JPH11503772A - バイオセンサー膜のためのシリコーンを含むポリウレタン／ポリ尿素組成物 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 バイオセンサーのための膜として役立つ均一なポリマー組成物が開示される。本ポリマー組成物は、ジイソシアネート親水性ジオール又はジアミン、及びシリコーン材料の反応生成物を含む。脂肪族ジオール又はジアミンも含むことができる。本組成物から調製された膜は、酸素透過性を増加させ、被検体（例えばグルコース）透過性を減少させる。それらは、外部ポリマーバイオセンサー膜の必要な物理特性も有する。

Description

【発明の詳細な説明】 バイオセンサー膜のためのシリコーンを含むポリウレタン／ポリ尿素組成物 発明の分野 本発明は、広くは、バイオセンサー材料に関する。更に詳しくは、本発明は、 バイオセンサーの適用に用いるための外部生物適合性膜として役立つ新規なポリ マー材料に関する。 発明の背景 バイオセンサーは、マトリックス中の化学的濃度を検出可能な信号（電気、音 、光、熱等）に変換するために生物材料（細胞、酵素、組織等）を用いる装置で ある。広範囲の種々の被検体に用いられる多くのタイプのバイオセンサーがある 。濃度を電気信号に変換するために酵素を用いる電気酵素バイオセンサーは、最 も研究されたタイプのバイオセンサーである。バイオセンサーの作動原理のいく つかの報告については、P．Bergveld 及びD．Thevenot(Advance in Biosensors ，Supplement 1，p.31〜94，A．P．F．Turner，editor)を参照のこと。 原型のバイオセンサーは電流測定型グルコースセンサーである。グルコースセ ンサーにおける広範囲の関心についてはいくつかの理由がある。グルコースをモ ニターするのに用いられる極めて丈夫な酵素であるグルコースオキシダーゼの利 用性、及び広範囲の種々の被検体のためのモデルセンサーを開発する要求により 、科学的関心が引きおこされる。真性糖尿病を患う患者のグルコースをモニター すること、及び生物工学分野において発酵反応をモニターするのに 用いることができるセンサーの開発の必要性により商業的な関心が引きおこされ る。作動するグルコースセンサーは、移植されたインスリンポンプを有する閉回 路人工膵臓の開発において最も難しい構成物でもある。 皮下又は静脈内の使用のために設計された共通基質としてＯ₂を用いるいずれ かの電流測定型グルコースセンサー又はいずれかのオキシドレダクターゼ酵素は 、センサーの基本的性質及び測定が行われる環境のため、外部膜及び抗干渉膜を 要求する。 グルコースセンサーは、次の化学反応（等式１）： に従って作動する。 この反応において、グルコースはグルコースオキシダーゼ(GOX)の存在下で酸 素と反応してグルコノラクトン及び過酸化水素を形成する。グルコノラクトンは 水と反応してラクトン環を開裂してグルコン酸を形成する。H₂O₂は次に示す（等 式２）： ように電気化学的に反応する。 センサー／ポテンショスタットにより測定される電流（白金黒電極で＋0.5 〜 ＋0.7 Ｖの酸化）は、H₂O₂の酸化により発生した２つの電子のためである。ある いは、電流測定型測定により酸素の減少 を測定することができる（白金黒電極で−0.5 〜−１Ｖの還元）。 等式１の化学量論は、移植可能なグルコースセンサーでの問題のいくつかを示 す。等式１で過剰な酸素がある場合、H₂O₂は酵素と反応するグルコースの量に化 学量論的に関連する。この場合、最終的に電流は酵素と反応するグルコースの量 にも比例する。グルコースの全てが酵素と反応するのに不十分な酸素しかない場 合、電流はグルコース濃度ではなく酸素濃度に比例するだろう。センサーが真の グルコースセンサーたるためには、グルコースは限定的な試薬でなければならな い。即ちＯ₂濃度は全ての可能性あるグルコース濃度について過剰でなければな らない。これは、方法が、GOX 膜中のＯ₂を増加させるかグルコース濃度を減少 させるか、又はＯ₂を用いないセンサーをあみ出すかのいずれかを行うように工 夫しなければならないことを意味する。 体内でバイオセンサーを用いることにおける基本的な問題は、Ｏ₂に対するグ ルコースの比率がバイオセンサーの最適な作動に要求されるものと反対であるこ とである。糖尿病患者の体内のグルコース濃度は２〜30mM（リッター当りのミリ モル又は36〜540mg/dl）で種々であり得るが、組織中の典型的な酸素濃度は0.02 〜0.2mM である(U．Fischer，A．Hidde，H．von Woedtke，K．Rebrin、及びP．A bel，Biomed ．Biochem．Acta.，1989，Vol．48，pp.965〜971)。この体の中の比 率は、センサーがミカエリスメンテン制限された支配下で作動し、グルコース濃 度の小さな変化に極めてインセンシティブであろうことを意味する。この問題は “酸素欠乏問題（oxygen deficit problem）”と呼ばれている。 その欠乏問題を解決しようとする試みが過去に行われている。最も簡単な試み は、グルコース透過性はないが十分にＯ₂が透過可能である膜を作製し、それに グルコースの通過を許容する小さな穴を 機械的にあけることである。ここで示差透過度は、全膜領域に対する小さな穴領 域の比率として定義される。この方法の２つの大きな問題は、第１に小さな穴を 再現性高く作ることが困難であること、及び第２により深刻なことに、Ｏ₂透過 度は膜の厚さの強力な関数であり、大量生産において厚さを制御することが困難 であることである。微孔性膜（米国特許第 4,759,828号、Young ら）も試みられ 、限定された成功をおさめた。膜中の穴の試み及び微孔性膜の試みの両方におけ る他の問題は、センサー電極及び酵素が体液に露出されることである。体液は、 センサーのセンシティビティーを減少させる電極を被覆する蛋白質、及びセンサ ーの活性酵素を消化又は分解し得る酵素（プロテアーゼ）を含む。 酸素欠乏問題に対する１つの試みは、Gough(米国特許第 4,484,987号)により 開示される。その試みは、疎水性膜中に埋め込まれた親水性材料の別個のドメイ ンとの組合わせ膜を用いる。この場合、その膜は均一でなく、再現性よく製造す ることが困難である。膜の物理的特徴も傷つけられる。同様に、Gough(米国特許 第 4,890,620号)は、グルコース拡散が１次元に制限されるが酸素拡散は両方向 からのものである“２次元”システムを開示する。このセンサーは極めて複雑で あり、大規模に製造することが困難であろうと予想される。 いくつかの他のグループ（G．W．Shaw，D．J．Claremont and J．C．Pickup，Biosensors and Bioelectronics ，1991，Vol．6，pp．401〜406；D．S．Bindra ，Y．Zhang，G．S．Wilson，R．Sternberg，D．R．Thevenot，D．Moatti and G ．Reach，Analytical Chemistry，1991，Vol．63，p．1692；and M．Shichiri， Y．Yamasaki，K．Nao，M．Sekiya and N．Ueda，Horm ．Metab．Res.，Suppl．Se r. ，1989，Vol．20，p．17）は、相対的に疎水性のポリウレタンを 用いて良好な結果を得ている。しかしながらこれらの膜での古典的な拡散実験に おいてはグルコース拡散は極めて小さい。これらのポリウレタン層がグルコース 拡散を許容する能力は膜として適用した時のこれらの材料中の微小クラック又は 微小穴のためであると信じられる。 均一膜で酸素欠乏問題を回避するために、Allen らは、親水性及び疎水性領域 の両方を有する２つの均一な膜を開発した。米国特許第 5,284,140号において、 彼らはアクリル酸システムを記載し、米国特許第 5,322,063号においては彼らは ポリウレタンシステムを記載する。その膜の両方は、酸素及びグルコース透過性 の制限された制御を誘導する分子中に親水性及び疎水性成分を有する。 安定で高感度の酵素バイオセンサーへの鍵は、センサー出力が関心の被検体に よってのみ制限され、いずれかの共通基質又は拡散のような速度論的に制御され たパラメータによって制限されてはならないことである。バイオセンサーの出力 電流（等式２）を最大にするために、反応表面において酸素が過剰であることを 維持しながら、酸素拡散は可能な限り大きくあるべきである。皮下組織中のＯ₂ の通常濃度は極めて低いので、Ｏ₂拡散係数を最大にすることが要求される。 先に言及される文献に記載される膜システムは、バイオセンサーの作用電極へ のグルコース拡散の量を削減することにより酸素欠乏問題を回避しようとするだ けである。皮下又は静脈内移植のいずれかのための適切な大きさの典型的なバイ オセンサーからの信号の大きさは生理的なグルコース及びＯ₂濃度で典型的には １〜10nAである。このレベルの電流は測定用の精巧な電子部品を要求する。酸素 輸送量及び相伴うグルコース輸送量の増加は信号を増加させ、（ある程度までは ）制御及び記録電子部品の複雑さを減少させるであろ う。しかしながら、酸素量を増加させると同じにグルコース量を制限する膜は、 より優れた性能とシグナルの増加との両方を導くだろう。 従って、バイオセンサーの外部ポリマー膜に役立つポリマーについての必要性 がある。膜が、物理的安定性及び強度、基質への接着剤、製造性（合理的な量で 合理的な価格で合成／製造される能力）、生物適合性、レーザー切断（又は特定 の他の大規模処理方法）により切断される能力、並びにセンサー上に置かれる酵 素との適合性を有することが必要とされる。本発明はこれらの必要性を満たし、 他の関連する利点を供する。 発明の概要 本発明の均一なポリマー組成物は、少くとも１つのジイソシアネート、少くと も１の親水性ジオール又はジアミン、及び少くとも１のシリコーン材料の反応生 成物から作製される。本組成物は、少くとも１の短鎖脂肪族ジアミン及び／又は ジオールも含む。このポリマー組成物はバイオセンサーに用いるための外部生物 適合性膜として役立つ。これにより形成された膜は、酸素透過度の増加及び被検 体（例えばグルコース）透過度の減少を許容する。それらは外部ポリマー膜のた めの必要な特性も有する。 本発明の他の特徴及び利点は、実施例により本発明の原理を詳説する添付の図 面を伴う以下のより詳細な記載から明らかになるであろう。 図面の簡単な記載 添付の図面は本発明を詳訳する。 図１は、ウレタン結合を作るためのジイソシアネートとジオール との重合反応、及び尿素結合を作るためのジイソシアネートとジアミンとの反応 を示す。 図２は、本発明のポリマー組成物中の第１の構成物として用いられる典型的な ジイソシアネートを示す。 図３は、本発明のポリマー組成物中の第２の構成物として用いられる典型的な シリコーンを示す。 図４は、本発明のポリマー組成物中の第３の構成物として用いられる典型的な 長鎖親水性ジオール及びジアミンを示す。 図５は、本発明のポリマー組成物中に用いることができる典型的な短鎖脂肪族 ジオール及びジアミンを示す。 図６は、本発明の典型的なポリ尿素組成物の赤外スペクトルを示す。 図７Ａは、本発明の典型的なポリマーで覆われた電極を有する典型的なグルコ ースセンサーの概略頂面図である。 図７Ｂは、酵素及びポリマー組成物の層で覆われた作用電極の横断面図である 。 図８は、時間を基準としての種々のグルコース溶液におけるセンサー出力を示 すグラフである。 好ましい実施形態の詳細な記載 好ましい実施形態において、センサーのために供される膜は、２つの異なるタ イプの結合及び構成物を単一ポリマー内に組み込む。ポリマーのタイプはポリウ レタンポリ尿素である。重合の化学を簡略的に図１に示す。図１に示される反応 は、ウレタン結合を作るためのジイソシアネートとジオールとの反応、及び尿素 結合を作るためのジアミンとの同じイソシアネートの反応を示す。他の実施形態 において、ポリマーは、用いられる個々の構成物により、尿素又は ウレタン結合のいずれも含み得る。 本発明に記載されるポリマー組成物は、３又は４の個々の構成物から合成され る。付着させるための基本的構築ブロックは、典型的には、図２に示されるジイ ソシアネートである。これらは本発明の膜のために好ましいジイソシアネートで あるが、最終的なポリマーから毒性モノマー全てを除去するための適切な注意が 払われるなら、芳香族ジイソシアネートを用いることができる。 最終的な膜ポリマーのために２つの他の構成物が用いられる。第１のものは、 優れたＯ₂透過性を有するシリコーン材料（シロキサン）である。これらはH₂O 透過性を有さないのでいずれのグルコース拡散も許容しない。反応性末端基を有 するポリジメチルシロキサンポリマーがポリマーの好ましい構成物である。図３ はバイオセンサー膜内に組み込まれるいくつかの潜在的なシロキサンを示す。 ポリウレタン／ポリ尿素ポリマー組成物の他の構成物は、ポリマーに水透過性 を組み込む長鎖親水性ジオール又はジアミンである。いくつかの水透過性ジオー ル及びジアミンが本膜に用いられ、これは図４に示される。これらは、ポリエチ レングリコール(PEG)又はポリプロピレングリコール(PPG)様のジオール、及び同 じタイプのジアミンを含む。もちろん、当業者は多くの他のジオール又はジアミ ンを置換することができることを認める。 予備的データにおいて、用いたジオールは極めて親水性で優れたH₂O 輸送を導 くPEG400又はPEG600である。ジアミンのために、シリコーン材料を用いることが できる。もちろん、シリコーン材料はなおジオールであり得るであろうが、安定 なジオール末端シリコーンは直ちに手に入らない。 シリコーンは優れたＯ₂輸送を有し、他方ジオールはH₂O 輸送、従ってグルコ ース透過性を制御するよう調整することができる。シ リコーンの使用は５倍、Ｏ₂輸送を容易に増加させ、なお５倍、最大グルコース 透過性を増加させることができる。作製されたバイオセンサーは速度論的に制限 されるので、センサーにより発生する電流の正確な増加量を予測することは難し い。 それは、ポリマーに物理的強度を与えるがその基本的グルコース透過性を増加 させないであろう短鎖ジオール又はジアミンを組み込むためにポリウレタン材料 を合成する場合に時々、必要である。これらの場合、図５に示されるジオール及 びジアミンが用いられる。他の短鎖脂肪族ジアミン及びジオールは、当業者によ り容易に置換され得よう。 シロキサンは優れた酸素透過性を有し、グルコース透過性を有さず、短鎖ジオ ール及びジアミンは、グルコース透過性を有さずに相当な酸素透過性を有し、そ して長鎖ジオール及びジアミンは優れたグルコース透過性及び優れた酸素透過性 を有するので、最終的なポリマーは、グルコース透過性に対する酸素透過性の特 定の比率に容易に調整することができる。その比率は正確なグルコースセンサー の作動のための最も重要な変数であるが、個々の拡散係数の大きさはセンサーに より形成される最終的な電流を決定し、電流が高いほど電子部品が簡易になるの で、拡散係数の大きさも重要である。 いずれかの溶液で、又はバルク重合により、重合を行った。全ての場合、一方 で等モル量のジイソシアネートを、他方でジオール＋ジアミン＋短鎖脂肪族ジオ ール又はジアミンを用いる。ジメチルホルモアミド(DMF)又はテトラヒドロフラ ン(THF)のいずれでも溶液重合を行った。 水はジイソシアネートと反応し、最適であるよりも短い鎖のポリマーを導き得 るので、全ての溶媒、反応物及びガラス製品ができる限り乾燥しているのを確実 にするために注意を払った。短鎖及び長 鎖ジオール並びに長鎖ジアミンを、トルエンからの共沸蒸留により乾燥させた。 脂肪族ジアミンを分子ふるいから蒸留した。適切にCaH 又は分子ふるいから蒸留 により乾燥させた。反応物を集めた後、それらを導入する前にガラス製品を火炎 乾燥した。ジイソシアネート及びシロキサンを、分子ふるいで受容したもの又は 保存されたものとして用いた。 触媒はないが、好ましい実施形態においてのジブチルチンビス（２−エチルヘ キサノエート）を少量加えてポリウレタン／ポリ尿素の重合を行うことができる 。バルク重合は通常約50℃で開始し、全ての構成物を一緒に混合した時にフラス コ内で約95℃への発熱反応が観察された。最初の発熱反応の後、約４時間、温度 は60℃〜80℃に維持した。 75℃までしか上昇しない発熱反応で同様に溶液重合を行った。12時間、50℃〜 75℃の間で溶液重合を行った。 重合を完了した後、その反応混合物を大容量（５リッター以上）の迅速に撹拌 されるDI（脱イオン）水に移した。水中に沈殿したポリマーを小さな断片に切断 し、50℃で一定重量となるまで乾燥させた。 当業者がより十分に本発明を理解するように、以下の実施例を記載する。これ らの実施例は詳説する目的のためだけに供され、添付の請求の範囲に記載なれな いなら、限定を表すものとして考慮されるべきでない。全ての部及び割合（％） は、他に指示がなければ重量に基づく。 実施例１ バルク重合 4.44グラム（30mmol，100mol％）の分子ふるいを通して乾燥させたイソホロン ジイソシアネートを窒素パージ線及び還流冷却器を備 えた 100ml丸底フラスコに移した。トルエン蒸留により乾燥した2.40グラム（４ mmol，20mol％）のPEG600、トルエン蒸留により乾燥した1.06グラム（10mmol，5 0mol％）のジエチレングリコール及び15グラム（６mmol，30mol％）のアミノプ ロピル末端ポリジメチルシロキサンMW2500をフラスコに加えた。50℃となるまで 、加熱用マントルによる加熱を開始した。この時に、約15mgのジブチルチンビス （２−エチルヘキサノエート）をフラスコに加え、温度を約95℃まで上昇させた 。その溶液を連続的に撹拌した。次にその溶液を４時間、65℃に加熱し、ここで この間、次第に粘性になった。そのポリマーを50mlの熱いTHF 中に溶かし、その 溶液を冷却した。冷却した後、全溶液を撹拌中のDI水５リッターに注いだ。沈殿 したポリマーを小さな断片に分けて、一定重量となるまで50℃で乾燥させた。 実施例２ 溶液重合 1.34グラム（８mmol，100mol％）の乾燥１，６ヘキサメチレンジイソシアネー トを、乾燥THF 20mlを含む100ml ３つ首フラスコに加えた。0.8グラム（４mmol ，50mol％）の乾燥PEG200を撹拌しながら加えた。10グラム（４mmol，50mol％） のアミノプロピル末端ポリジメチルシロキサンMW2500を加えた。50℃になるまで 加熱用マントルでの加熱を開始した。この時、約15mgのジブチルチンビス（２− エチルヘキサノエート）をフラスコに加え、温度を約83℃に上昇させた。その混 合物を12時間、70℃に加熱し、冷却した。加熱の間、溶液は機械撹拌器を止める のに十分に極めて粘性になった。その冷却した溶液を３リッターの迅速に撹拌さ れるDI水に注ぎ、沈殿したポリマーをDI水で３回洗浄し、小さな断片に分けて、 一定重量となるまで50℃で乾燥させた。 テスト目的のための膜をいくつかの方法で作った。いくつかの場 合、平行アームGardner ナイフを用いて、THF 又は DMF／CH₂Cl₂（２／98容量％ ）からガラスプレートにキャストした。乾燥フィルムを除去して十分に水和し、 マイクロメーターでそれらの厚さを測定した。他の場合は、フィルムを、周知の 厚さのろ過膜上に溶液からキャスティングした。膜材料がろ過膜の孔を完全に満 たすこと及びろ過媒体の厚さは膜の厚さであることが以下に報告される測定結果 において仮定される。 予想される帯域を示す実施例２の生成物の赤外スペクトルを図６に示す。 水の取込み量を重力測定で測定した。拡散係数を、37±0.2 ℃における標準透 過性セル（Crown Glass．Co.）中の拡散のフィックの第１法則を用いて測定した 。拡散の数学的計算は本文献の範囲を超えるが、簡単に概説する。 Flux＝−Ｄdc／dxが基本的な拡散等式である。ここで、Ｄは溶質及び拡散する 材料の両方の物理特性である拡散係数である。換言すれば、Ｄは分子又はポリマ ーの特性でなく、系の特性であるので、その系は文脈中に記載されるべき測定に ついて十分に記載される必要がある。dc／dxは、膜の厚さdxで割った濃度勾配dc である。マイナス記号は、単に拡散がより低い濃度の領域に向かうことを意味す る。量のバランスが考慮されるなら、拡散のフィックの第２法則は、dc／dt＝Ｄ d²c／dx²となり得る。ディリクレ(Dirichlet)境界条件を仮定することにより、 この等式はラプラス変換技術を用いて解くことができる。 酸素拡散係数を、ゴム製ガスケットで２つのガラスセル(Crown Glass)間に膜 を固定することにより測定した。両方のセルをリン酸緩衝塩類溶液(PBS)(0.1Ｍ NaCl，0.05Ｍリン酸pH7.4)で満たした。１つのセルを部屋の空気で満たし、一方 の側をHPLCグレードのHe で満たした。酸素電極(Microelectrodes)を各々のセル内においた。酸素電極の 出力をマイクロコンピューター制御のデータ捕捉システムにつなぎ、両方のセル からの酸素濃度を時間の関数として記録した。 一方をPBS 中 400mg／dlグルコース溶液で満たし、他方をグルコースを含まな いPBS で満たした他は同様にグルコース拡散係数を得た。膜の両側上のグルコー スの濃度を、平衡になるまで５分間隔でYSI グルコース分析器で測定した。 濃度対時間の曲線をマイクロコンピューターに入力し、全体の曲線を用いて拡 散係数を計算した。曲線適合は、全体に、0.95より優れた相関係数（Ｒ²）を有 した。 次の表１は、上述の方法により調製された種々のポリマーについての結果のい くつかを示す。 表２は、先に列記されるポリマーの物理及び化学特性のいくつかを示す。 上述の番号３として同定されたポリマーから作られた膜は、優れた機械特性並 びに適切な酸素及びグルコース拡散性を有する。この膜をテストするために、参 照数字10により添付の図面の図７Ａに一般に示される原型のグルコースセンサー を作製した。センサー10は、ポリマーシート19上に置かれた標準電極12、作用電 極14、及び対電極16を含む。一連の結合パッド18でセンサー10は完成する。図７ Ｂに示す通り、作用電極14は酵素グルコースオキシダーゼの層20で覆われ、電極 全体はTHF 中５重量％のポリマーの溶液から２回、浸漬被覆することによりポリ マーの層22で被覆した。センサーを市販のポテンショスタット(BAS Instruments )（不図示）に接続し、作用電極と標準電極との間に＋0.6 ボルトの電位で作動 した。 グルコース応答を図８に示す。図８に見られるように、電極システムの応答は 、生理的グルコース範囲にわたって直線状であり、このことは局所的Ｏ₂濃度と は相対的に独立していることを示唆する。テストした全ての他のポリマーは、図 ８における番号３として示されるポリマーと同様な挙動を示し、バイオセンサー の適用のため の膜として許容される。本発明の原理は、グルコースセンサーのための膜の作製 に用いることができるが、本発明はそれに限定されない。実際、本発明による膜 は、大数の被検体の検出に用いることができる。 本発明の特定の実施形態が詳説する目的のために詳細に記載されているが、本 発明の要旨及び範囲から離れることなく種々の改良を行うことができる。従って 、本発明は添付の請求の範囲以外で限定されるべきでない。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．バイオセンサーのためのポリウレタン／ポリ尿素膜として役立つ均一なポ リマー組成物であって、少くとも１のジイソシアネート、少くとも１の親水性ジ オール又はジアミン、及び反応性末端基を有する少くとも１のシリコーンの反応 生成物を含むことを特徴とするポリマー組成物。 ２．前記反応生成物中に少くとも１の疎水性脂肪族ジオール又はジアミンを更 に含むことを特徴とする請求項１に記載の均一なポリマー組成物。 ３．前記ポリマーが、37℃において約10％〜約80％の間の水を吸収することを 特徴とする請求項１に記載の組成物。 ４．前記ジイソシアネートが、イソホロン、１，６−ヘキサメチレン又は４， ４’−メチレンビス（シクロヘキシルイソシアネート）からなる群から選択され ることを特徴とする請求項１に記載の組成物。 ５．前記親水性ジオール又はジアミンが、ポリエチレングリコール、ポリプロ ピレングリコール、アミノ末端ポリエチレングリコール、アミノ酸エステル末端 ポリエチレングリコール、並びにポリエチレングリコール及びポリプロピレング リコールのブロックコポリマーからなる群から選択されることを特徴とする請求 項１に記載の組成物。 ６．前記脂肪族ジオール又はジアミンが、エチレングリコール、プロピレング リコール、１〜３プロパンジオール、及び１〜３ジアミノプロパンからなる群か ら選択されることを特徴とする請求項１に記載の組成物。 ７．前記シリコーン材料が、アミノプロピルジメチル末端シロキ サン、カルボキシプロピル−ジメトキシ末端シロキサン、及びカルビノール末端 シロキサンからなる群から選択されることを特徴とする請求項１に記載の組成物 。 ８．前記ポリマーが、約50モル％のジイソシアネート、約５〜約45モル％の親 水性ジオール又はジアミン、約５〜約45モル％の脂肪族ジオール又はジアミン、 及び約５〜40モル％のシリコーン材料の反応生成物から得られることを特徴とす る請求項２に記載の組成物。 ９．前記ポリエチレングリコールが、酸に基づく滴定により測定して 600の平 均分子量を有することを特徴とする請求項５に記載の組成物。 10．前記ポリマーが、37℃において約20％〜約70％の間の水を吸収することを 特徴とする請求項３に記載の組成物。 11．前記親水性ジアミンがシリコーンを含むことを特徴とする請求項１に記載 の組成物。 12．前記ジイソシアネートが脂肪族ジイソシアネートを含むことを特徴とする 請求項１に記載の組成物。 13．被検体及び酸素の反応を測定するための移植可能なバイオセンサーであっ て、前記バイオセンサーが、バイオセンサー要素への被検体及び酸素の透過性を 制御するための生物適合性膜を有し、該膜が、少くとも１のジイソシアネート、 少くとも１の親水性ジオール又はジアミン、及び少くとも１のシリコーン材料の 反応生成物を含む均一なポリマー組成物を含むことを特徴とするバイオセンサー 。 14．前記被検体がグルコースを含むことを特徴とする請求項13に記載のバイオ センサー。 15．前記反応に添加された少くとも１の脂肪族ジオール又はジア ミンを更に含むことを特徴とする請求項13に記載の均一なポリマー組成物。 16．前記ポリマーが、約50モル％のジイソシアネート、約５〜約45モル％の親 水性ジオール又はジアミン、約５〜約45モル％の脂肪族ジオール又はジアミン、 及び約５〜40モル％のシリコーン材料を含むことを特徴とする請求項15に記載の バイオセンサー。