、コバルト、ニッケル、クロミウム、およびモリブデンの合金、ステンレススチール、タンタル、タンタルベースの合金、ニッケル−チタン合金、白金、白金ベースの合金、例えば、白金−イリジウム合金、イリジウム、金、マグネシウム、チタン、チタンベースの合金、ジルコニウムベースの合金、またはそれらの組み合わせ等でできていてもよい。筐体はまた、アルミニウム、ジルコニウム、ベリリウム、ケイ素、チタン、イットリウム、ハフニウム、マグネシウム、および亜鉛の、酸化物、炭化物、ホウ化物、窒化物、およびケイ化物を含む生体適合性セラミック材料から構築することもできる。デバイスはまた、限定されないが、フルオロポリマー、エポキシ樹脂、ポリエーテルイミド、ポリエーテルエーテルケトン、ポリスルホン、ポリフェニルスルホン、ポリプロピレン、ポリカーボネート、ポリメチルメタクリレート、およびその他を含むポリマー等の生体適合性の生物学的に安定したポリマーから作製されてもよい。

センサの膜材料は、標準的なインビトロ生体適合性試験により生体適合性であり、あるとしてもわずかな刺激物質しか組織内に放出しない。酵素膜と電極との間に配置された無孔層（例えば、ＰＤＭＳ）の使用により、電極から組織内への電流の通過を防止し、いくつかの他の埋め込み型センサにとって問題であり得る電束に起因する組織被包化の悪化の可能性を排除する。

センサの構成要素は、多くの構成において筐体内または筐体上に配置され得る。種々の構成は、センサの個々の構成要素の機能に関する利益を提供し得る。図１Ａ、１Ｂ、２Ａ、２Ｂ、３Ａ、および３Ｂは、埋め込む時に、遠隔測定ポータルが皮膚の方に向かって配向された場合に信号伝送効率が増加され得るように、遠隔測定送信ポータルが筐体の壁と一体化しているかまたは隣接している実施形態を示す。さらに、検出器アレイは、アレイの検出器が、分析物の検出が起こり得るように周囲の生体環境と動作可能に接触できるように位置付けられなければならない。そのため、検出器アレイの少なくとも一部は、筐体の壁に配置されなければならない。いくつかの実施形態において、空間を最大化し、かつ遠隔測定信号と低レベル検出器信号との間の干渉の可能性を最小限に抑えるために、遠隔測定送信ポータルおよび検出器アレイは、図１Ｂおよび３Ｂに示すように筐体内で向かい合わせに位置付けられる。

前述の通り、１つ以上の電子モジュールが、筐体内に配置されてもよい。電子モジュールは、同じかまたは異なる平面基板上に配置されてもよい。図１Ｂは、２つの電子モジュールが筐体内に配置され、各々が別個の平面基板上にある実施形態を示す。

高感度電子モジュールを、電気的干渉、すなわち、デバイスの他の電子モジュールまたは他の構成要素によって生成され得る電気的「ノイズ」から遮蔽することにより、デバイスの構成要素の機能が高められることが分かっている。そのため、種々の実施形態においては、電子モジュール間の電気的ノイズの送信が、部分的もしくは完全に介在する導電性基板または他の導電性遮蔽構造によって抑制または遮断される。遮蔽によりもたらされる１つの有利な結果は、低レベルセンサ信号の測定の再現性が高められることである。

図１Ｂおよび３Ｂは、電子モジュール間に導電性基板が介在する実施形態を示す。図１Ｂにおいて、電子モジュールは、電気的ノイズまたは干渉を遮断または抑制することができる材料から構築され得る電池であって、電子モジュール間の遮蔽範囲を増加させる導電性基板上にさらに装着される該電池の両側に各々位置付けられる。そのため、電子モジュールおよび介在する装着された電池は、筐体の向かい合った壁に各々配置された検出器アレイと遠隔測定送信ポータルとの間に位置付けられる。

図３Ｂは、介在する導電性基板の両側に電子モジュールが配置された代替の実施形態を示しており、該基板は、複数の層を有してもよく、そのうちの少なくとも１つの層が、電気的ノイズまたは干渉を遮断または抑制することができる材料を含む。そのような実施形態において、電池は、介在する導電性基板に隣接して位置付けられてもよく、細長いが、図１Ａおよび１Ｂの筐体と比較するとより薄い全体的な筐体形状を可能にする。そのため、電子モジュールおよび介在する導電性基板は、筐体の向かい合った壁に各々配置された検出器アレイと遠隔測定送信ポータルとの間に位置付けられ、電池は、介在する導電性基板に隣接して位置付けられる。

上記で指摘したように、図１Ａ、２Ａ、２Ｂ、３Ａ、および３Ｃの種々の実施形態に示される構成要素の全体的な配置は、長期埋め込みに好適な小型形状を維持しながら、個々の構成要素の性能を向上させるための構成要素の分離および位置付けを可能にする、小型の細長い平面またはディスク形状をもたらす。よって、種々の実施形態において、遠隔測定送信ポータル、電子モジュール、介在する導電性基板および／または電池、ならびに検出器アレイは、その１つ以上が、筐体の大寸法に対して実質的に平行に配向される。少なくとも１つの実施形態において、遠隔測定送信ポータル、電子モジュール、介在する導電性基板および／または電池、ならびに検出器アレイは全て、筐体の大寸法に対して実質的に平行に配向される。

介在する導電性基板および／または電池の使用による電気的ノイズおよび干渉の抑制が所望される場合、構成要素はそのような結果を達成するのに好適な材料で構築されなければならない。多くのそのような材料が、当該技術分野において既知であり、本発明のデバイスにおける使用のために想定される。そのような材料は、限定されないが、銅、真鍮、アルミニウム、チタン、スズ、金、銀、および種々の合金、ならびに混合物を含む種々の金属を含み得る。好適なそのような金属材料は、限定されないが、金属製もしくは非金属性基板の上にめっきを施すことによって配置される金属、またはポリマー、セラミック、もしくはガラス担体中または上に配置される金属粒子を含む種々の形態で提供され得る。導電性基板は、電子モジュール間に完全に介在し得るが、いくつかの実施形態においては部分的に介在するのみであってもよい。代替として、導電性基板は、遮蔽領域および非遮蔽領域を生成するために、その長さに沿って異なる遮蔽特性を有する複数の材料で構築されてもよい。

前述の通り、センサ筐体は、体組織内に存在する周囲圧力で水分に対して実質的に不透過性になるように気密密閉される。使用される材料に依存して、ろう付けまたは溶接によりシール形成が行われても良い：例えば、材料の温度を上昇させて溶融するための高エネルギーレーザまたは電子ビームの使用により、合金を作製し、これを急速に冷却して溶接を作製する。好ましくは、シール形成プロセスは、２つ以上の別個の段階において実行される。第１の段階において、ろう付けプロセス（または、被加工品が十分に高温に供されることを必要とする他のプロセス）が、セラミック検出器アレイ基板および遠隔測定ポータルを、それらのそれぞれの金属筐体構成要素に気密的に接合するために用いられる。このプロセスに伴う高温に耐えることのできない他のセンサ構成要素の非存在下における適用を可能にするために、該プロセスは、第１の段階において行われることが好ましい。この第１の段階に続いて、さらなるセンサ構成要素（例えば、電子機器、電池）がアセンブリに加えられ、局所的な加熱のみを必要とするシール形成プロセス（例えば、レーザまたは電子ビームによる溶接）を用いて、１つ以上の段階において筐体に最終的なシールを提供する。特定の実施形態において、第１の段階は、セラミック基板および／または遠隔測定送信ポータルをフランジに接合することを含み、次いで、シールが形成される、フランジと接触する個別の領域で、筐体の一部を局所的に加熱することを含むさらなる接合プロセスによって、それらのそれぞれの金属筐体構成要素にフランジが接合される。

そのため、別の態様において、本発明は、本開示の医療デバイスを製造する方法を提供する。方法は、筐体もしくは筐体フランジと検出器アレイのセラミック基板との間、または筐体もしくは筐体フランジと遠隔測定送信ポータルとの間に、第１の接合プロセスの適用を介して気密密閉を形成することを含む。続いて、筐体の少なくとも２つの部分の間、例えば、上部と下部との間、または下部と検出器アレイのフランジと上部との間に、第２の接合プロセスの適用を介して気密密閉が形成される。得られる筐体は気密密閉される。上述のように、２段階プロセスにより、第１の溶接手順に耐えることのできない構成要素を、第１の溶接手順と第２の溶接手順との間に加えることができる。よって、方法は、第２の溶接プロセスの適用前に、電源、回路、および任意選択的に電子モジュールを筐体内に導入することをさらに含む。

第１の接合プロセスは、シールを生成するように、例えば、筐体または筐体フランジを含むデバイスの特定の構成要素、および遠隔測定送信ポータルを広域的に加熱することによって行われる。そのような構成要素は、ろう付け、炉加熱、およびトーチング等のプロセスによって生成される、構成要素の広域的な加熱に耐えることができる。当該技術分野で既知であるように、ろう付け操作において、接合される構成要素間の空間に第３の材料である「ろう付け材料」が導入され、接合操作を達成するために、該ろう付け材料を溶融し、次いで凝固させる。同じく当該技術分野で既知であるように、ろう付け材料によるセラミック成分の湿潤は、スパッタリング等のプロセスを使用してセラミックの表面を予め金属化することによって促進され得る。典型的な好適なろう付け材料は、限定されないが、金および他の貴金属、ならびにニッケルを含む他の金属と金の合金を含む。

第２の接合プロセスは、シールが形成される個別の領域で筐体の一部のみを局所的に加熱することにより行われ、高温に耐えられない電子回路等に対する損傷を回避する。第２の接合プロセスは、高い電力密度（約１ＭＷ／ｃｍ^２）を有するエネルギーが印加される方法によって行われてもよく、レーザまたは電子ビーム溶接のように、小さな熱影響部ならびに高い加熱および冷却率をもたらす。

別の態様において、本発明は、対象におけるグルコースレベルをモニタリングする方法を提供する。方法は、ａ）本開示のセンサを対象の組織内に埋め込むことと、ｂ）対象におけるグルコースレベルを表すセンサ信号を検出することと、ｃ）遠隔測定送信ポータルを介してセンサ信号を外部受信機へと無線送信することとを含む。

別の態様において、本発明は、対象における糖尿病を処置する方法を提供する。方法は、ａ）本発明のセンサを対象の組織内に埋め込むことと、ｂ）対象におけるグルコースレベルを連続的にモニタリングすることと、ｃ）グルコースレベルを分析することと、ｄ）治療的処置、治療的処置の推奨、警告、またはそれらの組み合わせを提供することとを含む。

種々の実施形態において、センサ信号の検出および送信は、長期間の間ほぼ連続的に行われる。例えば、グルコースレベルは、埋め込まれたセンサを除去せずに、３、６、９、１２、１５、１８、または２４ヶ月までモニタリングされ得る。センサは、所定の時間間隔で、典型的には、３０秒〜５分、例えば、１、２、３、４、または５分ごとに、センサ信号を送信するように構成されてもよい。

特に、糖尿病の処置のために、グルコースレベルを連続的にモニタリングするために使用される場合、グルコースレベルは、抗糖尿病薬等の治療剤の用量を指示するために、低血糖または高血糖の警告を提供するために、食事および運動に関する推奨を提供するために、または、輸液ポンプ、人工臓器もしくは組織、例えば人工膵臓等のためのインプットとして作用するために、使用されてもよい。

以下の実施例は、本発明の利点および特徴をさらに例示するために提供されるが、本発明の範囲を限定することを意図するものではない。これらは使用され得るものの典型ではあるが、当業者に既知の他の手順、方法論、または技術が、代替として使用されてもよい。

実施例Ｉ
埋め込み型組織グルコースセンサの機能分析
実験の概要
無線遠隔測定による組織グルコース濃度の長期モニタリングが可能な本発明の埋め込み型センサは、最終的には糖尿病に罹患したヒトに適用するために開発された。本明細書において詳述されるように、センサ遠隔測定システムは、２匹のブタ（各動物は、非糖尿病および糖尿病状態にあった）の皮下組織内に埋め込まれた状態で、それぞれ、合計２２２および５２０日間連続的に機能した。センサは、示差電気化学的な酸素検出に基づく酵素電極を介してグルコースを検出し、それによって、身体による被包化に対するセンサの感度、局所的な微小血管灌流における変動、組織酸素の利用能の制限、および酵素の不活性化を低減させる。最初の２週間の安定化期間の後、埋め込み型センサは長期間の較正安定性を維持した。血中グルコース濃度と組織グルコース濃度との間のずれは、上昇および下降時の血中グルコース負荷で、それぞれ１１．８±５．７および６．５±１３．３分（平均±標準偏差）であった。このずれは、センサの固有応答ではなく、主に組織におけるグルコースの物質移動によるものであり、埋め込み試験期間にわたって系統的変化を示さなかった。これらの結果は、センサシステムをヒト用途に転換する上での重要な出来事を意味する。

センサの構築および設計
直径３００ミクロンの８つの白金作用電極を、関連する白金対電極およびＡｇ／ＡｇＣｌ基準電位電極とともに、直径１．２ｃｍのアルミナディスクの表面上に８つの検出器チャネル（すなわち、４対の検出器）として配置した。各検出器チャネルの作用電極、対電極、および基準電極は、薄い電解質層、医療グレードのシリコーンゴム（ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）を含む）の保護層、およびＰＤＭＳを含むさらなる膜によって覆われ、特定の電極上には、固定化酵素グルコースオキシダーゼおよびカタラーゼ（どちらもクロコウジカビ（Ａ．ｎｉｇｅｒ）に由来する酵素）のためのウェルが位置する。グルタルアルデヒドを使用してアルブミンと架橋することによりウェル内で酵素を固定化し、得られたゲルを十分にすすいで未結合材料を除去した。膜層の適用前に、アルミナ検出器アレイ基板ディスクをチタン筐体構成要素（図２Ｂを参照）に融合し、作用電極および対電極に白金めっきを施し、基準電極に銀めっきを施し、各検出器のためのポテンショスタットおよび信号調整回路、無線遠隔測定システム、ならびに最低１年の寿命を有する電池を加えた。同じく膜層の適用前に、気密密閉され遠隔測定ポータルを有するチタン筐体構成要素をアセンブリに気密的に接合して筐体を閉じた。標準的な方法に従って確認された手順により、化学滅菌剤を用いてインプラントを滅菌した（ＦＤＡ承認コンセンサス規格ＡＮＳＩ／ＡＡＭＩ／ＩＳＯ１４１６０：１９９８を参照）。

図１Ａに示すように、インプラントは、直径３．４ｃｍおよび厚さ１．５ｃｍである。インプラントの上面は、組織接着のために２つのポリエステルのベロア布片を含む。図１Ｂの断面概略図は、電子モジュール１１、遠隔測定送信ポータル３、電池１２、および検出器アレイ基板１４を示す。

センサの遠隔測定システムは、個々の検出器からの電流をサンプリングし、該サンプルを多重化信号セグメントにコード化し、該セグメントを一連の高周波信号として２分の一定間隔で外部受信機に送信し、そこで信号が解読されて記録される。インプラント内のポテンショスタット回路は、８つの個々の作用電極の制御を有する。無線遠隔測定は、＜１００ｎＷの合計有効放射電力で４３３．９２ＭＨｚの搬送信号を用いて達成され、９７％を超える情報パケット受信率で約１０フィート（３．０８５ｍ）の実用的な有効トランスミッタ範囲を提供する。この気密密閉された無線遠隔測定システムは、感染を起こしやすい経皮的導線を用いずに長期間の記録を可能にした。

埋め込み
２シリーズの埋め込み試験を行った。設計の最適化および構成要素の信頼性検証を補助することを目的とした第１のシリーズにおいては、６匹の非糖尿病ブタに全部で３０の個々のセンサ遠隔測定ユニットを埋め込み、手術手技を改善し、デバイスの耐性および生体適合性を評価し、電子回路および遠隔測定を試験し、センサの寿命に影響を与える要因を同定した。このシリーズのデバイスを外植し、埋め込み後１〜１８ヶ月に及ぶ期間で所定のプロトコル計画にしたがって分析した。この基礎となる調査の結果は、（ｉ）１８ヶ月の埋め込み期間後に評価された許容可能な長期生体適合性、（ｉｉ）１年を超える固定化酵素の寿命、（ｉｉｉ）１年を超える電池の寿命、（ｉｖ）電子回路の信頼性および遠隔測定性能、（ｖ）気密性の長期維持を含むセンサの機械的ロバスト性、（ｖｉ）電気化学的検出器構造の安定性、ならびに（ｖｉｉ）埋め込み型デバイスに対する動物の認容性および許容度を含んでいた。組織透過率および組織リモデリングの影響に関連してこのシリーズから得られた結果については後に詳述する。

糖尿病状態における評価を含み、後に詳述される第２のシリーズにおいては、２匹のブタの各々に２つのデバイスを埋め込み（合計４つのデバイス）、最初に、非糖尿病状態にある動物を用いて、それぞれ３５２日間（対象１）および１６日間（対象２）動作させた。次いで、ストレプトゾトシンの投与により動物を糖尿病にし、デバイスは、対象１において合計５２０日になるまでさらに１６８日間、対象２において合計２２２日になるまでさらに２０６日間動作した。糖尿病の動物を維持するためには相当の資源が必要であるため、個々の実験を終了した。どちらの試験シリーズにおいても、いずれのインプラントも有害な医学的事象（感染、腐食、移動等）には遭遇しなかった。総合すると、この試験シリーズは、１年を超えて埋め込まれた状態で機能し続けた１７個のデバイスを含めて、集合的には合計３１年のデバイスの埋め込み経験年数を意味する。

グルコースセンサのデータ記録
図６は、非糖尿病および糖尿病のブタにおける長期連続モニタリングを示す。対象１および２におけるセンサ動作のタイムラインが上に提供され、各動物に関する糖尿病の誘発が矢印で示される。センサ出力は赤い実線として示され、中心静脈サンプルの実験室分析からの血漿グルコース値は、塗りつぶした青い丸として示される。左：表示される５週の期間は、対象１における埋め込みから２３週間後に始まっている。１週間に１回または２回投与した静脈内グルコース負荷試験（ＩＶＧＴＴ）中に血漿グルコース値のサンプリングを行い、非糖尿病期の間のグルコースに対する感度を評価した。非糖尿病のブタにおいて、ＩＶＧＴＴ間のグルコース濃度は、摂食にもかかわらず比較的安定しており、有意なグルコース変動域を生成するために静脈内グルコース負荷が必要であった。右：２匹の糖尿病のブタにおける、２つの連続的な３日間の期間にわたるセンサ出力を示す。対象１においては、糖尿病誘発の時点で、非糖尿病状態の動物を用いて３５２日間センサを動作させた状態であり、その後、さらに１６８日間モニタリングを継続した。表示されるセグメントは、センサの埋め込み後３７３日目に始まっている（動物を糖尿病に転換してから２１日後）。対象２においては、デバイスの埋め込みから１６日後に糖尿病を誘発し、その後、さらに２０６日間モニタリングを継続した。表示されるセグメントは、センサの埋め込み後１９日目（動物を糖尿病に転換してから３日後）に始まっている。

図６に示す非糖尿病例において、埋め込み型センサの安定性の定性的指標を得る目的で、期間中（１８６日目に）システムの較正調整を１回のみ行った。その時点以降、センサの正確性の分析には１０日ごとに定期的な較正調整を行う固定較正計画が用いられた（下記を参照のこと）。

ブタが糖尿病になった後の結果も図６に示される。予想された通り、グルコース変動域の程度および期間において、非糖尿病状態と糖尿病状態との間に著しい相違が認められた。非糖尿病状態において、グルコース濃度は、食餌および身体活動にかかわらず、約７５ｍｇ／ｄｌのベースラインで比較的一定のままであった。その結果として、グルコースに対するセンサの感度を試験するために、グルコースの静脈内注入により血中グルコース変動域を形成することが必要であり、内在性インスリン反応によって引き起こされた急速な上昇、およびベースラインへの急速な自然回復をもたらした。しかしながら、糖尿病状態では、実質的に時間とともに血中グルコース濃度が変化し、食餌、活動、およびインスリンの投与に複雑に反応して上昇および下降した（センサの応答は、４００ｍｇ／ｄｌで電子的に「キャッピング」されていたため、そのレベルを超えるグルコース値はセンサによって報告されないことに留意されたい）。持続性の高血糖エピソードを中断するためにインスリン注射が定期的に必要であった。

センサ信号の正確性
対象１および２において糖尿病期の間に実行されたグルコース変動域試験から収集されたデータに基づいて、センサの正確性を評価した。標準的な回帰分析、元のセンサ値および遅延に対して調整された値（後に記載する）の両方を使用して、潜在的な臨床有意性に基づいて結果をグラフ領域に分別する誤差グリッドプロット、平均および中央値の絶対的相対的差異（ＡＲＤ）分析を含む従来の統計方法を使用した。糖尿病の動物から得られた結果は次の通りであった（後に記載されるように糖尿病期に関して決定された平均６．６分の遅延に対して遡及的に調整した値を括弧内に示す）：ポイント数：３９２、誤差グリッド値：領域Ａ（誤差は臨床作用に影響を有しない）はポイントの６３．８％（７０．４％）、領域Ｂ（誤差は臨床的に良性である）は３２．４％（２８．６％）、領域Ｃ（誤差が臨床結果に影響する可能性がある）は３．６％（１．０％）、領域Ｄ（誤差が医学的リスクを有する）は０．３％（０％）、および領域Ｅ（潜在的に、誤差は臨床的に危険である）は０％（０％）；ＡＲＤ値：平均２２．１％（１７．９％）；中央値１４．７％（１３．２％）；ならびに相関係数：０．８８（０．９２）。これらの結果は、実際の血中グルコース濃度とセンサによって報告された値との間に定量化可能な差が存在する可能性があるが、これらの差のうちのいずれも、誤った、潜在的に危険な臨床作用を導くものではないことを示唆していた。ここで得られた結果は、現在使用可能な臨床的に使用される短期連続グルコースモニタによってより短期間の間に得られた公開値に匹敵する。

センサ信号の遅延
センサを連続的に動作させると、動的状態の間に、実際の血中グルコース濃度とセンサによって報告される値との間にずれまたは遅延が存在する。遅延に関連するのは、所与の時点での実際の血中グルコース値と報告される血中グルコース値との間の差である動的誤差である。遅延および関連する誤差は、センサ固有の反応速度、組織内のグルコースの物質移動速度、および対象の瞬間的な血中グルコース変化率に依存し得る。センサに起因する遅延構成要素は、グルコース濃度を突然に変化させるインビトロ実験から決定される。瞬間的な血中グルコース変化率は、頻繁な血中グルコースのサンプリングによって決定され、組織内のグルコースの物質移動速度は、他の２つのプロセスがはるかに速い場合に律速となる。

非糖尿病期中の対象１における１６８日目の静脈内グルコース負荷試験（ＩＶＧＴＴ）に対する反応の遅延を図７に示す。グルコース注入によるグルコースの最大上昇率は１分当たり約８ｍｇ／ｄｌであり、内在性インスリンの作用による最大下降率は１分当たり６ｍｇ／ｄｌであった。最初のずれの後、センサ信号は、血漿グルコース勾配に平行な速度で増加した。次いで、グルコース濃度は、グルコース注入速度の低下によって生じた約２６０ｍｇ／ｄｌのプラトー値に約１５分間留まってからベースラインに向かって下降し、その後、センサ信号が低下した。糖尿病期における変動域試験中、中心静脈における血漿グルコースの最大変化率（平均±ＳＤ、ｎ＝３４）は、それぞれ、上昇および下降の推移は、１分当たり４．１±１．９および５．２±１．０ｍｇ／ｄｌであった。非糖尿病期における試験中の血中グルコース変化率は、糖尿病対象において以前に報告された最大自発的変化率よりも著しく急速であり、１分当たり約３ｍｇ／ｄｌで上昇し、１分当たり２．５ｍｇ／ｄｌで下降した。

ここで使用される上昇または下降の遅延（図７において矢印で示される）の定義は、変動域における最低血漿グルコース値と最大血漿グルコース値との間の５０％ポイントでの血漿グルコース値とセンサ値との間の時間である。例えば、変動域の最低血漿グルコース値が１００ｍｇ／ｄｌ（例えば、グルコース注入前のベースラインで）であり、グルコースを注入すると２００ｍｇ／ｄｌでプラトーに達する場合、上昇の遅延は、血漿グルコースが１５０ｍｇ／ｄｌに達する時間とセンサが１５０ｍｇ／ｄｌを示す時間との間の差である。各変動域からの下降の遅延は、下降のずれの間に、同じ５０％血漿グルコース通過点において評価した。この技法を用いて、非糖尿病期中の対象１の３４回のＩＶＧＴＴに基づく上昇の遅延の平均値は１１．８±５．７分（平均±ＳＤ）であり、下降の遅延の平均値は６．５±１３．３分であった。これらの値のうち、２．５±１．２分は、独立したインビトロ測定から判断されるように、センサ自体に起因するものであり、推定された０．５分は、中心静脈注入部位から埋め込み部位までの循環輸送に起因するものである。残りの上昇および下降の平均遅延（それぞれ、８．８および３．５分）は、局部組織における物質移動および生理現象によるものである。長期の埋め込み期間にわたって、いずれの平均遅延値にも変化は認められなかった。

これらの遅延値は、測定された血漿グルコース値に対するセンサ信号値の系統的な遡及的置換、ならびに各段階における全てのセンサ値と血漿値との間の変動の二乗平均平方根係数の決定に基づいて、（Ｋｏｖａｔｃｈｅｖ ｅｔ ａｌ．，Ｄｉａｂｅｔｅｓ Ｔｅｃｈｎｏｌ．Ｔｈｅｒ．１１，１３９−１４３（２００９）に記載されるような）代替アプローチを用いて確認した。上で参照した対象１のＩＶＧＴＴデータセットの場合、約１０分の信号置換で変動値の最小係数を得た：これは、上で報告したように決定された上昇および下降のずれの値の平均に相当するものである。糖尿病期において、６．６分（対象１と２の平均）の信号置換で変動値の最小係数を得た。

酸素基準検出器
酸素基準検出器からの信号は、埋め込み後の組織透過率における経時変化を意味する。一連の埋め込まれた動物の酸素基準検出器からの平均信号を、週数で示した埋め込み期間の関数としてプロットした（図８）。各データポイント（白抜きの丸）は、埋め込み後の表示期間における６０の検出器信号の平均を表し、該ポイントを指数関数的減衰曲線（黒い線）に適合させた。平均酸素信号が指数関数的に減衰し、約６週以内に漸近的に非ゼロ値に達し、それ以降、比較的一定のままであったことは特筆すべきことである。ハムスターを用いた以前の試験は、指数関数的な信号の減衰は、本質的な検出器の感度における変化ではなく、組織の有効透過率における変化によるものであることを示した。このことは、境界層が存在せず、高度に正確な測定が可能なガス相における酸素に対する検出器感度の測定値を埋め込み前と外植後とで比較することによって証明された。よって、酸素基準信号およびグルコース検出器信号の酸素成分の両方の減衰は、組織の有効透過率における変化によるものであり、数週間以内に安定する。

著しい酸素信号減衰期間の間にグルコースに対する感度が安定したままであったという観察は、センサの設計の利点を示すものである。酸素の示差検出に基づくセンサのグルコース検知ストラテジーは、インプラントに対する異物応答による組織被包化に対するグルコース依存性信号の感度を低下させた。埋め込み後に有効組織透過率が低下すると、酸素検出器およびグルコース検出器の両方の基質感度が平行して減衰したため、グルコース依存性の差信号は、ほとんど影響を受けないままであった。

長期動作のための設計
その構築が上記に例示される好ましい実施形態は、組織環境における長期動作を可能にするいくつかの重要な設計特徴を有する。第１に、組織内グルコースオキシダーゼは、組織液中に存在する他の生化学的物質よりもグルコースに対して特異的である。第２に、酵素膜と電極との間には無孔層（上記例ではＰＤＭＳ）が存在し、その疎水性相における可溶化によって酸素の通過を可能にするが、電極被毒、ならびに極性の内在性生化学物質および一般的な外来性化学物質（例えば、アセトアミノフェンおよびアスコルビン酸等）からの干渉を防止する。第３に、電気化学的酸素検出器は、３電極ポテンショスタットの原理に基づいており、いくつかの従来の酸素検出器システムとは対照的に、酸素感度の長期安定性を有する。第４に、グルコースオキシダーゼは、触媒生成物である過酸化水素によって不活性化されるが、固定化したグルコースオキシダーゼの寿命は、過酸化物媒介性の不活性化を防止するために共固定化したカタラーゼを過剰に含むこと、および拡散律速設計を維持するために大余裕量の酵素を組み入れることによって延長される。これらの特徴は、過酸化水素の電気化学的検出に基づく他のグルコースセンサの設計においては実行不可能であった。

組織刺激の最小化
センサに隣接する組織の許容可能な透過率レベルもまた、センサのいくつかの設計特徴に一部起因し得る。センサの膜材料は、標準的なインビトロ生体適合性試験により生体適合性であり、あるとしてもわずかな刺激物質しか組織内に放出しない。無孔ＰＤＭＳ層が、電極から組織内への電流の通過を防止し、いくつかの他の埋め込み型センサにとって問題であり得る電束に起因する組織被包化の悪化の可能性を排除する。好ましい実施形態において、カタラーゼは、さもなければ隣接する組織内に拡散して強い刺激を引き起こすであろう過酸化物を消費する。カタラーゼの包含は、過酸化水素の検出に基づく他の酵素電極センサにおいては不可能である。

酸素へのアクセス
酸素欠乏として知られるグルコースに対する組織内の酸素の化学量論的不足は、２桁またはそれより大きいものであり得る。この矛盾は、解決されないと、センサ内の酵素反応がグルコースではなく酸素によって制限される原因となり、グルコースに対する感度範囲が実質的に減少する。我々のセンサ設計は、カタラーゼ反応を介して過酸化水素から１／２当量の酸素を再利用すること、ならびに（参照により本明細書に組み込まれる米国特許第７，３３６，９８４合に開示されるような）固定化酵素ゲル内への酸素の放射拡散および軸方向拡散の両方を許容するが、グルコースの軸方向拡散のみを許容する新規「二次元」膜設計により、酵素領域に対する基質の相対的アクセスを制御することの両方により、この問題を回避する。これらの特徴により、非常に低い組織酸素濃度であっても、センサは、臨床的に有用な濃度範囲にわたってグルコースに応答することができる。

可変性微小血管灌流
個々の検出器の信号は、基質の血中濃度に加えて、基質の対流および拡散によっても影響を受ける。組織内では、グルコースおよび酸素は、領域の微小血管系を灌流する血液によって埋め込み部位に運ばれ、次いで、毛細血管から各検出器に拡散する。運動、睡眠、動作、静水圧の変化、および局所的温度変化に関連する血流における生理的変動は、組織透過率の変動と同様に、グルコース基準検出器および酸素基準検出器の両方への酸素流量に同時に影響を与えるが、これらの一般的な生理的事象に関連する信号アーチファクトは、本発明に開示される示差酸素検出器設計によってほとんど取り除かれる。

それぞれの血中濃度にかかわらず、グルコースおよび酸素は、顕微鏡レベルでは組織内で不均質に分布している。図８に示すように、１０パーセンタイルと９０パーセンタイル限界値との間に広範囲の酸素検出器信号が存在する。酸素検出器は、製造時には一様であり、インビトロではほぼ同一の信号を生成するが、埋め込まれると、検出器は、各検出器のすぐ近傍にある特異的な微小血管パターンのために、幅広い信号値を生成する。インプラント内の対になったグルコースおよび酸素検出器のアレイは、センサによるグルコース測定の正確性を高めるために、これらの基質の局所的な空間分布を平均化するための手段を提供する。

センサの動的応答
埋め込み型センサが、生理的な血中グルコースの変化を追跡するのに十分に迅速に応答できるかということが、重要な問題である。本質的なセンサの応答が組織内のグルコース物質移動と比べて迅速である本発明のセンサの場合、全体的な応答速度は、最小限の組織被包化を達成すること／十分な組織透過率を維持することに依存する。

個別の血液サンプルに基づくグルコースのモニタリングの場合、典型的なＳｈａｎｎｏｎ−Ｎｙｑｕｉｓｔサンプリング基準（最も急速な周波数成分の周期当たり２つの規則的に離れたサンプル）に従って最も急速な生理的血中グルコース変動域を正確に再構築するために、多くとも１２〜１５分ごとの定期的サンプリングが必要かつ十分であることが報告されている。このことは、最大１２〜１５分の遅延を有する連続的に動作するセンサが、血中グルコース変動域を獲得するのに効果的であり得ることを示唆している。このセンサを用いると見られる平均１１．８分の上昇および６．５分の下降の遅延は、十分にこの基準内であり、平均して、このシステムは、糖尿病対象において予想される最も急速な血中グルコース変動域を追跡することができ、その延長線上で、より典型的なより緩徐な変動域も追跡できることを示している。

また、以前の血中グルコース測定に基づく自己回帰移動平均法は、定量化可能な正確性で、リアルタイムよりも最大２０分先に血中グルコース値を予測できることも報告されている。このストラテジーは、後の用途において必要な場合に、遅延の影響をさらに軽減するためにセンサとともに使用することができる。

人工膵臓を用いた潜在的な使用の場合、本明細書に記載されるセンサは、閉ループシステムの他の構成要素、すなわち、ポンプから組織部位へのインスリン送達、血中へのインスリンの吸収（それ自体は、センサと比べて緩徐であり得る）、周辺組織へのインスリンおよびグルコースの循環、ならびに血中グルコース変化の活性化といった連続的なプロセスと比べて比較的迅速に応答する。したがって、センサは、高血糖による変動域に対応するための人工膵臓の使用において重要な役割を有することができる。長期完全埋め込み型センサの利便性は、糖尿病に罹患した人々のより大きなグループにとって人工膵臓をより受け入れやすいものにすることもできる。さらに、低血糖をタイミングよく検出して警告するセンサの能力は、自動血中グルコース制御システムの安全性を潜在的に増大させる。

適切な設計を用いると、埋め込み型グルコースセンサは、体内で潜在的に長期間有効に動作できることが示された。これらの実験結果および動物実験から導き出されたセンサの機能に関する理解は、ヒト臨床試験に移行するための基盤を提供する。

より詳細な説明として、記載されるセンサを用いた上記実験を通して以下の実験方法が用いられた。

デバイスの埋め込み
長さ５ｃｍおよび深さ０．５〜１ｃｍの切開を行い、皮膚を牽引し、真皮層を露出させることにより、麻酔下にある２０ｋｇのユカタンミニブタの皮下組織部位に個々のセンサを埋め込んだ。筋膜を破損しないようにしながら、鈍的切開により真皮下の脂肪とその下の筋肉との間にポケットを形成した。センサ面が筋肉層に向かって内方を向くように、このポケット内にインプラントを設置した。インプラントが移動する可能性を低下させるために、小さなポリエステルベロアのパッドを予めインプラントの表面に取り付けた。インプラントをポケット内に収容してから、切開を縫合し、動物を保護包帯で包んだ。採血および輸液のために、肩甲骨中央領域にカテーテルポートが露出した状態で、改良したダブルルーメンＨｉｃｋｍａｎカテーテル（Ｂａｒｄ Ａｃｃｅｓｓ Ｓｙｓｔｅｍｓ）を中心大静脈に導入した。ヘパリン希釈溶液を用いて、使用と使用の間、カテーテルの開存性を維持した。手技には滅菌技術を使用し、全ての動物の活動については米国立衛生研究所の「動物実験の管理と使用に関する指針」に従った。

グルコース変動域試験
１週間に１回または２回、グルコース変動域試験を行った。５０％グルコース溶液の制御式中心静脈注入により施される静脈内グルコース負荷試験（ＩＶＧＴＴ）によりグルコース変動域を実現した。非糖尿病動物において、ソマトスタチン類似体（Ｂａｃｈｅｍ）の同時注入を用いて、内在性インスリン産生を部分的に抑制した。その結果は、以下を含む血中グルコース変動域であった：血糖正常値（約７０ｍｇ／ｄｌ）から約２５０ｍｇ／ｄｌのプラトーまでの急速な上昇、約２０分間プラトー値に留まり、次いで、時々、緩やかな低血糖性アンダーシュートを伴う、内在性インスリンの作用によるベースラインへの急速な自然下降。糖尿病動物において、ＩＶＧＴＴに加えて、２００〜２５０ｍｇ／ｄｌの開始値から最低の５０〜１００ｍｇ／ｄｌまで血中レベルを急速に低下させるために、典型的には静脈内インスリンボーラスを使用した。変動域の間、５〜１０分ごとに中心静脈血のサンプリングを行い、Ｙｅｌｌｏｗ Ｓｐｒｉｎｇｓ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ Ｃｏｍｐａｎｙ（ＹＳＩ）の２３００ ＳＴＡＴ Ｐｌｕｓグルコース分析器を用いて中心静脈血漿グルコース値を決定した。

動物モデルにおける糖尿病状態への転換
ストレプトゾトシン（８５ｍｇ／ｋｇ）（Ａｘｘｏｒａ）の注入によりブタを糖尿病にした。転換後、典型的には１日当たり０．３〜０．７Ｕ／ｋｇの１日複数回のインスリンの皮下および静脈内注射で動物を維持した。糖尿病の誘発後、重度の低血糖を確実に回避するために第１日目の間は血中グルコースサンプルを頻繁に採取し、それ以降は１日複数回採取した。

センサの較正
最適な較正間隔が事前に分かっていなかったため、センサの較正のためのグルコース変動域を用いる１０日間の固定間隔に基づくプロトコルを使用した。センサ出力と中心静脈血漿サンプルのＹＳＩアッセイとの間の最小二乗誤差を使用してｋ_１およびｋ_２の値を決定し、次いで、結果として得られた較正を次の１０日間使用した。「較正変動域」に対するセンサの応答の間に得られた相関データは、正確性の決定には含めなかった。統計分析には、較正後の日のセンサ応答の間に収集されたデータのみを含めた。

上記実施例を参照して本発明について説明してきたが、修正および変更が本発明の主旨および範囲内に包含されることを理解されたい。したがって、本発明は、添付の特許請求の範囲によってのみ限定される。

Claims (83)

1. ａ）体内への埋め込みに好適なサイズおよび形状を有する生体適合性の気密密閉された筐体と、
   ｂ）膜層と少なくとも１つの検出器とを備える検出器アレイと、
   ｃ）電源と、
   ｄ）検出器信号を正確に処理するための機能を備え、前記検出器アレイに動作可能に接続された回路と、
   ｅ）皮下に埋め込まれたときに、処理された検出器信号を体外の外部受信機に安定して送信するための遠隔測定送信ポータルと、
   ｆ）筐体内に配置され、かつ、電気的ノイズまたは干渉を遮断または抑制することができる導電性シールドにより分離される、２つの電子モジュールと
   を備える埋め込み型分析物センサであって、
   ｃ）およびｄ）が前記筐体内に配置され、かつｂ）およびｅ）が前記筐体内または前記筐体上に配置されている、
   前記埋め込み型分析物センサ。
2. 前記検出器アレイが、少なくとも２つの検出器を備える、請求項１に記載のセンサ。
3. 前記検出器アレイが、２〜１８個の検出器を備える、請求項２に記載のセンサ。
4. 前記検出器が、放射状パターンに配置されている、請求項２に記載のセンサ。
5. 前記検出器が、少なくとも１つの対電極を用いる電気化学的検出器を備える、請求項２に記載のセンサ。
6. 前記検出器のうちの少なくとも２つの検出器における電解質層が、共通の水性またはイオン性接続を有しない、請求項５に記載のセンサ。
7. 前記検出器のうちの少なくとも２つが、共通の対電極の別個の領域を用い、そのような別個の領域が、水性またはイオン性接触をしていない、請求項６に記載のセンサ。
8. 前記検出器のうちの少なくとも１つが、作用電極、基準電極、および対電極を用いる、請求項１に記載のセンサ。
9. 前記検出器のうちの少なくとも１つにおける作用電極、基準電極、および対電極が、該基準電極と該作用電極との間のイオン経路と、該作用電極と該対電極との間のイオン経路とが大幅に重複することがないように配置されている、請求項８に記載のセンサ。
10. 前記検出器アレイが、２〜８個の検出器を備える、請求項３に記載のセンサ。
11. 各検出器が、作用電極、対電極、および基準電極を備える、請求項１に記載のセンサ。
12. 前記作用電極が、実質的に円形であり、かつ２０μｍ〜５００μｍの半径を有する、請求項１１に記載のセンサ。
13. 前記作用電極が、約３００μｍの半径を有する、請求項１２に記載のセンサ。
14. 前記作用電極および対電極が白金から構成され、かつ前記基準電極がＡｇ／ＡｇＣｌから構成される、請求項１１に記載のセンサ。
15. 前記膜層が、グルコースと酸素との反応を触媒するためのグルコースオキシダーゼ（ＧＯ）の供給源を含み、さらに、前記膜層のＧＯが、前記検出器のうちの少なくとも１つにおける作用電極と作用可能に接触した状態で位置付けられている、請求項１に記載のセンサ。
16. 前記グルコースオキシダーゼが、６ヶ月を超える作用寿命を有する、請求項１５に記載のセンサ。
17. 前記膜層の組織接触部位が、実質的に生体適合性かつ非免疫原性である、請求項１に記載のセンサ。
18. 前記検出器アレイが、少なくとも１つの電解質層、少なくとも１つの疎水性ポリマー層、または、該少なくとも１つの電解質層と該少なくとも１つの疎水性ポリマー層との組み合わせをさらに備える、請求項１に記載のセンサ。
19. 前記疎水性ポリマーが、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）を含む、請求項１８に記載のセンサ。
20. 前記センサの組織接触面が、実質的に生体適合性かつ非免疫原性である、請求項１８に記載のセンサ。
21. 前記検出器アレイが、実質的に生体適合性かつ非免疫原性である材料を含むコーティング層をさらに備える、請求項１に記載のセンサ。
22. 前記材料が、コラーゲン、アルブミン、架橋コラーゲン、または架橋アルブミンを含む、請求項２１に記載のセンサ。
23. 前記検出器アレイが、セラミック基板上に配置されている、請求項１に記載のセンサ。
24. 前記セラミック基板が、アルミナを含む、請求項２３に記載のセンサ。
25. 前記セラミック基板が、大寸法、小寸法、および厚さを有する平面基板である、請求項２３に記載のセンサ。
26. 前記大寸法および小寸法が、略円形、楕円形、正方形、長方形、長円形、三角形、または多角形形状を画定している、請求項２５に記載のセンサ。
27. 前記検出器アレイに動作可能に接続された前記回路が、所定の搬送周波数でＲＦ信号を送信するための機能をさらに備える、請求項１に記載のセンサ。
28. 前記遠隔測定送信ポータルが、所定のＲＦ信号を伝達する、請求項２７に記載のセンサ。
29. 前記ＲＦ搬送周波数が、約３０ＭＨｚ〜３ＧＨｚである、請求項２７に記載のセンサ。
30. 前記ＲＦ搬送周波数が、約３１４ＭＨｚ〜約３１６ＭＨｚ、約４０１ＭＨｚ〜約４０６ＭＨｚ、約４３３ＭＨｚ〜約４３５ＭＨｚ、約８６３ＭＨｚ〜約８７０ＭＨｚ、約９０２ＭＨｚ〜約９２８ＭＨｚ、および約２３６０ＭＨｚ〜約２５００ＭＨｚからなる群から選択される範囲内である、請求項２７に記載のセンサ。
31. 前記電源が、１年を超える寿命を有する電池である、請求項１に記載のセンサ。
32. 前記検出器アレイの表面に組織滑り防止要素をさらに備える、請求項１に記載のセンサ。
33. 前記組織滑り防止要素が、生体組織とのセンサ検出器のかみ合いを促進する、請求項３２に記載のセンサ。
34. 前記組織滑り防止要素が、三次元膜層構造である、請求項３３に記載のセンサ。
35. 前記三次元膜層構造が、前記検出器アレイにわたる膜の可変厚さによって生成されている、請求項３４に記載のセンサ。
36. 前記センサの外面上に移動防止要素をさらに備える、請求項１に記載のセンサ。
37. 前記移動防止要素が、少なくとも１つのベロア布片である、請求項３６に記載のセンサ。
38. 前記移動防止要素が、少なくとも１つの縫合糸取り付け手段である、請求項３６に記載のセンサ。
39. 前記縫合糸取り付け手段が、前記センサの部位における貫通孔、または前記センサ筐体の部位に連結されたワイヤループである、請求項３８に記載のセンサ。
40. 前記遠隔測定送信ポータルおよび検出器アレイが、前記筐体内で向かい合わせに位置付けられている、請求項１に記載のセンサ。
41. 前記筐体が、大寸法、小寸法、および厚さを有する略平面である、請求項４０に記載のセンサ。
42. 前記小寸法および厚さが各々、前記大寸法の約２／３未満である、請求項４１に記載のセンサ。
43. 前記筐体が、大寸法、小寸法、および該大寸法または小寸法にわたる可変厚さを有する略平面である、請求項４０に記載のセンサ。
44. 前記筐体が、前記大寸法または小寸法にわたる少なくとも２つの異なる厚さを備える、請求項４３に記載のセンサ。
45. 前記筐体が、前記電源の厚さの２５％以内の厚さを有する、請求項４０に記載のセンサ。
46. 前記遠隔測定送信ポータルおよび検出器アレイが、前記筐体の向かい合っていない面上に位置付けられている、請求項１に記載のセンサ。
47. 前記筐体が、大寸法、小寸法、および厚さを有する略平面である、請求項４６に記載のセンサ。
48. 前記小寸法および厚さが各々、前記大寸法の約２／３未満である、請求項４７に記載のセンサ。
49. 前記筐体が、大寸法、小寸法、および該大寸法または小寸法にわたる可変厚さを有する略平面である、請求項４６に記載のセンサ。
50. 前記筐体が、前記大寸法または小寸法にわたる少なくとも２つの異なる厚さを備える、請求項４９に記載のセンサ。
51. 前記筐体が、前記電源の厚さの２５％以内の厚さを有する、請求項４６に記載のセンサ。
52. 前記導電性シールドが、センサ測定回路によるノイズのピックアップを減少させ、かつセンサ信号測定の再現性を向上させる、請求項１に記載のセンサ。
53. 前記シールドが、前記少なくとも２つの電子モジュールの間に完全に介在する平面基板である、請求項５２に記載のセンサ。
54. 各電子モジュールが、前記介在する平面基板の両面に配置されている、請求項５２に記載のセンサ。
55. 各電子モジュールが、別個の平面基板上に配置されている、請求項５２に記載のセンサ。
56. 前記介在する基板が、電池である前記電源を備える、請求項５２に記載のセンサ。
57. 前記電子モジュールおよび前記電池が、前記検出器アレイと遠隔測定送信ポータルとの間に配置されている、請求項５６に記載のセンサ。
58. 前記検出器アレイ、電子モジュール、電池、および遠隔測定送信ポータルが、前記筐体の大寸法に対して実質的に平行に配向されている、請求項５７に記載のセンサ。
59. 前記検出器アレイ、電子モジュール、および電池が、前記筐体の大寸法に対して実質的に平行に配向され、かつ前記遠隔測定送信ポータルが、前記筐体の小寸法に対して実質的に平行に配向されている、請求項５７に記載のセンサ。
60. 前記電子モジュールが、前記検出器アレイと遠隔測定送信ポータルとの間に配置され、かつ前記電源が、前記電子モジュールに隣接して配置されている、請求項５２に記載のセンサ。
61. 前記検出器アレイ、電子モジュール、電源、および遠隔測定送信ポータルが、前記筐体の大寸法に対して実質的に平行に配向されている、請求項５２に記載のセンサ。
62. 前記検出器アレイ、電子モジュール、および電源が、前記筐体の大寸法に対して実質的に平行に配向され、かつ前記遠隔測定送信ポータルが、前記筐体の小寸法に対して実質的に平行に配向されている、請求項５２に記載のセンサ。
63. 前記遠隔測定送信ポータルが、放射されたＲＦ信号を前記センサの内部から外部へと伝達するためのＲＦ透過性材料を含む、請求項１に記載のセンサ。
64. 前記遠隔測定送信ポータルが、前記センサの内部から前記センサの外部に位置する送信アンテナへとＲＦ信号を伝導させるための電気フィードスルーを備える、請求項１に記載のセンサ。
65. 前記送信アンテナが、前記遠隔測定送信ポータルの外表面上に位置している、請求項６４に記載のセンサ。
66. 前記遠隔測定送信ポータルが、送信アンテナを備える、請求項１に記載のセンサ。
67. 約４０、３０、２０、または１０分未満の信号遅延を有する、請求項１に記載のセンサ。
68. 前記検出器アレイが、１つ以上の分析物を検出するように適合されている、請求項１に記載のセンサ。
69. 前記１つ以上の分析物が、グルコース、酸素、ラクテート、インスリン、コレステロール、硝酸、グルタメート、ドーパミン、グルタミン、エタノール、コリン、水素、二酸化炭素、および過酸化水素からなる群から選択される、請求項６８に記載のセンサ。
70. 前記膜層が、架橋タンパク質を含む、請求項１に記載のセンサ。
71. 前記膜層が、固定化酵素を含む、請求項１に記載のセンサ。
72. 前記膜層が、グルコースと酸素との間の反応を触媒するためのグルコースオキシド（ｇｌｕｃｏｓｅ ｏｘｉｄｅ）（ＧＯ）の供給源を含む、請求項７１に記載のセンサ。
73. 前記膜層が、カタラーゼをさらに含む、請求項７２に記載のセンサ。
74. 前記検出器アレイの前記電極と電気的接触を行うための経路を提供する電気的接続手段を前記筐体内にさらに備え、それによって、そのような接触が前記筐体を閉じる前に行われ得る、請求項１に記載のセンサ。
75. 前記電気的接続手段が、前記センサ内の前記電極と１つ以上の電子モジュールとの間の接続を維持するように、前記センサの動作中に用いられる、請求項７４に記載のセンサ。
76. ａ）筐体の一部と検出器アレイのセラミック基板との間、または筐体の一部と遠隔測定送信ポータルとの間に、第１の接合プロセスの適用を介してシールを形成する段階と、
    ｂ）前記筐体の少なくとも２つの部分の間に、第２の接合プロセスの適用を介してシールを形成する段階であって、得られる筐体が気密密閉される、段階と
    を含む、請求項１に記載のセンサを製造する方法。
77. 前記第１の接合プロセスが、シールを生成するように、前記筐体の前記一部および前記セラミック基板または前記遠隔測定送信ポータルを広域的に加熱することにより行われる、請求項７６に記載の方法。
78. 前記第１の接合プロセスが、ろう付け、炉加熱、またはトーチングを含む、請求項７７に記載の方法。
79. 前記第２の接合プロセスが、シールが形成される個別の領域で前記筐体の前記一部を局所的に加熱することにより行われる、請求項７６に記載の方法。
80. 前記第２の接合プロセスが、レーザまたは電子ビーム溶接を含む、請求項７９に記載の方法。
81. 電源および回路が、前記第２の接合プロセスを適用する前に、前記筐体の前記少なくとも２つの部分の内側に導入される、請求項７６に記載の方法。
82. ａ）筐体の一部と検出器アレイのセラミック基板との間にシールを形成する段階と、
    ｂ）セラミック基板を含む前記筐体のセクションに電気コネクタ手段を設置する段階と、
    ｃ）電極と前記筐体セクション内のコネクタ手段との間に電気的接続を確立する段階と、
    ｄ）前記電極を検査するかまたは電気めっきするために、前記コネクタ手段に外部機器を接続する段階と
    を含む、請求項７４に記載のセンサを製造する方法。
83. 前記少なくとも２つの検出器が、分析物の酸素検知示差測定を可能にするように構成され、かつ主要分析物検出器および酸素基準検出器の膜が、酸素の変化に対する一致した応答時間を提供するように選択され、それによって、前記センサによって報告される分析物レベルにおけるアーチファクト変動を最小限にする、請求項２に記載のセンサ。

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