DE69723689T2

DE69723689T2 - Elektrochemische biosensoren

Info

Publication number: DE69723689T2
Application number: DE69723689T
Authority: DE
Inventors: Anton-Lewis Usala
Original assignee: Encelle Inc
Current assignee: Encelle Inc
Priority date: 1996-05-17
Filing date: 1997-05-16
Publication date: 2004-04-22
Anticipated expiration: 2017-05-17
Also published as: EP0898705B1; JPH11513914A; US5776324A; KR20000011088A; WO1997043633A1; CA2254873C; AU3137397A; CA2254873A1; EP0898705A1; ATE245812T1; DE69723689D1; AU715241B2

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft Mittel zum Nachweisen eines weiten Bereichs an Chemikalien und biologischen Substanzen, die in Blut oder anderen physiologischen Fluiden zu finden sind, einschließliche elektrochemische Biosensoren zur Ermittlung der Konzentrationen von Chemikalien in biologischen Fluiden, und insbesondere einen implantierbaren Glucosesensor zur Ermittlung der Konzentration des Blutzuckergehalts in vivo.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Elektrochemische Biosensoren werden sowohl in vitro als auch in vivo zur Ermittlung der Konzentrationen von Chemikalien in biologischen Fluiden verwendet. Zum Beispiel werden Blutzuckersensoren verwendet, um die Glucosekonzentration in Blutseren zu ermitteln. Sauerstoffsensoren werden zum Messen des Sauerstoffgehalts im Blut verwendet. Weitere Beispiele sind Kalium-, Calcium-, pH-, CO₂-, Natrium-, Chloridsensoren und dergleichen. Bei solchen Sensoren, die mit einem elektrochemischen System verbunden sind, wird ein durch eine Membranumhüllung immobilisiertes Enzym verwendet. Die Zielchemikalie in dem biologischen Fluid reagiert mit dem Enzym, um ein Stromsignal zu erzeugen, das mit der Konzentration der Zielchemikalie zusammenhängt und das von dem System verarbeitet wird, um ein diese Konzentration anzeigendes Ausgangssignal bereitzustellen.
Obwohl sie für die Prüfung in vitro genau definiert sind und routinemäßig dafür verwendet werden, besteht in der Technik schon seit langem ein Bedarf an implantierbaren oder Dauer biosensoren, die zuverlässig, und ohne dass es durch biologische Überwucherung und Anlagerung zu einer Drift oder Rekalibrierung kommt, längere Zeit in Empfängerpatienten funktionieren können. Implantierbare Glucosesensoren wurden erstmals in den 60er Jahren vorgeschlagen (Gough et al., Diabetes, Bd. 44, S. 190–198). Bis jetzt wurde jedoch kein erfolgreicher Biosensor entwickelt trotz der Fortschritte, die erfolgreiche In-vitro-Versionen geliefert haben, die über etwas längere Zeiträume funktionieren, aber zu biologischer Überwucherung und Bewuchs neigen. Solche Biosensoren sind in der Technik gut charakterisiert und fallen im Allgemeinen in die folgenden Kategorien: Enzymelektrodensensoren auf Basis von Wasserstoffperoxid, Enzymelektrodensensoren auf Sauerstoffbasis, Enzymelektrodensensoren auf Basis einer Mediatorsubstanz, mit einer Membran bedeckte katalytische Elektroden und sonstige.
Der bedeutendste Grund, warum ein Biosensor nicht über längere Zeit zuverlässig in vivo funktionieren kann, scheint der biologische Bewuchs der Elektrodenmembran zu sein, was in einer fortschreitenden Reduzierung in dem Messbereich und einer resultierenden Drift des elektrischen Signals resultiert und letztendlich zur vollständigen Blockierung der Membran und zum Verlust eines aussagekräftigen Signals führt. Diese Membranen funktionieren derzeit weitgehend adäquat. Beispiele für solche Membranen umfassen Polyurethan, Celluloseacetat, Perfluorsulfonsäurepolymer (Nafion^®) und andere ähnliche Membranmaterialien. Solche Membranen werden insoweit als biokompatibel angesehen, als sie keine entzündliche Reaktion im Wirt auslösen. Diese Membranmaterialien haben jedoch reaktionsfähige Gruppen, die Anlagerungsstellen für eine biologische Überwucherung bereitstellen, was zu dem oben erläuterten Bewuchs der Membran führt.
Es wäre also wünschenswert, einen elektrochemischen Biosensor auf der Basis gegenwärtiger und zukünftiger Entwicklungen be reitzustellen, wobei die Membran vor einer leistungsmindernden biologischen Überwucherung geschützt ist.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung erreicht die obengenannten und weitere bedeutende Ziele und stellt einen verbesserten elektrochemischen Biosensor bereit, der die biologische Überwucherung und Anlagerung an die Membran einschränkt und eine längere Bestimmung biologischer Zielchemikalien in vivo erlaubt. Dies wird erreicht durch Passivieren der biologisch aktiven Stellen auf der Membran, ohne die Funktionseigenschaften der Membran, d.h. Porosität und Diffusion, signifikant zu beeinflussen. Dies wird erreicht durch Aufbringen einer zweiten Membran über der ersten Membran, wobei die zweite Membran gekennzeichnet ist durch ein phenylhaltiges Polymer mit verbindenden Wasserstoffdonatoren, die an die biologisch aktiven Stellen auf dem ersten Polymer gebunden sind, ohne die Eigenschaften der ersten Membran signifikant zu beeinflussen. Vorzugsweise ist das Polymer ausgewählt aus der Parylenfamilie einschließlich Polyparaxylylen, Monochlorpolyparaxylylen, Dichlorpolyparaxylylen und Analoga derselben. Die Parylenmembran wird auf die Außenseite der ersten Membran im Vakuum abgeschieden in einer Menge, die ausreicht, um die biologisch aktiven Stellen in einem Ausmaß zu besetzen, das die biologische Anlagerung einschränkt, die elektrochemische Leistung des Biosensors aber nicht signifikant beeinflusst.
Zum Beispiel hat sich gezeigt, dass Polyurethanmembranen als Membran für Glucosesensoren recht viel versprechend sind. Die Außenseiten solcher Membranen haben jedoch biologisch aktive Anlagerungsstellen, d. h. Sauerstoff und Wasserstoff, die jeweils dafür bekannt sind, dass sie die Protein- und Fibrinanlagerung unterstützen. Die bei der vorliegenden Erfindung verwendeten Parylenpolymere sind phenylhaltige Polymere mit CH₂-Verbindungsgruppen. Andere ähnliche Polymere haben -NH-Verbindungsgruppen, -SH-Verbindungsgruppen oder andere beschränkte Wasserstoffatomdonatoren. Diese phenylhaltigen Polymere wie zum Beispiel Polyparaxylylen haften an der darunterliegenden Fläche durch Wasserstoffbindung zwischen den CH2-Verbindungsgruppen und einem Sauerstoff-, Fluor-, Chlor- oder sonstigen Elektronendonator auf dem Substrat der Basismembran. Bei einer solchen Wasserstoffbindung werden nur die Phenylringe dem umgebenden Milieu ausgesetzt, und somit wird verhindert, dass Anlagerungsstellen Proteine oder Zellen weiterbefördern, die sich andernfalls dort anlagern würden, und dadurch die Empfindlichkeit und Genauigkeit der elektrochemischen Reaktion und des resultierenden Signals verschlechtern.
Wie nachfolgend näher erläutert wird, lieferte ein in vivo implantierter und zum Testen entnommener Biosensor, bei dem eine verbesserte Membran gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet wurde, eine Membran ohne Protein- oder Fibrinanlagerung. Vor und nach der Implantation durchgeführte Messungen zeigten einen hohen Grad der Korrelation. Eine unbeschichtete Membran eines Kontrollsensors war dagegen durch Fibrin- und Proteinanlagerung blockiert, so dass eine Messung nach der Entnahme nicht möglich war.
Die vorliegende Verwendung der Polymere mit Phenylringen unterscheidet sich von der Vorgehensweise in der gleichzeitig anhängigen US-Patentanmeldung Nr. 346,340, eingereicht am 28. November 1994 und übertragen auf den Rechtsnachfolger der vorliegenden Erfindung. Dort wurde eine Membran der Parylenfamilie von Polymeren als semipermeable Membran verwendet, um die zellulären Komponenten vor dem Immunsystem des Patienten zu schützen, während Zellnährstoffe, chemische Signale für die Zellproduktion und die dadurch hergestellte chemische Gruppe durch die Membran strömen konnten. Die Dicke des Polymers war die Hauptdeterminante für die Membranporosität und Membranfestigkeit, und wünschenswerte Membranen wurden in ei ner Dicke von 2000 bis 5000 Angström für monolithische Membranen hergestellt. Die Membran zur Bereitstellung einer biologischen Passivierung bei der vorliegenden Erfindung ist dagegen eine oder mehrere Größenordnungen dünner, um die gewünschte Porosität zu erzeugen, im Allgemeinen 1000 Angström oder weniger, je nach dem Material der Basismembran. Eine solche ultradünne Membran würde normalerweise nicht genügend mechanische Festigkeit haben, um den biologischen Kräften der Implantation standzuhalten. Bei der vorliegenden Erfindung wird dies erreicht, weil die Membran konform und bevorzugt an den Anlagerungsstellen auf der Basismembran abgeschieden wird und nicht durch das Vernetzungsnetzwerk des Basispolymers allein. Mit anderen Worten, die Basismembran funktioniert mehr oder weniger wie eine Schablone für die biologisch inaktive Membran, bis die aktiven Stellen besetzt sind. Je nach den erwünschten Eigenschaften insgesamt kann die Beschichtung in einer Weise aufgebracht werden, in der nur ein Teil der Stellen gebunden wird, um je nach Bedarf die gewünschte biologische Trägheit bereitzustellen. Die Membran kann auch soweit im Überschuss aufgebracht werden, dass die gewünschten Leistungscharakteristiken der Membran nicht nachteilig beeinflusst werden.
Demgemäß stellt die vorliegende Erfindung einen elektrochemischen Biosensor zur Ermittlung der Konzentration einer Zielchemikalie in einem biologischen Fluid bereit, wobei ein elektrochemisches System ein Substrat umfasst, das mit der Zielchemikalie reagiert, um ein Systemsignal zu liefern, das mit der Konzentration der Zielchemikalie in dem biologischen Fluid zusammenhängt. Eine erste Membran auf dem Biosensor immobilisiert das Substrat und hat eine Porosität, die den Durchtritt der Zielchemikalie erlaubt, um mit dem Substrat zu reagieren. Die erste Membran hat eine Oberfläche, die dem biologischen Fluid ausgesetzt ist, wobei die Membran durch Elektronendonatorstellen gekennzeichnet ist, die dafür anfällig sind, dort die Anlagerung von Proteinen und Fibrin zu er leichtern, und somit das Systemsignal beeinträchtigen. Eine zweite Membran haftet an den Elektronendonatorstellen der ersten Membran. Die zweite Membran ist aus einem phenylhaltigen Polymer gebildet, das verbindende Wasserstoffatomdonatoren aufweist, die an die Elektronendonatorstellen wenigstens soweit gebunden sind, dass sie auf der ersten Membran eine Außenfläche bilden, die dem biologischen Fluid ausgesetzt ist, ohne die durch die erste Membran bereitgestellte Porosität signifikant zu ändern.
Ferner stellt die vorliegende Erfindung ein biologisch inaktives Substrat aus einem Membranverbundstoff bereit, das eine erste Membran umfasst, die durch eine vorbestimmte Porosität gekennzeichnet ist und aus einem Material gebildet ist, das biologisch aktive Stellen auf der Oberfläche hat, die die Anlagerung von Protein und Gewebe unterstützen können, wenn sie biologischen Fluiden ausgesetzt sind. Eine zweite Membran aus einem phenylhaltigen Polymer mit verbindenden Wasserstoffdonatoren, ist ausreichend an die biologisch aktiven Stellen auf der Oberfläche gebunden, um diese Stellen biologisch inaktiv zu machen, ohne die vorbestimmte Porosität der ersten Membran signifikant zu beeinflussen.
Darüberhinaus stellt die vorliegende Erfindung ein Verfahren zur biologischen Passivierung einer Membran bereit, die eine Porosität hat, die den Durchtritt einer Chemikalie in einem biologischen Fluid erlaubt, und eine Oberfläche mit Anlagerungsstellen für Proteine und Fibrin, wobei ein phenylhaltiges Polymer mit verbindenden Wasserstoffbrückendonatoren an die Anlagerungsstellen in einer Menge gebunden ist, die ausreicht, um die Oberfläche biologisch inaktiv zu machen, aber nicht ausreicht, um den Durchtritt der Chemikalie durch die Membran zu beeinträchtigen.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die obigen und weitere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden offensichtlich bei der Lektüre der folgenden ausführlichen Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen; darin zeigt:
1 eine schematische Zeichnung eines Biosensors gemäß der vorliegenden Erfindung.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Unter Bezugnahme auf die Zeichnungen zur Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung ist 1 eine schematische Ansicht eines elektrochemischen Biosensors 10 zur Ermittlung der Konzentrationen von Chemikalien in biologischen Fluiden. Die Ausführungsformen werden anhand eines implantierbaren Glucosesensors zur Ermittlung der Konzentration von Glucose in Blutseren beschrieben. Es versteht sich jedoch, dass elektrochemische Biosensoren zur Ermittlung des Vorhandenseins anderer Zielchemikalien in Fluiden einschließlich Sauerstoff, Kalium, Calcium, Säuren, Basen, Protonen, CO₂, Natrium, Chlorid und dergleichen im Rahmen der durch die vorliegende Erfindung bereitgestellten Merkmale und Vorteile liegen.
Der Biosensor 10 kann jede anerkannte Form annehmen, wie sie in der obengenannten Veröffentlichung von Gough et al. offenbart ist, und wird anhand des Modells beschrieben, das dargelegt ist in der Veröffentlichung von Gough et al., Diabetes Care, Bd. 5, Nr. 3, Mai-Juni 1982, S. 190–198, die hierin mit einbezogen wird. Darin umfasst der in ein biologisches Fluid 11 eingetauchte Biosensor 10 eine Sauerstoffelektrode 12, die von einer Basismembran 14 bedeckt wird, die eine immobilisierte Enzymschicht 16 enthält. Die Enzymschicht 16 besteht aus Glucoseoxidase und Katalase. In Gegenwart von Glucose und Sauerstoff erzeugt die Elektrode 12 einen glucosemodulierten, sauerstoffabhängigen Strom. Es versteht sich, dass diese Schicht nicht auf ein Enzym per se beschränkt ist, sondern in anderen Anwendungen jede Verbindung sein kann, die mit einer anderen Verbindung in einer vorhersagbaren und quantitativ messbaren Weise reagiert; oder mit anderen Worten ein spezifisches Bindungspaar. Die Enzymschicht 16 ist von der Elektrode 12 durch eine hydrophobe, sauerstoffdurchlässige Schicht 18 getrennt. Die Membran ist aus einem biokompatiblen Material wie zum Beispiel Polyurethan gebildet, das eine Permeabilität hat, die den Zugang von Makromolekülen zu den darunterliegenden Schichten einschränkt. Die Schicht 18 ist eine hydrophobe, sauerstoffdurchlässige Membran, die einen Elektrodenbewuchs infolge der hydrophilen elektroaktiven Moleküle in biologischen Fluiden verhindert. Ein Abstandshalter 20 trennt die Elektrode 12 von einer Gegenelektrode 22. Die Elektroden 12 und 22 sind mit einem elektrischen System 23 durch Leitungen 24 und 26 verbunden, die den Elektroden einen Stromfluss zuführen, der mit den elektrochemischen Reaktionen in dem Biosensor zusammenhängt. Außerdem ist das elektrische System mit einer Referenzelektrode 28 verbunden. Wie in der obigen Veröffentlichung ausführlicher erörtert wird, liefert das System 23 Informationen über die Konzentration von Glucose in dem biologischen Fluid. Die verschiedenen Schichten werden von einem nicht dargestellten Gehäuse umschlossen. Bei der vorliegenden Erfindung wird die Außenseite der Basismembran 14 von einer biologisch inaktiven Membran 30 bedeckt.
Wie oben erwähnt wurden verschiedene Materialien für Biosensormembranen vorgeschlagen. Unter den häufiger vorkommenden Membranen sind Polyurethan, Celluloseacetat, Perfluorsulfonsäurepolymer und andere, die in der Technik wohlbekannt sind. Viele dieser Materialien sind insoweit biokompatibel, als die Materialien keine Entzündung hervorrufen, wenn sie implantiert sind. Diese Materialien haben jedoch anerkannte Bioanlagerungsstellen, die für Proteine und Fibrin eine biologi sche Überwucherung erleichtern, die in einer fortschreitenden Reduzierung im Messbereich und einer damit verbundenen Drift im elektrischen Signal resultiert, was letztendlich zu einer vollständigen Blockierung der Membran und einem Verlust eines aussagekräftigen Signals führt. Diese Anlagerungsstellen haben normalerweise wiederkehrende Elektronendonatorstellen einschließlich Sauerstoff, Fluor, Chlor und dergleichen.
Bei der vorliegenden Erfindung ist die biologisch inaktive Membran 30 aus einem Material gebildet, das gekennzeichnet ist durch ein phenylhaltiges Polymer mit verbindenden Wasserstoffdonatoren, die sich an die biologisch aktiven Stellen binden, wodurch sie dem biologischen Fluid 11 eine Oberfläche bieten, die aus reaktionsunfähigen Phenylringen besteht. Ein bevorzugtes Membranmaterial ist ausgewählt aus der Parylenfamilie von Polymeren, einschließlich Polyparaxylylen, Monochlorparaxylylen, Dichlorparaxylylen und Analoga derselben. Die Parylenpolymere haben CH2-Verbindungsgruppen. Andere ähnliche Polymere haben -NH-Gruppen, -SH-Gruppen und andere beschränkte Wasserstoffatomdonatoren. Diese Polymere binden sich an die aktiven Stellen auf dem Basismembranpolymer durch Wasserstoffbindung an den Verbindungsgruppen. Dies wird im Allgemeinen erreicht mit einer ultradünnen Schicht des inerten Membranmaterials von normalerweise 1000 Angström oder weniger, im Allgemeinen zwischen 50 und 500 Angström. Bei dieser Dicke wird das im Falle der Parylenpolymere im Vakuum abgeschiedene Material vorzugsweise auf die aktiven Stellen auf dem Basispolymer aufgebracht und vermutlich im Wesentlichen unter Ausschluss einer Vernetzung mit sich selbst in einer Weise, die die mehrschichtige Membran biologisch inaktiv macht, ohne die gewünschten Membraneigenschaften wie Permeabilität und Porosität zu beeinflussen.
Es scheint nicht notwendig zu sein, dass die Membran 30 alle aktiven Stellen vollständig passiviert. Es kann Fälle geben, wo ein nicht ganz vollständiger Überzug einen biologischen Schutz bietet, der für das Aufbringen der Membran ausreicht. Die Membran kann auch in einer größeren Menge aufgebracht werden als für die Reaktionsträgheit notwendig ist. Die Dicke sollte jedoch kontrolliert werden, um eine Abnahme der Membranleistung zu verhindern.
Die obengenannte Membran ermöglicht also eine biologische Passivierung ohne Verringerung der Empfindlichkeit des Sensors, wie aus den folgenden Beispielen hervorgeht.
Beispiel 1
Eine pCO₂-Membran (erhältlich bei NOVA Biomedical, Waltham MA, unter der Katalog-Nr. 07543) wurde mit etwa 500 Angström Polyparaxylylen beschichtet, um eine zweite Membran darauf auszubilden. Die beschichtete Membran wurde in RPMI-Nährmedium auf einem Blutgasanalysegerät der Marke NOVA Stat Profile 5 untersucht, das die Blutgas- und zugehörigen Zustandstests von Serum, Plasma, Vollblut und ausgeatmetem Gas zur In-vitro-Diagnose kombiniert. Der Biosensor wurde in 7 aufeinanderfolgenden Tests untersucht und zeigte pCO₂-Konzentrationen von 32,04 STD 1,15. Eine ähnliche unbeschichtete Membran wurde in 6 aufeinanderfolgenden Tests untersucht und zeigte pCO₂-Konzentrationen von 28,63 STD 5,96. Somit ist offensichtlich, dass die zweite Membran die Ablesbarkeit und Zuverlässigkeit des Biosensors nicht beeinflusst hat.
Beispiel 2
Eine pCO₂-Membran (erhältlich bei NOVA Biomedical, Waltham MA, unter der Katalog-Nr. 11099) wurde mit etwa 500 Angström Polyparaxylylen beschichtet, um eine zweite Membran darauf auszubilden. Die beschichtete Membran wurde in RPMI-Nährmedium auf einem Blutgasanalysegerät der Marke NOVA Stat Profile 5 untersucht, das die Blutgas- und zugehörigen Zustandstests von Serum, Plasma, Vollblut und ausgeatmetem Gas zur In-vitro-Diagnose kombiniert. Der Biosensor wurde in 7 aufeinanderfolgenden Tests untersucht und zeigte pO₂-Konzentrationen von 247,94 STD 4,44. Eine ähnliche unbeschichtete Membran wurde in 6 aufeinanderfolgenden Tests untersucht und zeigte pO₂-Konzentrationen von 251,41 STD 16,39. Wie bei dem ersten Beispiel ist es also offensichtlich, dass die zweite Membran die Ablesbarkeit und Zuverlässigkeit des Biosensors nicht beeinflusst hat.
Beispiel 3
Eine Glucosemembran (erhältlich bei NOVA Biomedical, Waltham MA, unter der Katalog-Nr. 08469) wurde mit weniger als etwa 500 Angström Polyparaxylylen beschichtet, um eine zweite Membran darauf auszubilden. Die beschichtete Membran wurde in einem Blutgasanalysegerät der Marke NOVA Stat Profile 5 untersucht, das die Blutgas- und zugehörigen Zustandstests von Serum, Plasma, Vollblut und ausgeatmetem Gas zur In-vitro-Diagnose kombiniert. Der Biosensor wurde in 8 aufeinanderfolgenden Tests untersucht und zeigte Glucosekonzentrationen von 207,7 mg% STD 1,59. Eine ähnliche unbeschichtete Membran wurde in 10 aufeinanderfolgenden Tests untersucht und zeigte Glucosekonzentrationen von 200,5 mg% STD 1,59. Somit ist offensichtlich, dass die zweite Membran die Ablesbarkeit und Zuverlässigkeit des Biosensors nicht beeinflusst hat.
Danach wurden die beschichtete Membran und die unbeschichtete Membran subkutan jeweils freiliegend in ein 4 kg schweres Kaninchen der Rasse New Zealand White implantiert. Die Membranen wurden nach 21 Stunden entfernt. Die unbeschichtete Membran war blockiert und mit fest haftendem Hämatokrit überwuchert, der sich durch wiederholtes Waschen nicht lösen ließ und zum Testen physisch entfernt werden musste. Die Membran wurde in 8 Tests untersucht und zeigte Glucosekonzentrationen von 188,25 mg% STD 5,07. Die beschichtete Membran war im Wesentlichen ohne jeden Bewuchs und ließ sich in normaler Koch salzlösung leicht waschen. Die beschichtete Membran wurde in 8 Tests untersucht und zeigte Glucosekonzentrationen von 207,25 mg% STD 0.7. Die vorstehenden Ausführungen zeigen, dass die unbeschichtete Membran bei Kurzzeitimplantaten infolge von Biobewuchs nachteilig beeinflusst wurde, während bei der gemäß der vorliegenden Erfindung beschichteten Membran kein Biobewuchs und keine Signalabschwächung zu verzeichnen war.
Neben den obengenannten Anwendungen wird es für den Fachmann offensichtlich sein, dass die mehrschichtige Membran auch bei anderen biologischen Anwendungen eingesetzt werden kann, wo zelluläre und chemische Komponenten vor biologischem Bewuchs geschützt werden sollen, während die gewünschte Porosität und Diffusion bereitgestellt werden. Beispiele für solche Anwendungen umfassen chemische Dauersensoren, elektrische Dauersensoren, Träger für die Langzeitverabreichung von Medikamenten, die nicht durch Fibrin oder Protein blockiert werden dürfen, um ihre Wirkstoffe bzw. den Wirkstoff in Reaktion auf eine in vivo vorhandene stimulierende Komponente freizusetzen.
Während die vorliegende Erfindung im Zusammenhang mit dem Nachweis chemischer und biologischer Substanzen beschrieben wurde, die normal, abnormal oder pathologisch im Blut oder in sonstigen physiologischen Fluiden vorhanden sind und deren Nachweis fortlaufend gewünscht sein kann, können diese chemischen oder biologischen Substanzen von Natur aus oder unüblicherweise wegen einer Krankheit oder als Reaktion auf eine physiologische Belastung in dem Patienten, in den der Biosensor implantiert ist, vorkommen. Beispiele für solche chemischen und biologischen Substanzen umfassen unter anderem Hormone, Peptide, Proteine, Glycoproteine, Triglyceride, Fette, Lipide, Polysaccharide, Kohlehydrate, Vitamine, Mineralstoffe, Heilmittel und Metalle.
Im vorliegenden Zusammenhang ist ein "Hormon" definiert als eine von einem spezifischen Gewebe abgesonderte Substanz und umfasst jene Substanzen mit Wirksamkeit an einer anderen Stelle als der Stelle der Sekretion und ihre Vorläufer sowie Substanzen mit Wirksamkeit an der Stelle der Sekretion (manchmal bezeichnet als Autocoide), die von der Hypophyse (oder Adenohypophyse) abgeschieden werden, und sie umfassen insbesondere die Wachstumshormone, melanozytenstimulierenden Hormone, Somatomedine und Lipotropine.
Der Biosensor der vorliegenden Erfindung kann auch nützlich sein beim Nachweis von Verbindungen, die normalerweise im Gehirn zu finden sind und neurologisch wirksame Substanzen abscheiden. Daher kann der Nachweis von Neuropeptiden bei der praktischen Anwendung der Erfindung vorgesehen sein, was auch den Nachweis von Neuropeptidfamilien der Endorphine, die Glucagon-Sekretine, und der Substanz-P-Neuropeptide einschließt. Endorphine umfassen die Proopiomelanocortine, die Proenkephaline, die Prodynorphine und davon abgeleitete Hormone. Die Glucagon-Sekretine umfassen Glucagon, vasoaktives intestinales Polypeptid (beide zu finden in den Pankreasinseln), Sekretin und Growth Hormone Releasing Factor (GHRF). Die Substanz-P-Neuropeptide umfassen Vasotocin, Vasopressin und Oxytocin. Insbesondere soll der Nachweis von Substanzen, die von einzelnen großen Ansammlungen von Neuronen abgeschieden werden (wie zum Beispiel Oxytocin, Vasopressin, LHRH, GHRH und Proopiomelanocortin) im Umfang der Erfindung enthalten sein, wie auch der Nachweis von Substanzen, die von Zellen abgeschieden werden, die normalerweise im Gehirn verteilt sind (wie zum Beispiel Somatostatin, Cholecystokinin und Enkephalin).
Der fortwährende Nachweis von Vitaminen, die im Blut und anderen Fluiden vorhanden sind, ist eine weitere Ausgestaltung der Erfindung. Diese Ausgestaltung ist besonders nützlich bei der Überwachung der Vitaminkonzentrationen in Patienten, die Gefahr laufen, einen Vitaminmangel zu erleiden. Diese Vitamine umfassen Vitamin A, Thiamin, Riboflavin, Nikotinsäure, Vitamin B₆, Vitamin D, Eisen, Folsäure und Vitamin B₁₂. Der Nachweis von Vitaminen über ihre Reaktion mit spezifischen Enzymen ist bekannt. Zum Beispiel lässt sich das Vorhandensein von Thiamin nachweisen durch seine Reaktion mit den Enzymen Erythrozytentranskelotase (ETK) und Thiaminpyrophosphat (TPP). Analog dazu lässt sich das Vorhandensein von Riboflavin nachweisen durch seine bekannte Reaktion mit Erythrozytenglutathionreduktase (EGR). Vitamin B₆ lässt sich nachweisen durch seine Reaktion mit Erythrozytenglutaminoxalessigsäuretransaminase (EGOT), und Vitamin D lässt sich nachweisen durch seine Reaktion mit alkalischer Serumphosphatase.
Antikörper, die durch den Biosensor der vorliegenden Erfindung nachgewiesen werden können, umfassen jene der Immunglobulinfamilie, einschließlich IgA, IgD, IgE, IgG und IgM. Der Nachweis anderer immunologischer Verbindungen und Zellen ist eine weitere Ausgestaltung dieser Erfindung. Diese anderen immunologischen Verbindungen und Zellen umfassen Interleukine, Zytokine, Haupthistokompatibilitätskomplexe (MHC), T-Zellen, Komplement und Makrophagen.
Das Vorhandensein von Arzneimitteln, sonstigen Heilmitteln und ihren Stoffwechselprodukten kann durch den Biosensor der vorliegenden Erfindung anhand bekannter individueller Reaktionen mit arzneimittelspezifischen Enzymen und anderen reaktionsfähigen Verbindungen nachgewiesen werden. Unter Arzneimittel ist jedes Pharmazeutikum mit einem beabsichtigten und bekannten therapeutischen oder diagnostischen Wert zu verstehen; es kann aber auch eine illegale oder kontrollierte Substanz bedeuten, deren Nachweis aus forensischen Gründen oder aus Gründen der Überwachung erwünscht ist.
Die vorliegende Erfindung betrifft hauptsächlich die Behandlung menschlicher Patienten, kann aber auch für die Behand lung anderer Säugetierpatienten wie zum Beispiel Kühe, Schweine, Ziegen, Katzen und Hunde zu veterinärmedizinischen Zwecken verwendet werden, oder wenn durch den Biosensor nachgewiesene Verbindungen in dem Tier zur anschließenden Entnahme erzeugt werden, und dergleichen.
Eine Ausführungsform der Erfindung ist die Verwendung eines elektrochemischen Biosensors zum Nachweis von Substanzen wie Hormonen, Glucose, Arzneimitteln und dergleichen in Tieren zu veterinärmedizinischen und/oder landwirtschaftlichen Zwecken. Zum Beispiel werden manchmal einem tierischen Patienten Wachstumshormone verabreicht, um die Fleischproduktion zu erhöhen. In übermäßig hohen Konzentrationen kann ein solches Hormon jedoch schädliche Auswirkungen beim Verbraucher hervorrufen. Ein durch die vorliegende Erfindung bereitgestellter Biosensor, der ein mit einem solchen Hormon reaktionsfähiges Substrat umfasst, kann daher in ein solches fleischproduzierendes Tier implantiert werden, um ein Mittel zur fortlaufenden Überwachung dieser Konzentrationen bereitzustellen.
Verschiedene Modifikationen der oben beschriebenen Ausführungsformen werden für den Fachmann offensichtlich sein. Demgemäß wird der Umfang der Erfindung nur durch die beigefügten Ansprüche begrenzt.

Claims

Elektrochemischer Biosensor (10) zur Ermittlung der Konzentration einer Zielchemikalie in einem biologischen Fluid (11), wobei der Biosensor folgendes umfaßt: ein elektrochemisches System mit einem Substrat, das mit der Zielchemikalie reagiert, um ein Systemsignal zu erzeugen, das mit der Konzentration der Zielchemikalie in dem biologischen Fluid zusammenhängt; wobei eine erste Membran (14) das Substrat immobilisiert und eine Porosität hat, die den Durchtritt der Zielchemikalie erlaubt, um mit dem Substrat zu reagieren, wobei die erste Membran eine Oberfläche hat, die durch Elektronendonatorstellen gekennzeichnet ist, die dafür anfällig sind, dort die Anlagerung von Proteinen und Fibrin zu erleichtern, und somit das Systemsignal beeinträchtigen; und eine zweite Membran (30), die an den Elektronendonatorstellen der ersten Membran haftet, wobei die zweite Membran aus einem phenylhaltigen Polymer gebildet ist, das verbindende Wasserstoffatomdonatoren aufweist, wobei die Wasserstoffatomdonatoren an die Elektronendonatorstellen der ersten Membran wenigstens soweit gebunden sind, daß sie auf der ersten Membran eine Außenfläche bilden, ohne die durch die erste Membran bereitgestellte Porosität signifikant zu ändern, wobei die Außenfläche dem biologischen Fluid ausgesetzt ist und aus Phenylringen besteht.
Elektrochemischer Biosensor (10) nach Anspruch 1, bei dem das phenylhaltige Polymer ein Parylenpolymer ist.
Elektrochemischer Biosensor (10) nach Anspruch 2, bei dem das phenylhaltige Polymer Poly-para-xylylen ist.
Elektrochemischer Biosensor (10) nach Anspruch 1, bei dem das phenylhaltige Polymer Verbindungsgruppen hat, die aus der aus H, CH₂, SH und NH bestehenden Gruppe ausgewählt sind.
Elektrochemischer Biosensor (10) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die zweite Membran eine Dicke von weniger als etwa 1000 Angström hat.
Elektrochemischer Biosensor (10) nach Anspruch 5, bei dem die zweite Membran (30) eine Dicke zwischen etwa 50 und etwa 500 Angström hat.
Elektrochemischer Biosensor (10) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem die Zielchemikalie Glucose ist.
Elektrochemischer Biosensor (10) nach Anspruch 1, bei dem das Substrat Glucoseoxidase umfaßt.
Biologisch inertes Substrat aus einem Membranverbundstoff, wobei das Substrat folgendes umfaßt: eine erste Membran (14), die durch eine vorbestimmte Porosität gekennzeichnet ist und aus einem Material gebildet ist, das biologisch aktive Stellen auf der Oberfläche hat, die die Anlagerung von Protein und Gewebe unterstützen können, wenn sie biologischen Fluiden ausgesetzt sind; und eine zweite Membran (30) aus einem phenylhaltigen Polymer mit verbindenden Wasserstoffdonatoren, die an die biologisch aktiven Stellen auf der Oberfläche ausreichend gebunden sind, um die Stellen biologisch inert zu machen, ohne die vorbestimmte Porosität der ersten Membran signifikant zu beeinflussen.
Biologisch inertes Substrat aus einem Membranverbundstoff nach Anspruch 9, bei dem das phenylhaltige Polymer ein Parylenpolymer ist.
Biologisch inertes Substrat aus einem Membranverbundstoff nach Anspruch 10, bei dem das phenylhaltige Polymer ein Polyparaxylylen ist.
Biologisch inertes Substrat aus einem Membranverbundstoff nach Anspruch 9, bei dem das phenylhaltige Polymer Verbindungsgruppen hat, die aus der aus H, CH₂, SH und NH bestehenden Gruppe ausgewählt sind.
Biologisch inertes Substrat aus einem Membranverbundstoff nach Anspruch 9, bei dem die zweite Membran eine Dicke von weniger als etwa 1000 Angström hat.
Biologisch inertes Substrat aus einem Membranverbundstoff nach Anspruch 13, bei dem die zweite Membran (30) eine Dicke zwischen etwa 50 und etwa 500 Angström hat.
Verfahren zur biologischen Passivierung einer Membran (14) mit einer Porosität, die den Durchtritt einer Chemikalie in einem biologischen Fluid (11) erlaubt, und mit einer Oberfläche mit Anlagerungsstellen für Proteine und Fibrin, wobei auf die Membran ein phenylhaltiges Polymer mit verbindenden Wasserstoffbrückendonatoren aufgebracht wird, die an die Anlagerungsstellen in einer Menge gebunden sind, die ausreicht, um die Oberfläche biologisch inert zu machen, aber nicht ausreicht, um den Durchtritt der Chemikalie durch die Membran zu beeinträchtigen.
Verfahren nach Anspruch 15, bei dem das phenylhaltige Polymer ein Parylenpolymer ist.
Verfahren nach Anspruch 16, bei dem das phenylhaltige Polymer ein Poly-para-xylylen ist.
Verfahren nach Anspruch 15, bei dem das phenylhaltige Polymer Verbindungsgruppen hat, die aus der aus H, CH₂, SH und NH bestehenden Gruppe ausgewählt sind.
Verfahren nach einem der Ansprüche 15 bis 18, bei dem das phenylhaltige Polymer durch Abscheidung im Vakuum auf die Membran aufgebracht wird.