JPH05506172A - 植込み可能なグルコースセンサー - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 植込み可能なグルコースセンサー これは、１９９０年４月１９日出願の一部Ｎ！続出願第Ｓ／Ｎ０７１５１１　、 ０５９号明細書である。

光明Ω五員 スセンサーは、グルコースのグルコン酸及び過酸化水素への酵素触媒酸化に基づ いており、過酸化水素はセンサーによる電涜測定によって監視される。

測定により監視される。例えば、クラーク（Ｃ１ａｒｋ）の米国特許第３，５３ ９．４５５号明細書及びグー（Ｇｏｕｇｈ）の同第４，６７１，２８８号明細書 を参照されたい。

植込み可能な酵素によるグルコースセンサーについての概念は本来新規ではない か、この特性を有する信頼できる原価効率のよい装置の製造においてはかなりの 囲器に遭遇した０例えば、多数の提案されたセンサー幾何学的形は、適当な臨床 的グルコース監視に必要な少なくともその期間も全く現実的に望込みできない。

例えば、該第′２８８号のグーの特許で提案された装置は、チューブ状針内部に 収容された多重電極の要件ゆえに、必然的に、使用者が不快であり且つ長期間の 植込みに実用的ではないような直径を有する。更に、多数の従来のセンサーは、 特に、長時間の植込みに対して安定で且つ直線の応答を示さないし、しかも正確 で且つ信頼できる結果を与えない、最後に、従来のグルコースセンサーの製造は 、慣用的な技法によって製造された５個のセンサーの内約１個だけが使用可能で あるという程度にまで手に負えない困難を与えてきた。これは、明らかに、実際 に成功した植込み可能なグルコースセンサーがこれまでに大規模に製造されたこ とはなかったという点でかなりの非能率を示している。

な酵素及びそれらの対応する基質は、クラークの米国特許第４，７２１，６７７ 適合した部分を与える。指示電極部分は、使用可能に固定化された酵素をその上 に有して、酵素の指示表面を与える。参照電極に関して多数の異形が可能である 。

例えば、外部から与えられた心電図用皮膚電極（塩化銀で被覆された８ｍｍディ スクで、Ｅ２４３型としてフィメグ・カンパニー（ＰｈｙｍｅｐＣｏｍｐａｎｙ ）　、ルー・カンボフォルミ第２１、パリ、フランスから入手可能）または指示 電極と一緒に植込まれる参照電極を利用することができる。

植込まれた参照電極を用いる一つの具体的な実施態様において、指示電極の指示 表面及び参照電極は、成形体の長さに沿って横に別々に間隔を！いて、そしてそ れぞれ実質的に成形体を取り囲み且つセンサーが中に入れられている場合の生体 環境に対して実質的に暴露される。このような円周に延長した酵素指示表面及び 参照電極部分を用いることは、この実施態様の重要な特徴であると考えられる。

或いは、参照電極部分は、成形体を取り囲み且つ成形体の縦軸を横断する平面中 に位置している導電性塩ブリッジを含むことができる。すなわち、この場合、参 照を極は、緩ｌＩ＠解質を用いることによって塩ブリッジと電気的に接触する状 態に１かれている。もう一つの実施態様において、参照電極は、センサー全体の 一部分として単純に指示ｔ＃ｌに隣接して置かれている。

好ましい実施において、センサー成形体は、電気絶縁材料で被覆された導電性貴 金属（例えば、白金または白金−イリジウム）電極を含むのが好都合であり、こ の絶縁材料の一部分が電極から除去されて酵素収容区域が画成される０例えば、 短いテフロン（ポリテトラフルオロエチレン）被覆白金−イリジウム線を提供す ることができ、その短い絶縁部分は線の両端の中間で除去され、それによって、 絶縁材料のそれぞれのセグメントは、凹所の酵素収容円周区域の反対側にあって 且つその区域を画成している。或いは、テフロンの最端部分を除去して、酵素収 容区域を画成している突出して露出した区間の線を残してもよい、酵素は、既知 の手段、例えば、酢酸セルロースまたはナフィオン（Ｎａｆｉｏｎ）層（厚み１ 〜３ミクロン）への酵素の吸着後に、グルタルアルデヒドで架橋することによっ て白金−イリジウム線の露出部分上に使用可能に固定化される。

本発明のもう一つの重要な特徴は、酵素指示表面上に配置されて透過性保護層と して役立つ合成ポリマー膜の好ましい使用にある。特に、ポリウレタンの層は、 酵素反応表面を生体環境から保護するために、少なくとも指示表面（好ましくは 、指示電極全体）の上の薄いコーティングとして好都合に適用される。更に、こ の層は、グルコースの流れを遅くし且つ目的濃度範囲にわたる直線のセンサー応 答を生じさせる、グルコースのための拡散性の障壁を提供する。特に、望ましい 直線応答を得るために、活性酵素層及び比較的薄い保護膜を利用する。膜が、そ れを介する分子の通過を、指示表面及びこれらの分子の間の酵素反応が酵素反応 速度論によってではなく膜を介する拡散速度によって決定される程度にまで調節 するということは重要である６本明細書中に記載したセンサー構築方法を実際に 用いる場合、直線応答及び感度の競合する目的と応答時間との最適バランスを達 成することができる。

更に、Ｐｔ−Ｉｒ線に直接隣接する更に別の陰電荷内膜層を用いることは、生体 環境中において妨害種である陰電荷種（例えば、アスコルビン酸塩及び尿酸塩） の拡散を遅らせる。当然ながら、この内膜は、電気的中性種である過酸化水素を 排除することはほとんどない。

最外部のポリウレタン膜の厚みは具体的に確定されなかったが、膜の厚みは、本 明細書の好ましいグルコースセンサーにおいて約５〜１０ミクロンであると推定 される。

前記に記載したセンサーは、それらの構造ゆえに比較的柔軟であり、したがって 、使用するのに快適である。しかしながら、この同じ特徴である柔軟性により、 センサーを植込むのにカテーテルを用いることが必要になる。別の実施ＵＳにお いて、カテーテルを必要とすることなく、患者自身でも容易に植込むことができ るセンサーを提供することができる。このような実施態様では、細長いチューブ 状の金属製ハウジング、典型的には、慣用的な皮下針を利用する。すなわち、セ ンサー装置は、針内に挿入され、そして固定化酵素を与える部分を有する指示電 極を含む、酵素を生体環境に対して暴露するために、針側壁は、酵素の位置に合 わせて開口される。更に、センサーの操作及び挿入を容易にするために、ホルダ ーを、針本体の後端に隣接して与える。このホルダーは、針ハウジングに固定さ れた横に絋かった旗様プラスチック成形体か形であるのが好都合である。

本発明は、更に、前記に記載したポリウレタン膜を適用する新規の方法を含む。

すなわち、酵素センサーの製造における実際の難点は、種々の材料を極めて小型 の植込み可能な装置に対して均一に適用することの難しさから生じるものである 。

この難点は、本発明の内容において、有機溶媒中に溶解した明確な量のポリマー をセンサー表面に適用して、その薄膜が表面に沿って均一に分布するようにする ことによって克服された。実際には、この方法は、線ループを提供し、そのルー プ中、−表面張力によってコーテイング液を保持して望ましいポリマー溶液小滴 を形成した後、そのループを介して電極を通過させて、センサー成形体の長さに 沿って均一のコーティングを達成することによって行われる。

本発明の酵素センサーは、植込みに理想的な幾何学的形を有する。概して、針内 部に収容されていない柔軟な装置は、寸法及び形状が２６ゲージ針と同等である （すなわち、外径的０．４５ｍｍ）　、更に、それらの幾何学的形は、薄膜及び 材料の再現性のある付着を可能にし且つ指示電極上への酵素の量及び定着の慎重 な制御を可能にする。最後に、好ましいセンサーは、要求されるよりも更に組織 中にセンサーが貫入するのを防止する絶縁材料（テフロン）で効果的に「キヤ・ ｙプ」されている０例えば、センサーの挿入は組織及びセンサーそれ自体に対し て最小限の損傷を引き起こす、センサーは横に曲げることができ、更にこれは、 患者の移動によって引き起こされる組織の損傷を最小限にする。

植込み可能なグルコースセンサーの場合、２分未満の応答時間及び０〜２５ミリ モルのグルコース濃度にわたる直線性を達成することができる。同時に、本発明 の製造技術を用いることにより、最初の製造の際の不合格率は著しく減少する。

針ハウジング内部に収容されたセンサーの場合、このようなものは植込みのため に患者が容易に操作することができる。これらのセンサーは、典型的に、前記に 記載した柔軟なセンサーよりも僅かに直径が大きいが、著しい不快を引き起こす ほど大きくはない、この比較的小型の寸法は、センサー構造のゆえに、小型のテ フロン被覆Ｐｔ−Ｉｒ線及び固定化酵素を利用して確保される。

区面Ｏ直巣皇説明 図１は、本発明によるグルコースセンサーを図示する拡大断面図であり：図２は 、本発明によるもう一つのグルコースセンサーの拡大断面図であり；図３は、Ｏ 〜２５ミリモルのグルコース濃度にわたる図１のグルコースセンサーの直線のセ ンサー応答を示すグラフであり；図４は、図１のグルコースセンサーの貯蔵安定 性を例示するグラフであり二図５は、指示電極が植込み可能な針内部に収容され ているもう一つのセンサー実施態様を図示する断面図であり； 図６は、図５で図示したセンサーの透視図であり；そして図７は、図６の場合と 同様の実施態様であるが、植込み可能な参照電極の使用を図示する透視図である 。

ましい　、　の−Ｉ 下記の実施例は、図１及び図２で図示したグルコースセンサーの構造を例示し且 つこれらの図面に関して詳細に記載する。しかしながら、実施例は単に例示する ものであり、そこには本発明の範囲全体についての制限ととるべきものは何もな いということは理解される。

衷謄己上二区上 メトワイヤ・コーポレーション・テフロン・コーテッド（Ｍｅｄｗｉｒ、ｅＣｏ ｒｐｏｒａｔｉｏｎ　Ｔｅｆｌｏｎ−Ｃｏａｔｅｄ）白金−イリジウム線の１０ ｃｍの断片１０の一端を提供する。断片１０は、中心部の白金−イリジウム線１ ２（外径０．１８ｍｍ）及びその周辺の絶縁テフロンのコーティング１４（厚み ０．０３５ｍｍ）を含む、中心部の線１２はセンサーからの指示電極を形成する 。キャビティ１６（長さ１〜３ｍｍ＞は、図１に示したように線１０中に形成さ れる。これは、最初にベーパーカッターでテフロンコーティングに一周する切り 傷を入れた後、テフロンを引き抜いて、長さが約１ミリメートルのキャビティを 作ることによって達成され、線１２の対応する部分を暴露させる０次に、１ＩＡ １２の左端を越えて延長した過剰のテフロンを、カッターで切り取る。

参照電極１８は、図１で分かるように、露出した白金イリジウム表面の右へ約１ ．５ミリメートルのテフロン表面に形成される。Ａｆｌい銀線（外径０．１ｍｍ 、長さ１５ｃｍ）をテフロン表面カバーの回りにしっかりと巻き付けて、長さ約 ５ミリメートルのコイル２０を成形する。線の巻き付は用手段はこの目的に利用 することができる。コイル２０の右へ延びている部分の線は、熱収縮性テフロン チューブ（長さ５ｃｍ、外径１．５ｍｍ、ゼウス・インダストリアル・プロダク ツ・インコーホレーテッド（Ｚｅｕｓｓ　ＩｎｄｕｓｔｒｉａｌＰｒｏｄｕｃｔ ｓ　Ｉｎｃ、））の断片２２で被覆され、電気リードとして役立つように被覆さ れていない短いｆ１線及び白金イリジウム線を残す、６００℃での熱ガン操作を 、テフロンチューブを収縮させるのに用いる。塩化銀の層は、巻き付けられた銀 線を介して電流（０，４ｍＡ／ｃｍ２＞を６０分間流し、同時にそれをＯ，ｌＮ −ＨＣｌ撹拌溶液中に浸漬することによってコイル２０上に形成される６次に、 参照；極１８の露出部分を脱イオン水で６時間洗浄する。この方法で製造された 参照＠極は、０．１５モルＮａＣ１中において３７℃で、Ａｇ／ＡｇｃＩ（３モ ルＮａＣＥ）に対して一６４±３ｍＶ（ｎ＝１０）の電位を示す。

グルコースオキシダーゼ（ＧＯｘ、Ｅ、Ｃ，１，１，３，４）を線１２の露出部 分に固定化するために、最初に、内部の陰電荷膜を露出した線部分に適用する。

次に、円周に延長した酵素指示層２１を、キャビテイ１６内部に形成する。２種 類の異なる方法を用いてこれらの目的を達成した。

Ａ、セルロースに　ムしたウシ血ゞアルブミンに　るＧＯｘの　合キャビティ１ ６内部の露出した白金イリジウム表面を、アセトンで洗浄することによって脱脂 する０次に、それを脱イオン水で洗浄し且つ冷気流中で乾燥させた後、ポリマー を付着させる。

センサーの左側部分（参照電極コイル２０の左方部分）をアセトン５０％及びエ タノール５０％中の５％酢酸セルロース（アセチル含量３９．８％）中に１０秒 間浸漬し、そして徐々に取り出す０次に、それを酢酸セルロース溶液上の蒸気に ５秒間暴露し、そして再度酢酸セルロース？Ｓ液中に１０秒間浸漬する１次に、 センサーを取出し、空気中においで室温く２３℃）で１公開乾燥させ、そして脱 イオン水中に６時間入れて、膜細孔中に閉じ込められた溶媒を水で置き換えるこ とを可能にする。この方式で製造された酢酸セルロース膜は十分な長期間安定性 を示し、更に、アスコルビン酸塩及び尿酸塩を十分に識別する０次に、ウシ血清 アルブミン（ＢＳＡ）を酢酸セルロースに対して共有結合させ、過剰のρ−ベン ゾキノンで予め活性化されたＧＯｘと膜との引き続きの反応を行う、この反応に ついての詳細な方法は、参考として本明細書中に包含されるスターンバーブ（Ｓ ｔｅｒｎｂｅｒｇ）ら、Ａｎａｌ、Ｃｈｅｍ、、１９８８．６０．２７８１の文 献に記載されている。

１、センサーに、前記に記載したのと全く同じ方法で酢酸セルロースを被覆して 膜を作る。ＧＯｘ　（２７０Ｕ／ｍｇ）を、ＧＯｘ溶液〈０，１モルリン酸緩衝 溶液中４０ｍｇ／Ｍ！　）５μｌをキャビテイ１６内部の指示要素上に滴下する ことによって物理的に吸着させ、室温で１０分間乾燥させる。酵素を固定化し且 つ円周表面２１を形成するために、センサーを、密閉したガラス室の底部に入れ た２５％グルタルアルデヒド溶液から生じたグルタルアルデヒド蒸気に対して室 温で１２時間暴露する０次に、センサーを脱イオン水で洗浄し、そして空気中で ２時間乾燥させる。グルタルアルテヒドによる架橋は、熱分解、タンパク分解酵 素及び加水分解から酵素を保護し、Ｅ、Ｍ、サロナ（Ｓｌｏｎａ）　、Ｃ，サロ ニオ（Ｓａｒｏｎｉｏ）及びＳ、ガラテイニ（Ｇａｒａｔｔｉｎｉ）（監修）、 「不溶化酵素（Ｉｎｓｏｌｕｂｉｌｉｚｅｄ　Ｅｎｚｙｍｅ）」、レイパン、ニ ューヨーク、１９７４が参考として本明細書中に包含された。

に用いることもできる。前記のようにセンサーの検出部分を洗浄後、それを、参 電位＋３■を、ループに関する作業′Ｓ極に１０秒間適用する。電位を止める前 に、センサーをループから引き抜き、空気中で２時間乾燥させ、そしてＧＯｘ酵 素を前記に記載したように適用する。

別のポリマーを、酢酸セルロースまたはナフィオンの代わりにまたはそれと組み 合わせて、露出しなＰｔ−Ｉｒ４１表面のコーティング用に用いることができる 。

例えば、ポリアニリン及びポリフェノール誘導体を、露出した指示電極表面上に 電気化学的に付着させることができる。アニリン及びフェノールモノマーの酸化 電気重合は、露出した線に対して安定で且つ接着性のコーティングを生じる。更 に、これらの材料は、生体環境において電気化学的障害に対するセンサー選択性 を更に改良するのに利用することができる十分な寸法選択性を有する４寸法選択 性コーティングと電荷選択性薄Ｈ（例えば、＃酸セルロース）との組み合わせは 、インビボでのバックグラウンド電流及び電気化学的障害の危険を減少させるこ とができる。アニリン及びフェノールの電気重合法は周知であり、例えば、双方 とも参考として本明細書中に包含されているオーサカ（Ｏｈｓａｋａ）ら、Δ旦 且１、Ｃｈｅｍ、、１９８７．５９．１７５８〜６１及びマリテスタ（Ｍａｌｆ ｔｅｓｔａ）ら、Ａｎａｌ、Ｃｈｅｍ、、１９９０，６２．２７５３〜４０を＃ 照されたい。

Ｉ＆後に、イーストマン・コダック（Ｅａｓｔｍａｎ−Ｋｏｄａｋ）ＡＱ２９− Ｄポリマー（ポリ（エステル−スルホン酸））は両方の電荷及び寸法選択特性を 有し、ナフィオンの代わりに露出指示電極に適用することができる。酢酸セルロ ース層を上に有する指示電極に対して適用されたこの種のコーティングは、選択 性全部を改良するものでなければならない、＃酸セルロース及びＡＱ２９−Ｄポ リマーの混合物から製造された組み合わせコーティングは、更に、センサー選択 性に関する利点を提供しなければならない。

センサーの製造を完成するために、参照電極を含む全装置に、テトラヒドロフよ って線ループ（内径２ｍｍ）中に保持し、そしてセンサーをそのループを介しル コース感受性が得られない場合、センサーにポリウレタンを再被覆することは可 能である。

に、完全なセンサー４３は、検量線作成のために及び線２８．３８の軸方向に延 長した末端によって与えられた電気的接続によって用いるのに用意される。

上記の実施例で記載したセンサーは、撹拌された０、１モルリン＃１緩衝溶液、 ｐＨ＝７．４が１０ｍ１入っているサーモスタットを備えたセル（３７℃）中に 浸漬することによって検量線が作成され、＋６００ｍＶの電位（過酸化水素検出 用）を作業電極と参照／指示電極との間に適用する。バックグラウンド電流を２ ０分間安定化させる。センサーの検量線作成は、増加量のグルコースを撹拌緩衝 液に対して加えることによって実施される。を流を平坦域（定常状態応答）で測 定し、そして分析物の濃度とｒｕｊ係付ける。検量線作成操作後に、センサーを ０．１モルリン酸Ｍｉｌｌ溶液、ｐＨ＝７．４中において室温で貯蔵する。

図１によって製造されたセンサーに関してグルコース添加に関する典型的な応答 曲線を図３に示す０図示したように、目的濃度範囲（０〜２５ミリモル）にわた るセンサーに特有の応答は本質的に直線であり、そして特に、０〜１５ミリモル の範囲に対してそうである。更に、センサー出力は、撹拌速度とは本質的に無関 係である。センサーのインビトロでの特性を下記の表に要約する。センサーの典 型的な貯蔵安定性曲線を図４に示す、ｉ＆初の数日間のセンサー製造中に、ポリ ウレタン膜は、加水分解及び膨潤処理の結果としてそのグルコースに対する透過 性が変化し、増大したグルコースの通過及び増大した電流を導く、シかしながら 、この最初の期間後の安定性は優れている。

本発明のセンサーは、使用において適当なシグナル処理装置と電気的に接続され 、そして望ましい皮下部位中に植込まれる。外部の合成ポリマー膜を通って拡散 りるグルコース及び酸素は指示表面でＧＯｘによって酵素的に触媒され、結果と してグルコン酸及び過酸化水素か生成する。この過酸化水素を′ｔｈ流測定によ って測定し、それがグルコース濃度の測定値である。

立 １のグルコースセンサーのインビトロの感度（ｎＡ／ｍＭ−ｍｍ２）　１．８± ０．８直線範囲（上限＞（ｍＭ）　１５　±３応答時ｒ’ｍＣ分＞　、７９０％ 　３．５＋１上記に示した結果は、６個のセンサーの平均±ＳＤとして表わされ ている。

ａ残留を流は、分極の１時間後に測定される。

図５及び図６は、本発明によるもう一つのセンサー４４を図示している。この場 合、センサー成形体４６は、ステンレス鋼製中空チューブ状針４８内部に収容さ れている。

センサー成形体４６は、全外径が約０．２ｍｍである最も内部のテフロン被覆白 金−イリジウム線５０　（９０％Ｐｔ／１０％Ｉｒ）及び実施例１に記載したよ うにその中に形成されたキャビティ５２を含む、キャビティ５２は長さが約１． ０ｍｍであり、線５０の先端から約３．０ｍｍのところに位置している。グルコ ースオキシダーゼ層５４は、キャビティ５２の内部に固定化され、そしてＰｔ− １ｒ線の表面に結合しｆＳ＃酸セルロースポリマ一層を含み、グルコースオキシ ダーゼはグルタルアルデヒドによって酢酸セルロース上に架橋している。この方 法は前記の実施例１の８．１によるものである０次に、指示電極全体を、実施例 １に記載した方法を再度用いてポリウレタンの膜５６で覆う。

続いて、センサー成形体４６を、２５ゲージの使い捨てステンレス鋼製皮下針中 に挿入し、その針にはセンサー成形体に隣接する開口部５８があり、その挿入先 端は鋭利である。センサー成形体４６は、グルコースオキシダーゼ層５４が側壁 開口部５８と位置が合うような方法で収り付けられ、それによって、層５４は生 体環境に対して暴露される。シリコーンゴムプラグ６２を、示したように針４８ の前端に取り付ける。

図５に図示したように、線５０は針４８の先端から後方へ延長し、そしてグルコ ース濃度を測定するのに適当な手段と接続するように適合される。センサー４４ の後端を密封するために、エポキシビーズ６４を線５０と、針４８及びセンサー 成形体４６の突合わせ端部との周囲に適用する。

全体のセンサー４４は、針４８を横断して拡がったホルダー６６を与えることに よって完成する。ホルダー６６は、示したように、針４８の後端に巻き付けられ たプラスチックシートの形であるのが好ましく、エポキシまたはポリシアノアク リレートグルーによって固定される。ホルダー６６により、患者でも容易にセン サー４４を操作し且つ挿入することが可能になる。

センサー４４の使用において、参照電極は外部に適用するかまたは植込むことが できる。外部電極の場合、前記に記載した市販の心電図皮膚電極を利用すること ができる。外部参照電極は、最も良い測定結果のために、植込まれなセンサーに ごく接近して適用されなければならない、更に、ホルダー６６を用いて前記に記 載した種類の外部電極を支持することができる。ホルダーが植込みに際して皮膚 に極めて隣接して位置している限りにおいて、ホルダーは外部電極に理想的なプ ラットホームとして役立つことができる。

図７は、植込み可能な参照＠極を利用する実施態様を図示している。この場合、 針４８は、その外部表面上に銀の電着層６８を有し、この層は塩化物イオンの存 在下で陽＠酸化されてＡｇ／ＡｇＣｌ参照電極を作る。銀リード線７０は、銀エ ポキシまたはｗ４似の手段によって針４８の後端に導電性によって固着し、そし てホルダー６６を、示したように、この接続の回りに巻き付ける。

或いは、ステンレス＃Ｉｌ製針４８の内壁に、電着したｒ＠極酸酸化銀層、この 層及びセンサー成形体Ａ６の間の導電性ゲルと一緒に与えることができる６次に 、銀リード線は内部針表面に導電性によって固定されるであろう、この実施態様 において、電流は、指示電極及び参照電極の間のゲルを介して流れる。

図５〜７によって構築され、そして外部電極かまたは植込まれた参照電極を用い るセンサーは、図１〜２によって構築されたものと本質的に同一の直線応答を与 える。

本発明によるセンサーに関する実際の経験により、植込みの際に、隣接面組織の 細胞及び毛細管が僅かに損傷することが実証さｈな、しかしながら、４日または ５日後に、このような組織はセンサーの周囲に再生されて、コラーゲン層を形成 する。更に、血管新生かコラーゲン層において観察されて、この現象は部分的に センサーの感度の原因となることがある。これは患者の免疫系の作用を示すもの である。いずれにせよ、植込まれなセンサーに隣接する血管新生したコラーゲン 層の存在は、酸素及びグルコースの通過を可能にする。更に、植込み後の最初の 時間内に、センサー応答はある程度変更し得るということが分かった。しかしな がら、時間の経過によりこの可変性は低下し、そして植込まれたセンサーの性能 は増大する。これは、植込まれたセンサー周辺の組織の安定化によるものと考え られる。最終結果は、本発明のセンサーは好結果で植込むことができ、そしてこ れまで実際的ではないと考えられていた期間中適所にあることができるというこ とであり、例えば、数日〜３週間の期間が可能である。

当業者は、本発明のセンサーがインビボでの検量線の作成を必要とすることがあ るということを理解するであろう、これは、典型的に、慣用的な手段によって２ 種類の血中グルコース濃度を測定し、そしてこれらの既知の値をセンサーの出力 と相間させることによって行われた。

このように、本発明による酵素センサーは、小型の充分に植込み可能な寸法；目 的濃度範囲にわたる応答の直線性：貯蔵安定性；及び過度の不合格率を伴うこと なく一貫して製造される能力；を含むこれまで達成するのが困難であった性質を 示すことが分かる。

Ｆｉｇ、２゜ 貯載期閏（、ヨシ 層性！ グルコースなどの生化学物質に対する植込み可能な酵素センサー（２５，４３， ４４）を、任意の長期間の植込みに理想的な寸法及び幾何学的形並びに目的濃度 範囲にわたる直線応答を有して提供する。センサー（２５，４３，４４）は、適 当な固定化された酵素を上に有して酵素指示表面（２１，３３，５４）を与える 指示電極部分を支持している細長い成形体（１０，２６，４６）を含む、透過性 合成ポリマー膜（２４，４２，５６）はセンサー成形体（１０，２６，４６）の 上に適用されて酵素を保護し、そしてそれを介する分析物の拡散を調節してセン サー応答の直線性を確実にする。センサー（２５，４３）は柔軟な設計から成り 、カテーテルを用いて植込むことができる。或いは、センサー（４４）は、開口 した中空針（４８）内部に収容された内部指示電極本体（４６）を含む、針（４ ８）に固着されたホルダー（６６）は、センサー（４４ンの容易な操作及び植込 みを可能にする。

補正書の翻訳文提出書 （特許法第１８４条の８） 特許庁長官　麻生　渡　殿　”４４４”°”°唱１、特許出願の表示 ＰＣＴ／ＵＳ９１１０２６４１ 、発明の名称 植込み可能なグルコースセンサー ３、特許出願人 住　所　アメリカ合衆国カンサス用６６０４５．　ローレンス（番地なし）。

ストロング・ホール 名　称　ザ・ユニバーシティ・オブ・カンサス　（外２名）４、代理人 住　所　東京都千代田区大手町二丁目２番１号新大手町ビル　２０６区 電話　３２７０−６６４１〜６６４６ 平成　４年　４月２２日 請求の範囲 １、（削除） ２、（削除） 町　３９．１□。え、□ｂ＜、　＠Ｅ（Ｄｔ４よ。１ｏヨ。、１３ヶ、４つｏニ オ料のそれぞれのセグメントが前記の酵素収容区域の反対側にあり且つその区域 を画成する請求項２８に記載のセンサー。

４、前記の参照部分が前記の指示体の回りに配置されたコイルを含む請求項２８ に記載のセンサー。

５、前記の参照部分が、前記の成形体の縦軸を横断する平面中に位置する導電性 参照端子から成る請求項２８に記載のセンサー。

６、前記の指示表面および参照電極の上に配置された外部合成ポリマー膜を含み 、該層が前記の生体分子に対して透過性である請求項２８に記載のセンサー。

７、前記の膜がポリウレタンから成形される請求項６に記載のセンサー。

８、前記の膜の厚みが約５〜１０ミクロンである請求項６に記載のセンサー。

９、前記の指示電極部分に適用された内膜を含む請求項２８に記載のセンサー。

１０、前記の膜が陰電荷である請求項９に記載のセンサー。

１１、前記のセンサーがグルコースセンサーである請求項２８に記載のセンサー 。

１２６　（削除） １３、（削除） １４、（削除） １５、（削除） １６、（削除） １７、（削除） １８、（削除） １９、指示電極を提供し、および該指示電極上に酵素を使用可能に固定する工程 を含む酵素センサーを製造する方法において、該電極に合成ポリマー膜を均一に 被覆する工程を含み、該被覆工程が、規定量のポリマー溶液小滴を確立し、そし て該電極を該薄膜を介して通過させてそれを被覆する工程から成る改良された方 法。

２０、前記の薄膜確立および通過工程が、線ループを提供し、前記のループ中に 表面張力によって液体を保持して該薄膜を形成し、そして電極をそのループを介 して通過させることから成る請求項１９に記載の方法。

２１、（削除） ２２、（削除） ２３、（削除） ２４、（削除） ２５、（削除） ２６、（削除） ２７、（削除） ２８、酵素に対する基質または酵素によって生じた生成物である生体分子の存在 を決定するために、該分子の存在を特徴とする環境中に置（のに適合したセンサ ーであって、 電気絶縁材料で被覆された伝導性の指示電極線を含む細長い柔軟性の成形体、該 電極線から除去された該材料の部分がありそれが酵素収容区域を画成し： 該区域上に使用可能に固定化された酵素が酵素指示表面を与え；該成形体上に支 持され、該環境への暴露に適合した区分を与える参照電極； 該支持表面および該参照電極部分は該成形体の長さに沿って側面に別々に間隔が 置かれ、そしてそれぞれ成形体を実質的に取り囲み；該取り囲み支持表面および 該取り囲み参照電極部分の実質的に全部がセンサーが中に入れられた時に該環境 との反応に暴露され：該指示電極線は、担体の必要なく該センサーを該環境中に 支持するに役立つ、ことから成るセンサー。

２９、使用者の皮膚を介して挿入するために適合され、そして鋭利な挿入先端お よび反対の先端を与える細長いチューブ状ハイジングをそのハウジング内部に収 容された、インビボの化学状態を検出するための電気化学センサー手段と一緒に 有し、ならびに伝導体は操作可能なようにセンサー手段に連結され且つ該ハウジ ングの反対末端から伸びている電気化学的センサーにおいて、ハウジングの操作 および使用者の皮膚を介するその挿入を容易にするためのホルダーを含み、該ホ ルダーは該反対の先端に隣接する該ハウジングに固定された横に拡がった成形体 を含み且つハウジングの把握および操作を可能にするように改良され、該伝導体 手段が該チューブ状ハウジングの外に伸びて該成形体を越えることを可能にする ために、該ハウジングは一般的に該チューブ状ハウジングの長軸方向に一直線上 に並べられた伝導体−掃除開口を与えるセンサー。

３０、使用者の皮膚の下に据え付けられるために適合した電気化学的センサーで あって、本質的に： 電気的絶縁材料で被覆された電気的伝導性電極線で形成された成形体、該材料が 該電極線から除去されて、該線部分を暴露し、ならびに線に沿った暴露線区域を 画成し： インビボの化学状態を検知するために、および該暴露された線部分に使用できる ように連結され、ならびに該区域に配置される感短手段：該成形体線上に支持れ 、且つ電極線から電気的に絶縁されている伝導性参照電極； 該成形体は皮膚の下に据え付けられた時、該感知手段の唯一の支持体であり；そ して 一対の伝導リードはそれぞれ該線電極線および参照電極に連結され、且つ皮膚を 通つて伸びるように適合されている、ことから成るセンサー。

国際調査報告 ′″−−−＾″＠−颯Ｋ丁／ｌｌ５０１１０フロ４１

Claims (27)

【特許請求の範囲】
1. １．酵素に対する基質または酵素によって生じた生成物である生体分子の存在を 決定するために、該分子の存在を特徴とする環境中に置くのに適合したセンサー であって、 細長い成形体； 該成形体上に支持された指示電極及び参照電極；を含み、そして各電極は該環境 に対する暴露に適合した部分を与え、支持電極部分はその上に使用可能に固定化 された酵素を有して酵素支持表面を与え、該支持表面及び該参照電極部分は該成 形体の長さに沿って側面に別々に間隔が置かれ、そしてそれぞれ成形体を実質的 に取囲み、該取囲み支持表面及び該取囲み参照電極部分の実施的に全部が、セン サーが中に入れられた時に該環境との反応に暴露される、センサー。
2. ２．前記の成形体が、電気絶縁材料で被覆された一定の長さの導電性電極を含み 、該電極から除去された前記の材料の一部分が存在して酵素収容区域を画成し、 前記の酵素は該区域内に収容されて前記の支持表面を与える請求項１に記載のセ ンサー。
3. ３．前記の支持表面が、前記の電極の長さの両端の中間に位置し、前記の絶縁材 料のそれぞれのセグメントが前記の酵素収容区域の反対側にあり且つその区域を 画成する請求項２に記載のセンサー。
4. ４．前記の参照部分が前記の指示体の回りに配置されたコイルを含む請求項１に 記載のセンサー。
5. ５．前記の参照部分が、前記の成形体の縦軸を横断する平面中に位置する導電性 参照端子から成る請求項１に記載のセンサー。
6. ６．前記の指示表面及び参照電極の上に配置された外部合成ポリマー膜を含み、 該膜が前記の生体分子に対して透過性である請求項１に記載のセンサー。
7. ７．前記の膜がポリウレタンから成形される請求項６に記載のセンサー。
8. ８．前記の膜の厚みが約５〜１０ミクロンである請求項６に記載のセンサー。
9. ９．前記の指示電極部分に適用された内膜を含む請求項１に記載のセンサー。
10. １０．前記の膜が陰電荷である請求項９に記載のセンサー。
11. １１．前記のセンサーがグルコースセンサーである請求項１に記載のセンサー。
12. １２．酵素に対する基質または酵素によって生じた生成物である生体分子の存在 を決定するために、該分子の存在を特徴とする環境中に置くのに適合したセンサ ーであって、使用可能に固定化した酵素を上に有する有効な指示電極を含み、該 指示電極部分の上に配置された、該生体分子に対して透過性である外部合成ポリ マー膜を含み、且つセンサーを介する該分子の通過を、該指示表面及び該分子の 間の酵素反応が、膜を介する分子の拡散速度によって決定される程度にまで調節 する改良されたセンサー。
13. １３．参照電極部分を含み、前記の膜が前記の指示及び参照双方の電極部分の上 に配置されている請求項１２に記載のセンサー。
14. １４．前記の膜がポリウレタンから成形される請求項１２に記載のセンサー。
15. １５．前記の膜の厚みが約５〜１０ミクロンである請求項１２に記載のセンサー 。
16. １６．前記の膜が、それを通過するグルコース分子の拡散を阻害するのに役立つ 請求項１２に記載のセンサー。
17. １７．前記のセンサーがグルコースセンサーである請求項１２に記載のセンサー 。
18. １８．前記のセンサーのための細長いチューブ状ハウジングを含み、該ハウジン グがその側壁に開口部を有し且つ前記の指示電極を収容し、前記の固定化酵素が 前記の開口部と位置が合わされている請求項１２に記載のセンサー。
19. １９．指示電極を提供し、および該指示電極上に酵素を使用可能に固定化する工 程を含む酵素センサーを製造する方法において、該電極に合成ポリマー膜を均一 に被覆する工程を含み、該被覆工程が、規定量のポリマー溶液小滴を確立し、そ して前記の電極を前記の薄膜を介して通過させてそれを被覆する工程から成る改 良された方法。
20. ２０．前記の薄膜確立及び通過工程が、線ループを提供し、前記のループ中に表 面張力によって液体を保持して該薄膜を形成し、そして電極をそのループを介し て通過させることから成る請求項１９に記載の方法。
21. ２１．酵素に対する基質または酵素によって生じた生成物である生体分子の存在 を決定するために、該分子の存在を特徴とする環境中に置くのに適合したセンサ ーであって、 該環境に対する暴露に適合した部分を与える細長い指示電極であって、該指示電 極部分はその上に使用可能に固定化した酵素を有して酵素支持表面を与え；側壁 に開口部を有する細長いチューブ状ハウジング；を含み、 該支持電極は、前記の電極部分と、その上の前記の開口部と位置を合わされて固 定化した酵素と一緒に前記のハウジング内部に収容され、前記の指示電極が前記 のハウジングから延長され且つハウジングの境界内に位置した唯一の電極である 前記のセンサー。
22. ２２．少なくとも前記の固定化酵素が、前記の生体分子に対して透過性である外 部合成ポリマー膜で覆われており、ならびにそれを介する該分子の通過を、前記 の指示部分及び該分子の間の酵素反応が、膜を通過する分子の拡散速度によって 決定される程度にまで調節する請求項２１に記載のセンサー。
23. ２３．前記のハウジングが、鋭利な先端を与える針を含む請求項２１に記載のセ ンサー。
24. ２４．前記のハウジングの外面に位置した参照電極を含む請求項２１に記載のセ ンサー。
25. ２５．前記のハウジングの外面上に陽極酸化銀の層が存在し、銀参照電極が該層 と使用可能に結合している請求項２４に記載のセンサー。
26. ２６．前記のハウジングが挿入先端及び反対の先端を与え、前記のセンサーが、 前記の反対の先端に隣接する該ハウジングに固定された横に拡がったホルダーを 含む請求項２１に記載のセンサー。
27. ２７．使用者の皮膚を介して挿入するために適合され、そして鋭利な挿入先端及 び反対の先端を与える細長いチューブ状ハウジングをそのハウジング内部に収容 された電気化学的手段と一緒に有する電気化学的センサーにおいて、ハウジング の操作及び使用者の皮膚を介するその挿入を容易にするためのホルダーを含み、 該ホルダーが、該反対の先端に隣接する該ハウジングに固定された横に拡がった 成形体を含み且つハウジングの把握及び操作を可能にする改良されたセンサー。