(57)【要約】本発明は、生物学的流体内の検体の濃度を測定するための埋設可能電極の中において使用するためのセンサヘッド（１０）に関するものであって、非導電性ボディと；それぞれがこの非導電性ボディ内に配置されている、動作電極（２１）、参照電極（２０）、および、対向電極（２２）と；非導電性ボディ上に固定されるとともに、動作電極と参照電極と対向電極とを被覆する、マルチ領域メンブランと；を具備してなり、各電極が、ボディ上の１つの場所に位置した電気化学的反応表面と、ボディ上の他の場所に位置した電気接続と、を備え、さらに、対向電極（２２）の電気化学的反応表面が、動作電極（２１）の電気化学的反応表面積よりも大きいものとされ、マルチ領域メンブランが、第１領域（３３）と第２領域（３１）と第３領域（３２）とを備えている。
2005525834.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
検体測定デバイス内において使用するためのセンサヘッドであって、
ａ）非導電性ボディと；
ｂ）それぞれがこの非導電性ボディ内に配置されている、動作電極、参照電極、および、対向電極と；
ｃ）前記非導電性ボディ上に固定されるとともに、前記動作電極と前記参照電極と前記対向電極とを被覆する、マルチ領域メンブランと；
を具備してなり、
前記各電極が、前記ボディ上の１つの場所に位置した電気化学的反応表面と、前記ボディ上の他の場所に位置した電気接続と、を備え、
さらに、前記対向電極の前記電気化学的反応表面が、前記動作電極の電気化学的反応表面積よりも大きいものとされていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項２】
埋設可能な検体測定デバイス内において使用するためのセンサヘッドであって、
ａ）非導電性ボディと；
ｂ）それぞれがこの非導電性ボディ内に配置されている、動作電極、参照電極、および、対向電極と；
ｃ）前記非導電性ボディ上に固定されるとともに、前記動作電極と前記参照電極と前記対向電極とを被覆する、マルチ領域メンブランと；
を具備してなり、
前記各電極が、前記ボディ上の１つの場所に位置した電気化学的反応表面と、前記ボディ上の他の場所に位置した電気接続と、を備え、
さらに、前記対向電極の前記電気化学的反応表面が、前記動作電極の電気化学的反応表面積よりも広いものとされていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項３】
請求項１記載のセンサヘッドにおいて、
前記マルチ領域メンブランが、酸素アンテナドメインを備えていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項４】
請求項２記載のセンサヘッドにおいて、
前記マルチ領域メンブランが、酸素アンテナドメインを備えていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項５】
請求項２記載のセンサヘッドにおいて、
前記マルチ領域メンブランが、前記電気化学的反応表面から離間した第１領域と、前記電気化学的反応表面からの離間度合いがより小さな第２領域と、前記電気化学的反応表面に対して隣接した第３領域と、を備えていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項６】
請求項５記載のセンサヘッドにおいて、
前記第１領域が、前記電気化学的反応表面から離間したところに配置された細胞破壊ドメインと、前記電気化学的反応表面からの離間度合いがより小さな細胞不透過ドメインと、を備えていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項７】
請求項５記載のセンサヘッドにおいて、
前記第２領域が、グルコース排除ドメインであることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項８】
請求項５記載のセンサヘッドにおいて、
前記第３領域が、前記電気化学的反応表面から離間した不動化酵素ドメインと、前記電気化学的反応表面からの離間度合いが不動化酵素ドメインよりも小さなインターフェースドメインと、前記電気化学的反応表面に対して隣接したヒドロゲルドメインと、を備えていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項９】
請求項８記載のセンサヘッドにおいて、
前記第３領域が、さらに、前記電気化学的反応表面から、前記不動化酵素ドメインよりも、より離間した抵抗性ドメインを備えていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項１０】
請求項５記載のセンサヘッドにおいて、
前記第１領域が、酸素とグルコースとに対して透過性であることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項１１】
請求項５記載のセンサヘッドにおいて、
前記第２領域が、酸素に対して透過性であるとともに、前記メンブランを透過してのグルコース輸送を妨害するものであり、
さらに、前記第２領域が、前記動作電極を被覆していないことを特徴とするセンサヘッド。
【請求項１２】
請求項２記載のセンサヘッドにおいて、
前記マルチ領域メンブランが、前記電気化学的反応表面から離間した第１領域と、前記電気化学的反応表面に対して隣接した他の領域と、を備えていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項１３】
請求項１２記載のセンサヘッドにおいて、
前記第１領域が、前記電気化学的反応表面から離間したところに配置された細胞破壊ドメインと、前記電気化学的反応表面からの離間度合いがより小さな細胞不透過ドメインと、を備えていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項１４】
請求項１２記載のセンサヘッドにおいて、
前記他の領域が、前記電気化学的反応表面から離間した不動化酵素ドメインと、前記電気化学的反応表面からの離間度合いが不動化酵素ドメインよりも小さなインターフェースドメインと、前記電気化学的反応表面に対して隣接したヒドロゲルドメインと、を備えていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項１５】
請求項１４記載のセンサヘッドにおいて、
前記他の領域が、さらに、前記電気化学的反応表面から、前記不動化酵素ドメインよりも、より離間した抵抗性ドメインを備えていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項１６】
請求項１２記載のセンサヘッドにおいて、
前記他の領域が、前記対向電極の上方における酸素消費を低減させ得るよう、前記対向電極の上方にのみ配置された部分を備えていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項１７】
請求項１６記載のセンサヘッドにおいて、
前記他の領域の前記部分が、シリコーンを備えていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項１８】
請求項１４記載のセンサヘッドにおいて、
前記他の領域の前記不動化酵素ドメインの中の活性酵素が、前記動作電極の上方にのみ配置されていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項１９】
請求項１４記載のセンサヘッドにおいて、
前記他の領域の前記不動化酵素ドメインの中の不活性酵素が、前記参照電極の上方と前記対向電極の上方とにのみ配置されていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項２０】
請求項１４記載のセンサヘッドにおいて、
前記他の領域が、前記動作電極の上方にのみ配置されていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項２１】
請求項２記載のセンサヘッドにおいて、
前記非導電性ボディが、セラミックまたはガラスから形成されていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項２２】
請求項２記載のセンサヘッドにおいて、
前記非導電性ボディが、プラスチックまたはポリマーから形成されていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項２３】
請求項２記載のセンサヘッドにおいて、
前記動作電極が、白金から形成されていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項２４】
請求項２記載のセンサヘッドにおいて、
前記対向電極が、白金または金から形成されていることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項２５】
請求項２記載のセンサヘッドにおいて、
前記対向電極の前記電気化学的反応表面が、前記動作電極の前記電気化学的反応表面積と比較して、２倍以上かつ１００倍以下であることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項２６】
請求項２記載のセンサヘッドにおいて、
前記対向電極の前記電気化学的反応表面が、前記動作電極の前記電気化学的反応表面積と比較して、２倍以上かつ５０倍以下であることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項２７】
請求項２記載のセンサヘッドにおいて、
前記対向電極の前記電気化学的反応表面が、前記動作電極の前記電気化学的反応表面積と比較して、２倍以上かつ２５倍以下であることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項２８】
請求項２記載のセンサヘッドにおいて、
前記対向電極の前記電気化学的反応表面が、前記動作電極の前記電気化学的反応表面積と比較して、２倍以上かつ１０倍以下であることを特徴とするセンサヘッド。
【請求項２９】
生物学的流体内における検体を測定するための埋設可能なデバイスであって、
少なくとも１つの請求項２記載のセンサヘッドを具備していることを特徴とする埋設可能デバイス。
【請求項３０】
グルコース濃度を観測するための方法であって、
ａ） i）ホストと、ii）請求項２９記載の埋設可能デバイスと、を準備し；
ｂ）前記ホスト内に前記デバイスを埋設する；
ことを特徴とする方法。
【請求項３１】
請求項３０記載の方法において、
前記埋設を、皮下において行うことを特徴とする方法。
【請求項３２】
生物学的流体内のグルコースを測定するための方法であって、
ａ） i）ホストと、ii）前記センサヘッドがグルコース検出を正確にかつ連続的に行い得るようになっている請求項２９記載の埋設可能デバイスと、を準備し；
ｂ）前記ホスト内に前記デバイスを埋設する；
ことを特徴とする方法。
【請求項３３】
請求項３２記載の方法において、
前記埋設を、皮下において行うことを特徴とする方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、一般的には、埋設可能デバイスと一緒に使用し得るような新規なセンサヘッド、および、そのようなセンサヘッドを備えたデバイス、ならびに、そのような埋設可能デバイスを使用して検体濃度を測定するための方法に関するものである。より詳細には、本発明は、センサヘッド、および、そのようなセンサヘッドを備えた埋設可能デバイス、ならびに、そのようなデバイスを使用して生物学的流体試料内のグルコース濃度を観測するための方法、に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
電流測定による電気化学的センサは、種によって生成されかつ動作電極のところにおいて測定される電流を平衡化するために、対向電極を必要とする。グルコースオキシダーゼ（グルコース酸化酵素）をベースとしたグルコースセンサの場合には、動作電極のところにおいて測定すべき種は、Ｈ２Ｏ２である。グルコースオキシダーゼは、以下の反応式に示すように、酸素とグルコースとを、過酸化酸素とグルコネートへと、変換するような触媒活性を示す。
グルコース＋Ｏ２＝グルコネート＋Ｈ２Ｏ２
【０００３】
各グルコース分子が新陳代謝した分だけ、比例して、副生成物Ｈ２Ｏ２に変化が生じることにより、Ｈ２Ｏ２の変動を観測することによって、グルコース濃度を決定することができる。動作電極によるＨ２Ｏ２の酸化は、対向電極のところでの、雰囲気酸素の還元や、酵素によって生成されたＨ２Ｏ２の還元や、他の還元可能な種の還元、によって平衡化される。生体内でのグルコース濃度は、酸素濃度の変動に対して、約１００倍以上にわたって変動し得る。したがって、酸素は、電気化学的反応における制限的反応材となる。センサに対して不十分な酸素しか供給されない場合には、センサは、グルコース濃度を正確に測定することができない。当業者は、減衰関数となる酸素制限を、酵素に対しての酸素利用度の問題として解釈してきた。
【０００４】
図１に示すように、センサヘッド（１０）は、動作電極（２１）（アノード）と、対向電極（２２）（カソード）と、参照電極（２０）とを備えている。これら電極は、セラミックに対して電極金属をろう付け（２６）するとともにさらにエポキシ樹脂（２８）によって固定されている。グルコースオキシダーゼをベースとしたグルコースセンサヘッド（１０）の動作電極（２１）（アノード）と対向電極（２２）（カソード）とは、様々な容積で酸素を要求する。従来技術においては、酵素含有メンブランを、電流測定による電気化学的センサの上方に配置していた。図１においては、領域（３２）は、不動化された酵素すなわちグルコースオキシダーゼを備えている。動作電極（２１）上における酵素層内においては、酸素が、グルコースからのＨ２Ｏ２の製造のために必要とされる。グルコースオキシダーゼ反応によって製造されたＨ２Ｏ２は、さらに、動作電極（２１）の表面（２１ａ）上において反応し、２つの電子を生成する。この反応における生成物は、２つのプロトン（２Ｈ＋ ）と、２つの電子（ｅ− ）と、１つの酸素分子（Ｏ２ ）と、である（Fraser D.M. 氏による“An Introduction to In Vivo Biosensing: Progress and problems”in
“Biosensors and the Body, D.M. Fraser, ed., 1997, pp. 1-56, John Wiley and
Sons, New York）。理論的には、動作電極（２１）近傍における酸素濃度は、グルコースオキシダーゼ反応時に消費されるものであって、動作電極上における第２反応によって補充される。したがって、正味の酸素消費は、ゼロである。実際には、酵素によって生成されたすべてのＨ２Ｏ２が、動作電極表面に対して拡散するわけでもなく、また、電極上において生成されたすべての酸素が、酵素領域に対して拡散するわけでもない。
【０００５】
図１に示すように、対向電極（２２）は、電子受容体として、酸素を使用する。この系において最も低減しやすい種は、酸素、または、酵素生成過酸化物である（前出のFraser D.M. 氏による）。これらは、酸素を対向電極（２２）上において消費し得る主要な２つの反応経路である。これらには、水酸化物を生成するための、４個の電子を使用する反応経路と、過酸化水素を生成するための、２個の電子を使用する反応経路と、を含有している。２電子経路が、図１に示されている。酸素は、領域（３２）におけるグルコースオキシダーゼによって、対向電極上においてさらに消費される。酵素と対向電極との双方による酸素消費のために、対向電極の表面（２２ａ）上において正味の酸素消費が存在する。理論的には、動作電極の領域のところにおいては、対向電極の領域のところにおけるよりも、正味の酸素消失は、かなり少ない。加えて、電流平衡を維持するための対向電極の能力と、センサ機能と、の間には密接な相関が存在する。総合すれば、対向電極の機能は、酸素濃度が下がった時に酵素反応が制限されるよりも前に、制限されるようになる。
【０００６】
埋設可能なグルコースオキシダーゼセンサの分野における当業者は、動作電極の領域内における酸素の局所的濃度を増加させることによってセンサ機能を高めることを目的としてきた（前出のFraser D.M. 氏による）。
【０００７】
我々は、いくつかの場合においては、グルコースオキシダーゼセンサ機能の消失が、動作電極の近傍の酵素層内の酸素による制限に基づくのではなく、対向電極のところにおける酸素の制限に基づき得るものであることを、観測した。グルコース濃度が増大した場合には、過酸化物の濃度が増大し、これにより、動作電極における電流が増大する。これが起こったときには、対向電極による制限が、過小種を求めてこの対向電極が次第に負電圧となるにつれて、顕著となり始める。例えば酸素といったような過小種の十分な供給が行われない場合には、対向電極の電圧は、−０．６Ｖという回路限界に到達し、センサ機能を妥協させる（図３参照）。
【０００８】
図３は、対向電極の電圧値の測定結果と、ホストとしてのイヌの皮下内に埋設されたグルコースセンサからのグルコース濃度に関するセンサ出力の測定結果と、を同時に示している。グルコース濃度が増大するにつれて、対向電極の電圧値が減少していることがわかる。対向電極の電圧値が−０．６Ｖに到達したときには、信号対雑音比が、かなり増大する。このことは、デバイスの正確さを低減させる。図４は、他のグルコースセンサにおける他の例を示しており、この場合、対向電極の電圧値が、回路限界に到達している。この場合にも、対向電極の電圧値が−０．６Ｖに到達した後には、デバイスの感度すなわち信号対雑音比が、悪くなっている。双方の例においては、グルコース濃度は、３００ｍｇ／ｄｌ近辺にまで増大している。しかしながら、図３においては、センサは、図４のセンサの場合よりも、３倍も大きな電流出力を示している。これらのデータは、対向電極のところにおける過小種による制限が存在し、そのため、グルコース濃度が増大するにつれてデバイス感度が制限され得ることを、示唆している。これに対し、図５は、対向電極の電圧値が−０．６Ｖに到達しなかった場合のグルコースセンサを示している。図５においては、センサが、動作電極と対向電極との間における電流平衡を維持することができたことがわかる。そのため、実験期間の全般にわたって正確な測定を行えたことがわかる。図３，４，５に示す結果は、対向電極の電圧値を回路限界へと到達させないことによってデバイスの感度と正確さとが維持され得るという結論を、本発明に対してもたらすものである。
【０００９】
上述した対向電極に基づく制限を克服するために、２つの手法が使用されてきた。第１の手法においては、対向電極が負方向に移動し得る電圧範囲を拡大させて、回路限界に到達することを避けることである。うまくないことに、この手法は、低電圧範囲において生成されるような望ましくない生成物を増大させる。そのような生成物の１つである水素は、対向電極のところで形成され得るものであって、動作電極に向けて戻るように拡散することができる。これにより、追加的な電流が発生し、グルコース濃度の読取値が誤差的に大きくなってしまう。さらに、負電位がそのように大きくなると、対向電極を被覆してしまう可能性すなわち対向電極を汚染してしまう可能性が、かなり大きくなる。このことは、実質的に、対向電極の表面積を減少させ、電流平衡の維持のためには、残りの表面における電流密度が大きくなる必要が生じる。しかも、電流負荷の増大化は、負電位を増大させ、実効的に、電極故障を引き起こす。
【００１０】
第２の手法においては、対向電極として、デバイスの金属ケースを使用する（Gough 氏に対する米国特許第４，６７１，２８８号明細書、あるいは、Blubaugh氏に対する米国特許第５，９１４，０２６号明細書を参照されたい）。この手法においては、寿命全体にわたってデバイスの電流平衡要求のために機能することが期待される表面積が初期的に過剰となる。しかしながら、例えばBlubaugh氏の場合のように対向電極反応が還元反応である場合には、通常的に存在する金属酸化物層が、経時的に裸の金属へと還元され、表面が、腐食や汚染や連鎖的故障を受けることとなる。この問題点は、生体内での使用時には、金属ケーシングが、生体流体の様々な構成成分に対して露出された状況を想定すれば、さらに深刻となる。現在のところ、この対向電極形状を有したデバイスの長期性能が示されていない。したがって、負電位の増大や腐食や汚染に基づく連鎖的破綻の可能性が低減されていて、酸素濃度が低い環境下においても効果的かつ効率的に機能し得るような、正確な検体測定をもたらし得るセンサが要望されている。
【特許文献１】米国特許第４，６７１，２８８号明細書
【特許文献２】米国特許第５，９１４，０２６号明細書
【発明の開示】
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明の一見地においては、生物学的流体中の検体濃度測定デバイス内において使用するためのセンサヘッドが提供され、このセンサヘッドは、非導電性ボディと；それぞれがこの非導電性ボディ内に配置されている、動作電極、参照電極、および、対向電極と；非導電性ボディ上に固定されるとともに、動作電極と参照電極と対向電極とを被覆する、マルチ領域メンブランと；を具備してなり、各電極が、ボディ上の１つの場所に位置した電気化学的反応表面と、ボディ上の他の場所に位置した電気接続と、を備え、さらに、対向電極の電気化学的反応表面が、動作電極の電気化学的反応表面積よりも大きいものとされている。
【００１２】
本発明の一見地においては、埋設可能な検体測定デバイス内において使用するためのセンサヘッド提供され、このセンサヘッドは、上述したセンサヘッドと同じ構成要素を備えて構成されている。
【００１３】
本発明によるセンサヘッドは、電極の表面に到達し得る複数の種を制御するようなマルチ領域メンブランを備えている。特に、このようなメンブランは、所望の基本的分子（例えば、酸素およびグルコース）を通過させ、検体の正確な検出を妨害するような例えばの巨大分子の通過を阻止する。本発明によるセンサヘッドは、また、動作電極と対向電極との間の電流を平衡化する対向電極の電気化学的反応表面積が大きい。このため、正確な検体検出を妨害するような極端な負電位を最小化する。
【００１４】
本発明の他の見地においては、生物学的流体内における検体を測定するための埋設可能なデバイスが提供され、このデバイスは、少なくとも１つの上述したセンサヘッドを具備している。本発明のさらに他の見地においては、グルコース濃度を観測するための方法が開示され、この方法においては、ホストと、上述した埋設可能デバイスと、を準備し；ホスト内にデバイスを埋設する。
【００１５】
本発明は、さらに、生物学的流体内のグルコースを測定するための方法に関するものであって、ホストと、センサヘッドがグルコース検出を正確にかつ連続的に行い得るようになっている上述した埋設可能デバイスと、を準備し；ホスト内にデバイスを埋設する。
【００１６】
本発明によるセンサヘッドやメンブランアーキテクチャーやデバイスや方法は、所望の検体（例えば、グルコース）の濃度に関する情報を連続的に収集することを可能とする。そのような連続的情報は、グルコース濃度の傾向の決定を可能とする。このことは、糖尿病の管理においては、極めて重要なものである。
【００１７】
本発明の理解を容易とするために、複数の用語について、以下に定義する。
【００１８】
本明細書中における『センサヘッド』という用語は、広義な用語であって、通常的な意味合いで使用されており、限定するものではないけれども、観測デバイスのうちの、特定の検体の検出に関する領域を意味している。センサヘッドは、一般的に、非導電性ボディと、動作電極（アノード）と、参照電極と、ボディの内部に固定されるとともにボディ上の所定部分において電気化学的反応表面を形成する対向電極と、ボディ上の他の部分における電子接続手段と、ボディに対して固定されるとともに反応表面を電気化学的に被覆するマルチ領域メンブランと、を備えている。対向電極は、動作電極よりも、より広い電気化学的反応表面積を有している。センサの一般的動作時には、生物学的試料（例えば、血液、あるいは、間質液）またはその一部が、酵素（例えば、グルコースオキシダーゼ）に対して接触する（直接的に接触する、あるいは、１つまたは複数のメンブランまたはドメインを挿通した後に接触する）。生物学的試料（あるいは、その一部）の反応により、生物学的試料中の検体（例えば、グルコース）の濃度を決定し得るような反応生成物が形成される。本発明の好ましい実施形態においては、マルチ領域メンブランは、さらに、酵素ドメインと、電解液相（すなわち、詳細に後述するような、電解質を含有した流体を有してなる自由流通液体相）と、を有している。
【００１９】
本明細書中における『検体』という用語は、広義な用語であって、通常的な意味合いで使用されており、限定するものではないけれども、生物学的流体（例えば、血液、間質液、脳随液、リンパ液、あるいは、尿）の中の、分析されるべきことを意図した物質または化学的構成要素を意味している。本発明によるセンサヘッドやデバイスや方法によって測定される好ましい検体は、グルコースである。
【００２０】
本明細書中における『電気化学的反応表面』という用語は、広義な用語であって、通常的な意味合いで使用されており、限定するものではないけれども、電極のうちの、電気化学的反応が起こる表面を意味している。動作電極の場合には、検出対象をなす検体の酵素触媒反応によって生成された過酸化水素が、反応を起こし、測定可能な電子電流を生成する（例えば、グルコースオキシダーゼを使用したグルコース検体の検出においては、副生成物としてＨ２Ｏ２という過酸化物が生成され、このＨ２Ｏ２が動作表面と反応して、２つのプロトン（２Ｈ＋ ）と、２つの電子（２ｅ− ）と、１つの酸素分子（Ｏ２ ）と、を生成し、これらが、検出されるべき電子電流を生成する）。対向電極の場合には、例えばＯ２ といったような還元可能な種が、電極表面において還元され、これにより、動作電極によって生成された電流が平衡化される。
【００２１】
本明細書中における『電子的接続』という用語は、広義な用語であって、通常的な意味合いで使用されており、限定するものではないけれども、センサヘッド電極とデバイスの電子回路とを仲介し得るような、例えば機械的部材（例えば、ピンおよびソケット）や溶着部分といったような、当業者に公知の電子的接続を意味している。
【００２２】
本明細書中における『ドメイン』という用語は、広義な用語であって、通常的な意味合いで使用されており、限定するものではないけれども、本発明によるメンブランのうちの、複数の層から構成し得るような、一様な勾配または非一様な勾配（例えば、異方性）を有した、領域とすることができる。あるいは、メンブランの複数の部分として構成することができる。
【００２３】
本明細書中における『マルチ領域メンブラン』という用語は、広義な用語であって、通常的な意味合いで使用されており、限定するものではないけれども、２つ以上のドメインから構成し得る透過性メンブランであって、酸素を透過させることができかつグルコースに関しては透過可能であっても透過不可能であっても良いような数ミクロン厚さの生物学的材料から構成し得るメンブランを意味している。複数のメンブランのうちの１つは、センサボディ上にわたって配置することができ、ホスト細胞（例えば、マクロファージ）が、酵素メンブランに近接して増殖することを防止し、これにより、酵素メンブランの損傷を防止する。あるいは、ホスト細胞（例えば、マクロファージ）が、バリア細胞層を形成することを防止し、組織とデバイスとの界面を挿通しての検体輸送を妨害することを防止する。
【００２４】
本明細書中における『離間している』という用語は、広義な用語であって、通常的な意味合いで使用されており、限定するものではないけれども、特定の参照ポイントと比較しての、様々な部材間の空間的位置関係を意味している。例えば、生物学的流体測定デバイスのいくつかの実施形態は、複数のドメインから構成し得る１つのマルチ領域メンブランを備えている。センサヘッドの電極を参照ポイントと仮定すれば、マルチ領域メンブランの複数のドメインの中の１つのドメインは、他のドメインが電極から離間しているよりも、電極から離間している。
【００２５】
本明細書中における『酸素アンテナドメイン』という用語は、広義な用語であって、通常的な意味合いで使用されており、限定するものではないけれども、水性媒体よりも酸素溶解性が大きく、その結果、メンブランの周囲に位置した生物学的流体から酸素を濃縮し得るような、材料からなるドメインを意味している。このドメインは、最小の酸素必要時には酸素リザーバとして機能することができ、必要に応じて、大きな酸素勾配を提供し得る能力を有しており、メンブランを挿通しての酸素輸送を容易なものとする。これにより、酵素ドメイン内における過酸化水素へのグルコース変換が周囲ドメインから酸素を消費する場合に、対向電極表面における酵素反応ドメインの機能を増強する。よって、必要とされた時点で重要なドメインに対してより多量の酸素束を供給し得るという、酸素アンテナドメインのこの能力は、全体的なセンサ機能を改良する。
【００２６】
本明細書中における『中実部分』という用語は、広義な用語であって、通常的な意味合いで使用されており、限定するものではないけれども、開放セル構造を有することもまたは有していないこともできる構造を有した材料であって、いずれにしても、材料内への細胞全体の進入や滞在を禁止する材料を意味している。
【００２７】
本明細書中における『実質的な寸法』という用語は、広義な用語であって、通常的な意味合いで使用されており、限定するものではないけれども、ドメイン内における特定サイズを有したキャビティまたは中実部分の直線寸法を意味しており、すべての寸法の５０％以上が特定サイズであり、好ましくは７５％が特定サイズであり、最も好ましくは、９０％の寸法が、特定サイズを有している。
【００２８】
本明細書中における『連続的』という用語は、広義な用語であって、通常的な意味合いで使用されており、限定するものではないけれども、３次元内における切れ目のない湾曲線が２箇所の間にわたって存在しているような中実部分を備えている。
【００２９】
本明細書中における『ホスト』という用語は、広義な用語であって、通常的な意味合いで使用されており、限定するものではないけれども、ヒトと動物との双方を含んでいる。
【００３０】
本明細書中における『正確に』という用語は、広義な用語であって、通常的な意味合いで使用されており、限定するものではないけれども、センサ測定を標準的対照測定と比較したときに、測定したグルコース値の９０％が、標準クラーク誤差の“Ａ”および“Ｂ”領域内にあることを意味している。デバイスの最も正確な動作のためには、すべての分析デバイスの場合と同様に、校正や検証や再校正が必要であることは、理解されるであろう。
【００３１】
本明細書中における『連続的にグルコースを検出する』という用語は、広義な用語であって、通常的な意味合いで使用されており、限定するものではないけれども、血漿グルコース濃度を観測している期間が、例えば約１０分ごとにといったように、連続的に行われること意味している。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３２】
図１は、所望電圧値の場合の動作電極と対向電極とにおける熱力学的に好ましい反応を示す図である。
【００３３】
図２Ａは、本発明によるセンサヘッドを示す断面図であって、マルチ領域メンブランが、３つの領域を備えている。
【００３４】
図２Ｂは、本発明によるセンサヘッドを示す断面図であって、メンブランの第２領域の一部が、動作電極を被覆していない。
【００３５】
図２Ｃは、本発明によるセンサヘッドを示す断面図であって、互いに個別の２つの領域を備えており、電気化学的活性表面に隣接している方の領域には、シリコーンドメインに対応する部分が、対向電極の上方に配置されている。
【００３６】
図２Ｄは、本発明によるセンサヘッドを示す断面図であって、不動化酵素ドメイン内の活性酵素が、動作電極上だけに配置されている。
【００３７】
図２Ｅは、本発明によるセンサヘッドを示す断面図であって、対向電極の上方に配置された酵素が、不活性化されている。
【００３８】
図２Ｆは、本発明によるセンサヘッドを示す断面図であって、不動化酵素を含有したメンブラン領域が、動作電極の上方だけに配置されている。
【００３９】
図３は、イヌ内への埋設時における埋設可能グルコースセンサによるグルコース濃度測定能力を示すグラフであって、対向電極の電圧値が、約０．７５時間の時点で電子回路限界にまで低下しており、その際、センサ電流出力が２．５０ｎＡとなっている。
【００４０】
図４は、イヌ内への埋設時における埋設可能グルコースセンサによるグルコース濃度測定能力を示すグラフであって、対向電極の電圧値が、０．５時間経過した以降においては電子回路限界にまで低下しており、その際、センサ電流出力が０．５０ｎＡとなっている。
【００４１】
図５は、イヌ内への埋設時における埋設可能グルコースセンサによるグルコース濃度測定能力を示すグラフであって、対向電極の電圧値が、電子回路限界よりも上方に維持されている。
【００４２】
図６Ａは、本発明によるセンサヘッドを備えている円筒形検体測定デバイスを概略的に示す図である。
【００４３】
図６Ｂは、図６Ａにおけるデバイスのセンサヘッドを示す分解図である。
【００４４】
図７は、生体外において４００ｍｇ／ｄＬという濃度において、マルチ領域メンブランアーキテクチャーを使用した本発明によるデバイスの機能を示すグラフである。
【００４５】
図８は、従来技術によるセンサデバイスにおける複数の電極と複数のメンブラン領域とを示す断面図であって、対向電極の電気化学的活性表面が、実質的に、動作電極の表面積と等しい。
【００４６】
図９は、図８に示すようにして複数のメンブランを備えた各センサデバイスに関して、４００ｍｇ／ｄＬというグルコース濃度において、酸素濃度の関数として、対向電極の電圧値を示すグラフである。
【００４７】
好ましい実施形態においては、本発明によるセンサヘッドやデバイスや方法を使用することによって、ホスト内におけるグルコースや他の検体の濃度を決定することができる。グルコース濃度の測定は、治療の効果がグルコース濃度の正確さに依存するような糖尿病患者に関して、特に重要な測定である。
【００４８】
本発明は、酸素の局所的濃度の増大化には依存しない方法により、対向電極の機能の有効性を増大させる。好ましい実施形態においては、対向電極は、動作電極の電気化学的反応表面積よりも、２倍以上は広い電気化学的反応表面積を有している。そのため、基板として酸素を使用することに関して、電極の能力を向上させる。電極を金から形成した場合には、対向電極の活性をさらに増大させることができる。第２の好ましい実施形態においては、対向電極は、凹凸表面を有しており、その表面形状（表面トポグラフィー）が、電極の直径を一定としつつも、電極の表面積を増大させる。第３の好ましい実施形態においては、対向電極に対してのグルコースオキシダーゼ酵素の接近度合いを、低減させることができる。酵素が酸素を局所的に枯渇させることにより、対向電極は、酵素から離間した場所に配置することが最良である。これは、対向電極の近傍領域に位置した酵素をあるいは対向電極の上方に位置した酵素を、例えばレーザー蒸発や化学的蒸発といったような当業者には公知の方法によって、消耗させたりあるいは不活性化することにより、得ることができる。これに代えて、メンブランは、対向電極の上方領域からグルコースを選択的にブロックし得る付加的なドメインによってカバーすることができる。
【００４９】
特に、本発明は、すべての電極をマルチ領域メンブランの直下に配置することによって、電極腐食に関する電位を低減させ、これにより、電極表面に到達する種を制御する。このようなメンブランは、溶解した酸素を透過させることができ、適切な負電位における対向電極での反応を実行可能としつつ、負電位が大きいときに対向電極の表面を覆ってしまい場合によっては連鎖的故障をもたらしかねないような巨大分子を発生させることがない。メンブランの直下に対向電極を配置することにより、すべての電流が同一導電性媒体を通過することを保証し、これにより、メンブラン抵抗や溶液抵抗に基づく電圧損失を低減させる。加えて、対向電極は、電流の平衡化のために十分な種を収集することを可能とするとともに、負電位の最小値をとる必要性を最小化する。
【００５０】
以下の説明は、主に、グルコース観測用のセンサヘッドやデバイスやそれらの使用方法に関してなされるけれども、本発明によるセンサヘッドやデバイスや方法は、グルコース測定に限定されるものではない。むしろ、そのようなデバイスや方法は、生物学的流体（限定するものではないけれども、アミノ酸や、乳酸塩）内に存在するような、特にオキシダーゼ酵素のための物質（例えば Gough氏他に対する米国特許第４，７０３，７５６号明細書を参照されたい。この文献の記載内容は、参考のため、その全体がここに組み込まれる）といったような他の検体の検出や定量化に適用することができる。
【００５１】
I．異物カプセル化の特性
皮下組織内に埋設されるデバイスおよびプローブは、ほとんど常に、異物の導入に対する生体レスポンスの一部としての異物カプセル化（ＦＢＣ）を誘発する。したがって、グルコースセンサの埋設によって、急速な炎症反応が起こり、繊維状組織が形成されることとなる。最終的には、主に脈管繊維状組織といったような成熟したＦＢＣが、デバイスの周囲に形成される（Shanker 氏および Greisler 氏による Inflammation and
Biomaterials in Greco RS, ed. Implantation Biology: the Host Response and
Biomedical Devices, pp 68-80, CRC Press (1994)）。
【００５２】
一般に、ＦＢＣの形成は、信頼性の高い情報を連続的に収集することを不可能とする。それは、報告されているように、脈管形成が少ないためである（S.J. Updike 氏他による“Principle of Long-term Fully Implanted Sensors with Emphasis on Radio-
telemetric Monitoring of Blood Glucose from inside a Subcutaneous Foreign Body
Capsule (FBC)”と題する Biosensors and the Body, D.M. Fraser, ed., 1997, pp 117-38, John Wiley and sons, New York）。 よって、当業者は、例えば短命のニードル形状を使用することによってあるいは異物反応を最小化し得るようなセンサコーティングを使用することによって、ＦＢＣ形成を最小化しようとしてきた。
【００５３】
従来技術とは異なり、本発明による特徴点においては、ＦＢＣ形成がすべてのセンサの長期埋設の周辺における支配的事象であって、センサ性能を隠したりブロックしたりするのではなく、センサ性能を支持しなければならないことを認識する。特にグルコース検出デバイスといったような検体検出デバイスの埋設後の早い時点においては、グルコースセンサが、うまく機能することが観測された。しかしながら、埋設から数日〜２週間以上経過すると、そのようなデバイスは、機能を失う。
【００５４】
我々は、このようなセンサ機能の消失が、デバイスの外表面に関連した細胞であってデバイス内へのグルコースの輸送を物理的にブロックするような細胞（すなわち、バリア細胞層）によるものであるらしいことを観測した。脈管形成が増大したとしても、バリア細胞によるブロックには打ち勝つことができない。本発明は、メンブランの表面上におけるバリア細胞層の形成を妨害するような格別のバイオインターフェースメンブランアーキテクチャーの使用を想定している。本発明は、また、様々な埋設可能デバイス（例えば、特にグルコース測定デバイスといったような検体測定デバイス）と組み合わせてのこれらメンブランの使用を想定している。
【００５５】
II．センサヘッド
本発明によるセンサヘッドの一実施形態においては、ボディは、例えばセラミックやガラスやポリマーといったような非導電性材料から形成される。
【００５６】
ある好ましい実施形態においては、センサヘッド界面領域は、互いに異なる複数の層および／またはメンブランを備えることができ、これら層および／またはメンブランは、埋設可能な検体測定デバイスの複数の電極を被覆して保護する。以下においては、これら層および／またはメンブランの特徴点について、詳細に説明する。これらの層および／またはメンブランは、生物学的流体試料と電極との直接的接触を防止しつつ、酵素リッチなドメイン内における反応のために、生物学的流体中の選択された物質（例えば、検体）だけを挿通させることができる。その後、電極のところにおいて、生成物が電気化学的に反応を起こすこととなる。
【００５７】
種々の生物学的分子に対して曝された電極表面が、触媒活性による汚染や腐食を受けて故障を引き起こしかねないことは、当業者には周知である。しかしながら、本発明による独自のマルチ領域メンブランアーキテクチャーを使用すれば、センサ電極のうちの電気化学的活性表面が保護され、生体内において長期にわたって電気化学的活性が維持される。電極の電気化学的活性表面に対してのアクセスを、例えば約３４ダルトン（過酸化物の分子量）あるいはそれ以下といったような分子量を有した分子といったような少数の分子種に制限することにより、生物学的流体内に存在する多くの分子種からなるわずかの部分集合しか、センサに対して接触することができない。そのようなメンブランの使用は、生体内において１年以上にわたってデバイスの機能を維持することを可能とする。
【００５８】
［Ａ．マルチ領域メンブラン］
マルチ領域メンブランは、２つ以上のドメインから構成されている。マルチ領域メンブランは、多数のアーキテクチャーに基づいて構成することができる。あるアーキテクチャーにおいては、マルチ領域メンブランは、電気化学的反応表面から離間した第１領域と、電気化学的反応表面からの離間度合いがより小さな第２領域と、電気化学的反応表面に対して隣接した第３領域と、を備えている。第１領域は、電気化学的反応表面から離間したところに配置された細胞破壊ドメインと、電気化学的反応表面からの離間度合いがより小さな細胞不透過ドメインと、を備えている。第２領域は、グルコース排除ドメインであり、第３領域は、電気化学的反応表面から離間した抵抗性ドメインと、電気化学的反応表面からの離間度合いがより小さな不動化酵素ドメインと、電気化学的反応表面からの離間度合いが不動化酵素ドメインよりも小さなインターフェースドメインと、電気化学的反応表面に対して隣接したヒドロゲルドメインと、を備えている。
【００５９】
他のアーキテクチャーにおいては、マルチ領域メンブランは、電気化学的反応表面から離間した第１領域と、電気化学的反応表面からの離間度合いがより小さな他の領域と、を備えている。第１領域は、上記と同様に、細胞破壊ドメインと、細胞不透過ドメインと、を備えている。『他の領域』は、抵抗性ドメインと、不動化酵素ドメインと、インターフェースドメインと、ヒドロゲルドメインと、を備えており、上記における『第３領域』と同等のものとして機能する。センサヘッドのある種の実施形態においては、マルチ領域メンブランは、さらに、酸素アンテナドメインを備えている。以下においては、各ドメインについて詳細に説明する。
【００６０】
i．細胞破壊ドメイン
マルチ領域メンブランのうちの、電気化学的反応表面から最も先端側に配置されたドメインは、細胞破壊ドメインに対応している。このドメインは、組織内方成長を支持する材料であって、脈管形成を可能とし得る材料を備えている。細胞破壊ドメインは、センサデバイス内へのグルコース輸送をブロックしてしまうような上述のバリア細胞層がメンブラン上に形成されてしまうことを防止する。有効な細胞破壊ドメインは、“Membrane for  use with Implantable Devices”と題して２００１年７月２７日付けで出願された米国特許出願シリアル第０９／９１６，３８６号明細書に記載されている。この文献の記載内容は、参考のため、その全体がここに組み込まれる。細胞破壊ドメインは、複数のキャビティと複数の中実部分とを有した開放セル構成から構成することができる。複数の細胞は、複数のキャビティ内へと進入することができる。しかしながら、そのようにして進入した細胞は、中実部分を貫通して延在することはできない。キャビティは、例えばマクロファージといったようなものも含めて、大部分の物質を挿通させることができる。
【００６１】
開放セル構成は、メンブランの実質的に全体にわたる３次元内において複数のキャビティを含有しているような連続的中実ドメインをもたらす。加えて、様々なキャビティ寸法を有した複数の層内に、複数のキャビティとキャビティ相互連結体とを形成することができる。
【００６２】
キャビティまたは中実部分を貫通する寸法は、直線によって記述することができる。この直線の長さは、キャビティと中実部分との境界に位置した２つのポイント間の距離である。このようにして、キャビティの実質的な寸法は、最も短いところにおいて２０μｍよりも大きく、最も長いところにおいて１０００μｍよりも小さい。好ましくは、キャビティの実質的な寸法は、最も短いところにおいて２５μｍよりも大きく、最も長いところにおいて５００μｍよりも小さい。
【００６３】
また、中実部分の実質的な寸法は、最も短いところにおいて５μｍよりも大きく、最も長いところにおいて２０００μｍよりも小さい。好ましくは、中実部分の実質的な寸法は、最も短いところにおいて１０μｍよりも大きく、最も長いところにおいて１０００μｍよりも小さい。最も好ましくは、中実部分の実質的な寸法は、最も短いところにおいて１０μｍよりも大きく、最も長いところにおいて４００μｍよりも小さい。
【００６４】
中実部分は、例えば、ポリテトラフルオロエチレン、または、ポリエチレン−コ−テトラフルオロエチレン、から構成することができる。好ましくは、中実部分は、ポリウレタン、あるいは、ブロックコポリマーを備えており、最も好ましくは、中実部分は、シリコーンから構成される。
【００６５】
本発明における中実部分として不織ファイバを使用した場合には、不織ファイバは、最も短い寸法において５μｍよりも大きいものとすることができる。好ましくは、不織ファイバは、最も短い寸法において約１０μｍよりも大きいものとされ、最も好ましくは、不織ファイバは、最も短い寸法において１０μｍ以上のものとされる。
【００６６】
不織ファイバは、ポリプロピレン（ＰＰ）や、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）や、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）や、ポリブチレンテレフタレート（ＰＢＴ）や、ポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）や、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）や、ポリウレタンや、セルロースポリマーや、ポリスルホン酸や、例えばダイブロックやトリブロックといったようなこれらのブロックコポリマー（ブロックコポリマーは、米国特許第４，８０３，２４３号明細書および米国特許第４，６８６，０４４号明細書に開示されており、これら文献の記載内容は、参考のため、ここに組み込まれる）や、あるいは、これらのランダムコポリマーやグラフトコポリマー、から構成することができる。好ましくは、不織ファイバは、ポリオレフィンやポリエステルやポリカーボネートやポリテトラフルオロエチレンから構成される。
【００６７】
細胞破壊ドメインの部分集合は、酸素アンテナドメインである。このドメインは、酸素要求が最小である場合には酸素リザーバとして機能することができるとともに、必要に応じては、より大きな酸素勾配を提供し得る能力があり、メンブランを透過しての酸素輸送を容易なものとする。このドメインは、水性媒体よりも酸素溶解性が大きく、その結果、メンブランの周囲に位置した生物学的流体から酸素を濃縮し得るような、例えばシリコーンといったような材料から形成することができる。このドメインは、酵素ドメイン内における過酸化水素へのグルコース変換が周囲ドメインから酸素を消費する場合に、対向電極表面における酵素反応ドメインの機能を増強する。よって、必要とされた時点で重要なドメインに対してより多量の酸素束を供給し得るという、酸素アンテナドメインのこの能力は、全体的なセンサ機能を改良する。好ましくは、このドメインは、シリコーンから形成され、約１００μｍという厚さを有している。
【００６８】
細胞破壊ドメインの厚さは、通常は、約２０μｍよりも厚いものとされ、かつ、約２０００μｍよりも薄いものとされる。
【００６９】
ii．細胞不透過ドメイン
第１領域の細胞不透過ドメインは、同じ領域の細胞破壊ドメインよりも、電気化学的反応表面からの離間度合いがより小さなところに配置される。このドメインは、例えばマクロファージといったようなホスト細胞に対して不透過性である。細胞不透過ドメインは、米国特許第６，００１，０６７号明細書に開示されており、また、本出願による共に係属中の“Membrane for  use with Implantable Devices”と題して２００１年７月２７日付けで出願された米国特許出願シリアル第０９／９１６，３８６号明細書に記載されている。これら文献の記載内容は、参考のため、ここに組み込まれる。ＦＢＣを引き起こして維持するような炎症レスポンスは、実際の検体検出に関する欠点である。炎症は、バイオインターフェースメンブランを通しての輸送をブロックし得るバリア細胞層をインターフェースのところに形成して成長し得る能力を有した炎症レスポンス細胞（例えば、マクロファージ）の侵入に関連している。このような炎症細胞は、また、多くの人工的バイオ材料（最近までは生物学的に非劣化性のものと考えられていたものも含まれている）を生物学的に劣化させ得る。異物によって活性化されたときには、組織マクロファージは、脱顆粒し、それらの細胞骨髄パーオキシダーゼシステムから、次亜塩素酸塩種（漂白剤）および他の酸化性種を放出する。次亜塩素酸塩種および他の酸化性種は、エーテルベースのポリウレタンも含めた様々なポリマーを、環境ストレスクラックと称される現象によって、分解することが公知である。これに代えて、ポリカーボネートをベースとしたポリウレタンは、このような酸化性種の影響に関して耐性を有していると信じられており、生物学的に耐性があると称される。加えて、次亜塩素酸塩種（漂白剤）および他の酸化性種が、生体内では寿命が短い化学種であることにより、マクロファージが酵素活性メンブランから十分に離間したところに維持されている場合には、バイオ劣化は、起こらない。
【００７０】
本発明は、大部分のメンブランアーキテクチャーにおいて、数μｍ厚さあるいはそれ以上の厚さの細胞不透過性バイオ材料（すなわち、細胞不透過ドメイン）を使用することを想定している。バイオインターフェースメンブランのこのドメインは、酸素を透過させることができるとともに、グルコースを透過させることもあるいは透過させないこともでき、さらに、生物学的に耐性のある材料（例えば、生体内において数年間にわたって耐性がある）から構成される。このようなバイオ耐性材料は、ホスト細胞（例えば、マクロファージ）に関して不透過性であり、例えば、ポリカーボネートベースのポリウレタンとＰＶＰとのポリマーブレンドとされる。
【００７１】
細胞不透過ドメインの厚さは、約１０μｍよりも厚く、約１００μｍよりも薄い。
【００７２】
iii．グルコース排除ドメイン
グルコース排除ドメインは、薄い疎水性メンブランを備えており、湿潤することがなく、グルコースの拡散を防止しつつ、酸素は透過させ得る。グルコース排除メンブランは、測定対象をなすあるいはセンサによる利用対象をなす検体や他の物質を透過させ得るよう機能し、かつ、他の物質を透過させないように機能する。好ましくは、グルコース排除ドメインは、例えばシリコーンといったような材料から構成される。
【００７３】
グルコース排除ドメインの厚さは、好ましくは、約１３０μｍよりも厚いものとされ、より好ましくは、約５μｍよりも厚くかつ約７５μｍよりも薄いものとされ、最も好ましくは、約１５μｍよりも厚くかつ約５０μｍよりも薄いものとされる。
【００７４】
iv．抵抗性ドメイン
センサヘッドのある実施形態においては、マルチ領域メンブランの『第３領域』あるいは『他の領域』は、抵抗性ドメインを備えている。存在する場合には、抵抗性ドメインは、その領域内の他のドメインよりも、電気化学的反応性表面に関して、より先端側に配置される。詳細に後述するように、抵抗性ドメインは、直下に位置する酵素ドメインに対しての酸素束およびグルコース束を制御する。血液試料中においては、酸素量に対して、過剰モル量のグルコースが存在する。実際、細胞外液流体内における各自由酸素分子に対し、典型的には、１００個以上のグルコース分子が存在する（Updike氏他による Diabetes Care 5:207-21 (1982)）。しかしながら、補助因子として酸素（Ｏ２ ）を使用した不動化酵素ベースのセンサに対しては、グルコース濃度の変化に線形的に対応させるためにはなおかつ酸素濃度の変動に無関係であるためには、変動に制限されることなく過剰に酸素を供給しなければならない。より詳細には、グルコース観測反応が酸素律速である場合には、グルコースの最小濃度を超えたところにおいては、線形性が得られない。酵素ドメイン上に半透性メンブランが無いときには、グルコース濃度に関しての線形レスポンスを、４０ｍｇ／ｄＬまでしか得ることができない。しかしながら、臨床的設定においては、約５００ｍｇ／ｄＬ以上といったような濃度にまで、グルコース濃度に関しての線形レスポンスを得ることが望ましい。
【００７５】
抵抗性ドメインは、直下に位置した酵素ドメインに対しての酸素束およびグルコース束を制御し（すなわち、グルコース束を制限し）これにより酸素の供給を変動に制限されることなく過剰に供給し得るものとするような半透性メンブランを備えている。その結果、グルコース測定の線形性の上限が、抵抗性ドメインが存在しない場合に得られるであろう値と比較して、格段に大きな値にまで引き上げられる。本発明によるデバイスは、酸素とグルコースとの透過比がおよそ２００：１であるようなポリマーメンブランを備えた抵抗性ドメインを想定している。その結果、１次元的な反応剤拡散が、皮下マトリクス内において起こりそうなすべてのグルコース濃度および酸素濃度に関して、酸素を過剰に供給し得るものとなって適切である（Rhodes氏他による Anal. Chem., 66: 1520-1529 (1994)）。
【００７６】
好ましい実施形態においては、抵抗性ドメインは、ポリウレタン尿素／ポリウレタン−ブロック−ポリウレタングリコールブレンドから形成され、約４５μｍを超えない厚さとされる。より好ましくは、約１５μｍを超える厚さかつ約４０μｍを超えない厚さとされる。最も好ましくは、約２０μｍを超える厚さかつ約３５μｍを超えない厚さとされる。
【００７７】
v．不動化された酵素ドメイン
抵抗性ドメインが細胞不透過ドメインと組み合わされるときには、『第３領域』あるいは『他の領域』のうちの、最も外側に対応するドメインは、不動化酵素ドメインである。すなわち、不動化酵素ドメインは、その領域内の他のドメインと比較して、電気化学的反応性表面に関して、より先端側に配置される。ある実施形態においては、酵素ドメインは、グルコースオキシダーゼを備えている。グルコースオキシダーゼに加えて、本発明は、例えばガラクトースオキシダーゼやウリカーゼといったような他のオキシダーゼ（酸化酵素）を含浸させたドメインの使用を想定している。酵素ベースの電気化学的グルコースセンサがうまく機能するためには、センサレスポンスは、酵素活性によって制限されてはならず、また、補助因子の濃度によって制限されてもいけない。グルコースオキシダーゼを含む酵素が、雰囲気条件の関数として失活を受けることにより、長期使用のためのセンサの形成に際しては、この振舞いを明確にしておく必要がある。
【００７８】
好ましくは、このドメインは、酵素を含有したコロイド状ポリウレタンポリマーの水性分散体から構成される。好ましくは、コーティングの厚さは、約２．５μｍを超える厚さかつ約１２．５μｍを超えない厚さとされる。好ましくは、約６μｍとされる。
【００７９】
vi．インターフェースドメイン
インターフェースドメインは、『第３領域』あるいは『他の領域』内において、その同じ領域内の不動化酵素ドメインよりも、電気化学的反応性表面に関して、離間度合いがより小さなところに配置される。このドメインは、３４ｋＤよりも大きな分子量の種の拡散を制限し得るような薄いメンブランを備えている。このインターフェースドメインは、電極によって測定すべき検体や他の物質を透過させ得るとともに、潜在的に妨害しかねないような物質も含めた他の物質の透過を阻止することができる。このインターフェースドメインは、好ましくは、ポリウレタンから構成される。
【００８０】
インターフェースドメインは、約５μｍを超えないという好ましい厚さを有している。より好ましくは、約０．１μｍを超える厚さかつ約５μｍを超えない厚さとされる。最も好ましくは、約０．５μｍを超える厚さかつ約３μｍを超えない厚さとされる。
【００８１】
vii．ヒドロゲルドメイン
ヒドロゲルドメインは、電気化学的反応性表面に隣接して配置される。電気化学的反応を確実に行うために、ヒドロゲルドメインは、センサ界面の電極領域のところにおける親水性を維持し得るような半透性コーティングを備えている。ヒドロゲルドメインは、インターフェースドメインを構成しているメンブランを保護して支持することによって、本発明によるインターフェースドメインの安定性を増強する。さらに、ヒドロゲルドメインは、不適切な電解質によって引き起こされるような電極起動時の問題点やドリフトという問題点を克服することにより、電極の動作安定性を補助する。また、ヒドロゲルドメイン内に含有されている緩衝用電解質溶液は、電極の電気化学的活性に基づく疎水性インターフェースドメインと電極（または、複数の電極）との間の大きなｐＨ勾配の発生に起因し得るようなｐＨ起因損傷を、保護する。
【００８２】
好ましくは、ヒドロゲルドメインは、フレキシブルでありかつ水によって湿潤可能でありさらに実質的に固体ゲル状のフィルムを備えている。このフィルムは、約２．５μｍを超えかつ約１２．５μｍを超えないような『乾燥フィルム』厚さを有している。好ましくは、その『乾燥フィルム』厚さは、約６．０μｍとされる。『乾燥フィルム』厚さとは、標準的なコーティング手法によってメンブランの表面上へと、コーティング用組成物からキャストされさらに硬化されたフィルムの厚さを意味している。
【００８３】
適切なヒドロゲルドメインは、ウレタンポリマーと親水性フィルム形成ポリマーとの硬化可能コポリマーから形成される。特に好ましいコーティングは、アニオン性カルボン酸塩官能基と非イオン性親水性ポリエーテルセグメントとを含有したポリウレタンポリマーから形成され、ポリビニルピロリドンの存在下において架橋されて、約５０℃という中程度の温度で硬化される。
【００８４】
［Ｂ．電解液相］
電解液相は、通常は可溶性の塩化物塩といったような電流を流し得る少なくとも１つの化合物を含有した溶液を備えてなる自由液相である。電解液相は、電極上にわたって流通するとともに、ヒドロゲルドメインに対して接触する。本発明によるデバイスにおいては、標準的な市販の溶液も含めて、任意の適切な電解質溶液の使用を想定している。
【００８５】
一般的に言えば、電解液相は、分析対象をなす試料と比較して、同程度のあるいはそれ以下の浸透圧を有しているべきである。本発明の好ましい実施形態においては、電解液相は、標準的な生理的食塩水である。
【００８６】
［Ｃ．メンブランアーキテクチャー］
従来技術においては、電流測定による電気化学的センサの上方に位置した酵素含有メンブランは、電極表面上の全体にわたって、同一のアーキテクチャーを有するものであった。しかしながら、グルコースオキシダーゼによってグルコースを過酸化水素へと変換するという機能は、動作電極の上方においてのみ、必要である。実際、過酸化水素へのグルコースの変換を、対向電極の上方において制限することは、有利である。したがって、本発明においては、マルチ領域メンブランが少なくとも１つのドメインを備えているような多数のメンブランアーキテクチャーを想定している。
【００８７】
図２Ａは、メンブランが３つの領域を備えているという一般的アーキテクチャーを有した１つの望ましい実施形態を示している。第１領域（３３）は、酸素とグルコースとに対して透過性であって、電極から離間した細胞破壊ドメインと、電極からの離間度合いの小さな細胞不透過ドメインと、を備えている。第２領域（３１）は、酸素に対して透過性であって、グルコース排除ドメインを備えている。第３領域（３２）は、電気化学的反応表面から離間した抵抗性ドメインと、電気化学的反応表面からの離間度合いがより小さな不動化酵素ドメインと、電気化学的反応表面からの離間度合いが不動化酵素ドメインよりも小さなインターフェースドメインと、電気化学的反応表面に対して隣接したヒドロゲルドメインと、を備えている。マルチ領域メンブランは、非導電性ボディ（１０）のセンサ界面（３０）上にわたって配置されており、動作電極（２１）と参照電極（２０）と対向電極（２２）とを被覆している。複数の電極は、センサヘッドに対して半田付けされており、エポキシ（２８）によって背面側が充填されている。
【００８８】
図２Ｂにおいては、グルコース排除ドメインは、動作電極（２１）を被覆しないようにして、電気化学的反応表面上に配置されている。これを図示するために、穴（３５）が、第２領域（３１）に形成されており、動作電極（２１）の直接的上方位置に位置している。これにより、グルコースは、対向電極（２２）の上方においては、直下の酵素メンブラン内へは進入できないようになっている。Ｏ２ は、グルコース酸化反応によって消費されないことのために、対向電極上において保存される。グルコース遮蔽ドメイン（グルコース排除ドメイン）は、対向電極に向けて十分な量のＯ２ を透過させ得るような材料から形成されている。グルコース遮蔽ドメインは、例えばシリコーンやシリコーン含有コポリマーといったような様々な材料から形成することができる。好ましくは、グルコース遮蔽ドメインは、シリコーンから形成される。
【００８９】
図２Ｃにおいては、マルチ領域メンブランは、２つの領域から構成されたものとして図示されている。すなわち、細胞破壊ドメインと細胞不透過ドメインとを備えた第１領域（３３）と、他の領域（３２）と、から構成されたものとして図示されている。他の領域（３２）は、ここでは、不動化酵素ドメインと、インターフェースドメインと、ヒドロゲルドメインと、を備えたものとされており、抵抗性ドメインを備えることもできる。領域（３２）は、マルチ領域メンブランが３つの領域を備えている場合の実施形態における『第３領域』と見なすことができる。図示の実施形態においては、シリコーンドメインプラグ（３６）が、対向電極（２２）の上方に配置されていて、対向電極上方でのグルコースオキシダーゼによるグルコースの酸化に基づくＯ２ の消費を防止している。不動化酵素ドメインは、上記と同様にして形成することができ、その後、ドメイン内に、穴を形成することができる。シリコーンドメインプラグ（３６）は、その穴に適合するようにカットすることができ、例えばシリコーン系接着剤（例えば、米国カリフォルニア州 Carpinteria  所在の NuSil 社による MED-1511(商標名)）を使用して、接着配置することができる。
【００９０】
図２Ｄにおいては、マルチ領域メンブランの中の不動化酵素ドメインは、活性酵素（３７）が動作電極（２１）の上方にだけ位置しているようにして、形成することができる。このアーキテクチャーにおいては、不動化酵素ドメインは、グルコースオキシダーゼが動作電極（２１）の上方においてのみ延在するように、準備することができる。マルチ領域メンブランの形成時には、不動化酵素ドメイン用のコーティング溶液を、動作電極の直径と同様の円形領域として適用することができる。この形成は、例えばスクリーンプリンティングやパッドプリンティングといったような様々な手法によって実現することができる。好ましくは、酵素ドメインは、酵素メンブランの形成時に、米国バーモント州所在（米国バーモント州 Manchester 所在）の Pad Print Machinery社から市販されている装置を使用して、パッドプリントされる。このアーキテクチャーにおいては、対向電極上方での、グルコースオキシダーゼによるグルコースの酸化に基づくＯ２ の消費が、防止される。
【００９１】
図２Ｅにおいては、マルチ領域メンブランの中の領域（３２）内の不動化酵素は、動作電極（２１）の上方領域以外の領域に関しては、失活状態（３８）とされている。先の複数のメンブランアーキテクチャーのいくつかにおいては、グルコースオキシダーゼは、不動化酵素ドメインの全体にわたって一様に分散している。しかしながら、活性酵素は、動作電極の上方に存在するだけで良い。したがって、酵素は、対向電極（２２）と参照電極（２０）との上方領域に関しては、照射によって失活状態（３８）とされている。例えば光リソグラフィーにおいて使用されるマスクといったようなマスクを、動作電極（２１）を被覆するようにして、メンブラン上において配置することができる。このようにして、紫外光をマスキング済みメンブランに対して照射することにより、マスクによって被覆された領域を除くすべての領域において、グルコースオキシダーゼを失活させることができる。
【００９２】
図２Ｆは、第３領域（３２）が、動作電極（２１）の上方領域にのみ存在する不動化酵素を備えているような、アーキテクチャーを示している。このアーキテクチャーにおいては、対向電極（２２）の上方での、グルコースオキシダーゼによるグルコースの酸化に基づくＯ２ の消費が、防止される。
【００９３】
［Ｄ．電極アセンブリ］
本発明における電極アセンブリは、非導電性ボディと、このボディ内に固定された３つの電極と、を備えている。各電極は、ボディ上の１つの場所に位置した電気化学的反応表面と、ボディ上の他の場所に位置した電気接続手段と、を備えている。各電極は、電流測定に基づく測定を行うに際して通常的に使用されているのと同様にして、使用することができる。分析対象をなす流体試料は、例えば銀／塩化銀から形成されるような参照電極と、好ましくは白金から形成される動作電極と、好ましくは金または白金から形成される対向電極と、に接触して配置される。これら電極は、電流計またはポーラログラフ分析計に対して接続され、電極間に所望のＤＣバイアス電圧を印加した際の電流が、読み取られるあるいは記録される。
【００９４】
希釈されていない全体的血液試料も含めた流体内における幅広い濃度範囲にわたって例えばグルコースといったような物質の濃度を正確に測定し得るという本発明における電極アセンブリの能力は、そのような物質の濃度を迅速かつ正確に決定することを可能とする。そのような情報は、糖尿病も含めた新陳代謝異常の分析および制御に関して、使用することができる。
【００９５】
本発明においては、対向電極の電気化学的反応表面を実効的に増大させるようないくつかの構造的アーキテクチャーを想定している。ある実施形態においては、対向電極を形成するために使用されるワイヤの直径が、動作電極の少なくとも２倍とされる。このアーキテクチャーにおいては、対向電極の電気化学的反応表面が、動作電極の表面積と比較して、約２倍よりも大きく、かつ、約１００倍を超えないことが好ましい。より好ましくは、対向電極の電気化学的反応表面は、動作電極の表面積と比較して、約２倍よりも大きくかつ約５０倍を超えない、あるいは、約２倍よりも大きくかつ約２５倍を超えない、あるいは、約２倍よりも大きくかつ約１０倍を超えない。他の実施形態においては、電気化学的反応表面は、この表面とセンサヘッドとを接続しているワイヤよりも大きい。このアーキテクチャーにおいては、電極は、“Ｔ”字形状に似た横断面形状を有することができる。本発明においては、大きな反応表面を提供しつつかつ比較的細い接続ワイヤを維持し得るような様々な電極ヘッド形状を想定している。そのような様々な形状は、例えば反応性イオンエッチングや化学的ウェットエッチングや Norsam Technologies社（米国ニューメキシコ州 Santa Fe 所在）から市販されているような焦点合わせイオンビーム機械加工装置といったような手法を使用した微小機械加工によって、形成することができる。
【００９６】
他の実施形態においては、対向電極の直径は、実質的に、動作電極と同様とされる。しかしながら、対向電極の表面は、動作電極の表面積の少なくとも２倍の表面積を有するよう表面積を増大させるように、修正されている。より詳細には、対向電極の表面は、直径をそれほど増大させることなく表面積を実効的に増大させ得るよう、凹凸形状を有したものとすることができる。これは、例えば酸エッチングも含めたような、当業者に公知の様々な手法によって、実行することができる。電気化学的反応表面は、その表面積が動作電極の表面積の少なくとも２倍である限りにおいては、様々な形状やサイズのものとすることができる（例えば、円形や、三角形状や、正方形や、自由形態）。
【００９７】
上述したすべてのアーキテクチャーにおいては、各電極は、０．５１ｍｍ（０．０２０インチ）直径のワイヤから形成され、それぞれ所望の反応表面を有するように修正される。各電極は、半田付けによって非導電性ボディの内部に固定される。対向電極は、好ましくは、金または白金から形成される。
【００９８】
III．検体測定デバイス
本発明によるセンサヘッドを備えた検体測定デバイスの好ましい実施形態が、図６Ａに示されている。
【００９９】
この実施形態においては、セラミック製ボディ（１）とセラミック製ヘッド（１０）とが、センサ電子回路を収容している。センサ電子回路は、回路基板（２）と、マイクロプロセッサ（３）と、バッテリ（４）と、アンテナ（５）と、を備えている。さらに、セラミック製ボディ（１）とセラミック製ヘッド（１０）とは、エポキシ樹脂によってシールされるマッチングテーパージョイント（６）を備えている。その結果、複数の電極は、ソケット（８）を介して、回路基板に対して接続されている。
【０１００】
図６Ｂに詳細に示すように、３つの電極が、セラミック製ヘッド（１０）を貫通して突出している。すなわち、白金製動作電極（２１）と、白金製対向電極（２２）と、銀／塩化銀参照電極（２０）とが、セラミック製ヘッド（１０）を貫通して突出している。各電極は、セラミック製ヘッド（１０）に対して密封溶接（２６）されているとともに、さらに、エポキシ樹脂（２８）によって固定されている。検出領域（２４）は、上述したマルチ領域メンブランによってカバーされる。セラミック製ヘッド（１０）は、ｏ−リングによってメンブランを所定位置に固定し得るよう、グルーブ（２９）を備えている。
【０１０１】
IV．実験例
以下の複数の実験例は、本発明のいくつかの好ましい実施形態およびいくつかの好ましい見地を例示するためにものであって、本発明の範囲を制限するためのものではない。
【０１０２】
上記の説明および以下の実験的開示においては、以下の省略記号は、それぞれ以下のものを表している。ＥｑおよびＥｑｓ（当量）；Ｍ（モル濃度）；ｍＭ（ミリモル濃度）；μＭ（マイクロモル濃度）；Ｎ（規定）；ｍｏｌ（モル）；ｍｍｏｌ（ミリモル）；μｍｏｌ（マイクロモル）；ｎｍｏｌ（ナノモル）；ｇ（グラム）；ｍｇ（ミリグラム）；μｇ（マイクログラム）；Ｋｇ（キログラム）；Ｌ（リットル）；ｍＬ（ミリリットル）；ｄＬ（デシリットル）；μＬ（マイクロリットル）；ｃｍ（センチメートル）；ｍｍ（ミリメートル）；μｍ（マイクロメートル）；ｎｍ（ナノメートル）；ｈおよびｈｒ（時間）；ｍｉｎ（分）；ｓおよびｓｅｃ（秒）；℃（摂氏温度）； Astor Wax社（米国ペンシルベニア州 Titusville 所在）；BASF Wyandotte Corporation（米国ニュージャージー州Parsippany 所在）；Data Sciences, Inc.（米国ミネソタ州 St. Paul 所在）；DuPont（DuPont Co., ドイツ国 Wilmington 所在）；Exxon Chemical 社（米国テキサス州Houston所在）；GAF Corporation（米国ニューヨーク州 New York 所在）； Markwell Medical社（米国ウィスコンシン州 Racine 所在）；Meadox Medical, Inc.（米国ニュージャージー州 Oakland 所在）； Mobay（ Mobay Corporation, 米国ペンシルベニア州 Pitttsburgh 所在）；NuSil  Technologies 社（米国カリフォルニア州 Carpinteria 所在）；Sandoz 社（米国ニュージャージー州 East Hanover 所在）； Union Carbide（ Union Carbide  Corporation, 米国イリノイ州 Chicago 所在）。
【０１０３】
［実験例１］マルチ領域メンブランの作製
［Ａ．第１領域の作製］
バリア細胞破壊ドメインを、ｅＰＴＦＥ製濾過メンブランから形成することができる。その後、細胞不透過ドメインを、このドメイン層上にコーティングすることができる。細胞不透過ドメインの形成に際しては、３Ｌのステンレススチール製ボウル内に、約７０６ｇのジメチルアセトアミド（ＤＭＡＣ）を導入し、これに対して、ポリカーボネートウレタン溶液（１３２５ｇ、ＤＭＡＣ内において固体で Chronoflex AR 25%、粘度は５１００ｃｐ）と、ポリビニルピロリドン（１２５ｇ、Plasdone K-90D）と、を添加した。その後、ボウルを、パドルタイプのブレードと一緒に、遊星型ミキサーに装着した。そして、内容物を、室温で１時間にわたって撹拌した。その後、この溶液を、１５２μｍ（０．００６インチ）のギャップを有したナイフエッジで均すことにより、バリア細胞破壊ドメイン上にコーティングし、６０℃でもって２４時間にわたって乾燥させた。
【０１０４】
これに代えて、上述と同様に調製したポリウレタンポリビニルピロリドン溶液を、ロールの上方にナイフが設置されているコーティング機械を使用することによって、ＰＥＴ製剥離ライナー上にコーティングすることができる。その後、この材料を、１５２℃（３０５°Ｆ）でもって約２分間にわたって乾燥させた。次に、ｅＰＴＦＥ製メンブランを、５０：５０（ｗ／ｖ）のＴＨＦ／ＤＭＡＣ混合体内に含浸し、その後、コーティング済みのポリウレタンポリビニルピロリドン材料の上に配置した。アセンブリ上に軽い圧力を印加することにより、ｅＰＴＦＥを、ポリウレタンポリビニルピロリドン内に緊密に嵌め込むことができる。その後、メンブランを、６０℃でもって２４時間にわたって乾燥させた。
【０１０５】
［Ｂ．グルコース排除ドメインの作製］
オキシムによって硬化されたシリコーン分散液（NuSil Technologies 社による MED-
6607(商品名)）が、ポリプロピレンシート上にキャストされ、その後、４０℃でもって３日間にわたって硬化された。
【０１０６】
［Ｃ．第３領域の作製］
『第３領域』あるいは『他の領域』は、抵抗性ドメインと、不動化酵素ドメインと、インターフェースドメインと、ヒドロゲルドメインと、を備えている。抵抗性ドメインの形成に際しては、３Ｌのステンレススチール製ボウル内に、約２８１ｇのジメチルアセトアミド（ＤＭＡＣ）を導入し、これに対して、ポリエーテルウレタン尿素（ＤＭＡＣ内において２５％の固体で３４４ｇという Chronothane H、粘度は２９，７５０ｃｐ）の溶液を添加した。この混合体に対して、他のポリエーテルウレタン尿素（ＤＭＡＣ内において２５％の固体で３１２ｇという Chronothane 1020、 粘度は６２７５ｃｐ）を添加した。その後、ボウルを、パドルタイプのブレードと一緒に、遊星型ミキサーに装着した。そして、内容物を、室温で３０分間にわたって撹拌した。そして、調製された抵抗性ドメインコーティング溶液を、３０５μｍ（０．０１２インチ）のギャップにセットしたナイフオーバーロールを使用することにより、ＰＥＴ製剥離ライナー（米国ミネソタ州 Minneapolis所在の Douglas Hansen Co., Inc.） 上にコーティングした。このフィルムを、１５２℃（３０５°Ｆ）でもって乾燥させた。最終的なフィルムの厚さは、約３８μｍ（０．００１５インチ）であった。
【０１０７】
不動化酵素ドメインの形成に際しては、３Ｌのステンレススチール製ボウル内に、３０４ｇのポリウレタンラテックス（米国ペンシルベニア州 Pittsburgh 所在の Bayer社による Bayhydrol 140AQ(商品名)）を導入し、これに対して、発熱物質を含有していない５１ｇの水と、５．８５ｇのグルコースオキシダーゼ（Aspergillus niger 社による Sigma  type VII）と、を添加した。その後、ボウルを、泡立て器タイプのブレードと一緒に、遊星型ミキサーに装着した。そして、内容物を、１５分間にわたって撹拌した。コーティングの約２４時間前の時点で、混合物に対して、グルタルアルデヒド溶液（発熱物質を含有していない水内における２．５％溶液で、１５．４ｍＬ）と、発熱物質を含有していない１４ｍＬの水と、を添加した。この溶液を、キャップ付きガラス瓶内において、室温で約３分間にわたって手動で撹拌した。そして、この混合物を、#10 Mayer ロッドを使用して、抵抗性ドメイン上にコーティングし、室温以上の温度でもって好ましくは約５０℃でもって乾燥させた。
【０１０８】
インターフェースドメインの形成に際しては、５００ｍＬのガラス瓶内に、１８７ｇのテトラヒドロフランを導入し、これに対して、１８．７ｇの脂肪族のポリエーテルウレタン（米国マサチューセッツ州 Woburn 所在の Thermedics Inc. 社による Tecoflex SG-85A(商品名) ）を添加した。その後、瓶を、３７℃に設定されたオーブン内において、約３ｒｐｍのローラ上に装着した。そして、混合物を、２４時間にわたって回転させた。そして、この混合物を、フレキシブルナイフを使用することにより、乾燥後の酵素ドメイン上にコーティングし、室温以上の温度でもって好ましくは約５０℃でもって乾燥させた。
【０１０９】
ヒドロゲルドメインの形成に際しては、３Ｌのステンレススチール製ボウル内に、３８８ｇのポリウレタンラテックス（米国ペンシルベニア州 Pittsburgh 所在の Bayer社による Bayhydrol 123(商品名)）を導入し、これに対して、発熱物質を含有していない１２５ｇの水と、１２．５ｇのポリビニルピロリドン（Plasdon K-90D (商品名)）と、を添加した。その後、ボウルを、パドルタイプのブレードと一緒に、遊星型ミキサーに装着した。そして、内容物を、室温で１時間にわたって撹拌した。コーティングの約３０分以内の時点で、約１３．１ｍＬのカルボジイミド（UCARLNK (商品名)）を添加した。この溶液を、キャップ付きポリエチレン製ジャー内において、室温で約３分間にわたって手動で撹拌した。そして、この混合物を、#10 Mayer ロッドを使用して、乾燥後のインターフェースドメイン上にコーティングし、室温以上の温度でもって好ましくは約５０℃でもって乾燥させた。
【０１１０】
このマルチ領域メンブランをセンサヘッドに対して固定するに際しては、まず最初に、約２分間にわたってマルチ領域メンブランを緩衝液内に配置し、その後、マルチ領域メンブランを、センサヘッドの非導電性ボディ上にわたって広げ、Ｏ−リングによって所定位置に固定した。
【０１１１】
［実験例２］センサデバイスの生体内における評価
この実験例においては、本発明によるいくつかのセンサデバイスのセンサ機能にに関する実験について説明する。
【０１１２】
センサデバイスの生体内試験を、既に実施された手法（Giligan 氏他による Diabetes Care 17:882-887 (1994)）と同様の手法で実施した。要約すれば、デバイスを起動して、リン酸緩衝液（４５０ｍｌ、ｐＨ  ７．３０）を含有したポリエチレン容器内に３７℃でもって導入した。容器を、振動器（Lab Line Rotator, model 1314）上に配置し、速度２に設定した。センサを、少なくとも３０分間にわたって平衡化させ、それらの出力値を記録した。その後、グルコース溶液（緩衝液内において、１００ｍｇ／ｍｌという濃度のグルコースを９．２ｍｌ含有している）を添加し、容器内におけるグルコース濃度を、２００ｍｇ／ｄｌにまで引き上げた。センサを、少なくとも３０分間にわたって平衡化させ、それらの出力値を記録した。再度、グルコース溶液（緩衝液内において、１００ｍｇ／ｍｌという濃度のグルコースを９．４ｍｌ含有している）を添加し、容器内におけるグルコース濃度を、４００ｍｇ／ｄｌにまで引き上げた。センサを、少なくとも３０分間にわたって平衡化させ、それらの出力値を記録した。このようにして、グルコースに対してのセンサの感度が、グルコース濃度に対してのセンサ出力の傾斜として与えられる。その後、容器を、Ｏ２ メータ（WTW, model Oxi-340）に配置し、ガスをパージした。圧縮空気と窒素ガスとの混合物を使用することによって、Ｏ２ 濃度を減少させた。センサ出力を、雰囲気Ｏ２ レベルにおいて記録し、その後、センサ出力を、その後のＯ２ 濃度；すなわち、１ｍｇ／Ｌ，０．８５〜０．７５ｍｇ／Ｌ，０．６５〜０．５５ｍｇ／Ｌ，０．４０〜０．３０ｍｇ／Ｌ；において記録した。このようにして、センサ機能を、雰囲気Ｏ２ におけるセンサ機能と比較することができる。
【０１１３】
図６Ａおよび図６Ｂに示すのと同様のセンサデバイスであって、図２Ｂに示すアーキテクチャーを有したマルチ領域メンブランを備えた本発明によるセンサヘッドを具備したセンサデバイスを、生体内において試験した。８個のデバイスには、０．５１ｍｍ（０．０２０インチ）の直径の穴を有したメンブランが設置された。４つのものは、３８μｍ（０．００１５インチ）厚さのポリウレタン（CardioTech International Inc. 社による    Chronoflex AR (商品名)）を有しており、４つのものは、８１３μｍ（０．０３２インチ）厚さのシリコーン（NuSil Technologies Inc. 社による MED-1511 (商品名)）を有している。穴は、動作電極の上方に配置され、各メンブランは、ｏ−リングを使用してデバイスに対して固定された。４つの対照デバイスも、また、試験された。これら対照デバイスには、図２Ｂにおける領域（３１）を有していないマルチ領域メンブランが設置されている。
【０１１４】
上述したように、電極の上方における検出領域（３２）において酸素が消費されるためには、グルコースが必要である。動作電極（２１）の上方を除いたすべての領域の上方にグルコース遮蔽ドメイン（グルコース排除ドメイン）を備えているような図２Ｂの領域（３１）を設置することにより、動作電極を除いた領域における酸素消費が制限される。これに対して、対照デバイスのように領域（３１）が存在しない場合には、グルコースの利用度合いが増加することにより、電極表面に関して利用可能な酸素の量が、より少なくなる。
【０１１５】
デバイスを活性化させ、リン酸ナトリウム緩衝溶液（３００ｍｌ、ｐＨ  ７．３）を収容した５００ｍｌのポリエチレン容器内に配置し、平衡化した。そして、各デバイスのベースラインの値を記録した。その後、１２ｍｌのグルコース溶液（リン酸ナトリウム緩衝溶液内において、１００ｍｇ／ｍｌという濃度のグルコース溶液）を添加し、合計のグルコース濃度を、４００ｍｇ／ｄＬにまで引き上げた。この後に、容器をカバーし、酸素センサを取り付け、窒素供給源と圧縮空気供給源とを接続した。これにより、ガスパージを行って、酸素濃度を制御した。各デバイスに関し、雰囲気レベルから約０．１ｍｇ／Ｌにまで酸素濃度を減少させつつ、グルコース濃度を記録した。
【０１１６】
図７は、生体外において図２Ｂのマルチ領域メンブランアーキテクチャーを使用した本発明によるデバイスの特性を示すグラフである。このデータは、酸素濃度に対しての、４００ｍｇ／ｄＬというグルコース濃度におけるデバイス機能を％で表現している。デバイス機能の％表示は、単に、与えられた酸素濃度におけるデバイス出力を、雰囲気酸素濃度におけるデバイス出力で除した値である。図７の結果は、シリコーンメンブランを備えた本発明によるセンサデバイスが、対照デバイスとポリウレタンメンブランを備えたデバイスとの双方と比較して、酸素濃度の小さいところにおいて、より良好な機能を有していることを示している。例えば、約０．５ｍｇ／Ｌという酸素濃度においては、シリコーンメンブランを備えたデバイスは、１００％の出力をもたらしており、一方、対照デバイスは、８０％の出力しかもたらしていない。
【０１１７】
［実験例３］センサレスポンスおよび正確さに関しての、対向電極のサイズ変更および材料変更の影響
この実験例において使用された生体外での試験手順は、実験例２において説明したものと同様のものとされた。図６Ａおよび図６Ｂに示すのと同様の６個のデバイスには、上述したようなマルチ領域メンブランが設置された。試験されたデバイスのうちの２つのものは、５０８μｍ（０．０２０インチ）直径のＰｔ製対向電極を有したデバイスである。そのような直径は、図８に概略的に示すように、対向電極の電気化学的反応表面を、動作電極の表面積と実質的に同じものとする。図８においては、電極メンブラン領域は、２つの個別領域を備えている。それら領域の組成および機能については、上述した通りである。領域（３２）は、不動化酵素を備えている。領域（３３）は、細胞破壊ドメインと細胞不透過ドメインとを備えている。電極（２１）（動作電極）と電極（２０）（参照電極）と電極（２２）（対向電極）との各上端面は、自由流体相をなす電解液相（３０）に対して接触している。試験されたデバイスのうちの他の２つのデバイスは、１．５ｍｍ（０．０６０インチ）直径のＰｔ製対向電極を有している。最後に、残りの２つのデバイスは、１．５ｍｍ（０．０６０インチ）直径のＡｕ製対向電極を有している。１．５ｍｍ（０．０６０インチ）直径の対向電極を有したデバイスは、対向電極の電気化学的反応表面を、動作電極の表面積の約６倍とする。１．５ｍｍ（０．０６０インチ）直径の対向電極を有した各デバイスは、図８に示したように、電極領域の上方にマルチ領域メンブランを備えている。
【０１１８】
デバイスを活性化させ、リン酸ナトリウム緩衝溶液（３００ｍｌ、ｐＨ  ７．３）を収容した５００ｍｌのポリエチレン容器内に配置し、平衡化した。そして、各デバイスのベースラインの値を記録した。その後、１２ｍｌのグルコース溶液（リン酸ナトリウム緩衝溶液内において、１００ｍｇ／ｍｌという濃度のグルコース溶液）を容器に対して添加し、合計のグルコース濃度を、４００ｍｇ／ｄＬにまで引き上げた。この後に、容器をカバーし、酸素センサを取り付け、窒素供給源と圧縮空気供給源とを接続した。これにより、ガスパージを行って、酸素濃度を制御した。各デバイスに関し、雰囲気レベルから約０．１ｍｇ／Ｌにまで酸素濃度を減少させつつ、対向電極の電圧値を記録した。
【０１１９】
図９は、４００ｍｇ／ｄＬというグルコース濃度において、酸素濃度の関数として、対向電極の電圧値を示すグラフである。このグラフは、大面積のＰｔ対向電極を有したデバイスと大面積のＡｕ対向電極を有したデバイスとの双方が、低酸素濃度において、回路限界に到達しにくいことを示している。したがって、動作電極の表面積よりも対向電極の電気化学的反応表面積を大きくした場合に、性能の向上および正確さの向上を、得ることができる。
【０１２０】
上述した説明および実験的材料は、本発明を例示するためのものであって、本発明の範囲を制限するものではない。当業者には、本発明の精神および範囲を逸脱することなく、変形や修正を行い得ることは、明瞭である。引用したすべての文献は、参考のため、それらの全体がここに組み込まれる。
【図面の簡単な説明】
【０１２１】
【図１】所望電圧値の場合の動作電極と対向電極とにおける熱力学的に好ましい反応を示す図である。
【図２Ａ】本発明によるセンサヘッドを示す断面図であって、マルチ領域メンブランが、３つの領域を備えている。
【図２Ｂ】本発明によるセンサヘッドを示す断面図であって、メンブランの第２領域の一部が、動作電極を被覆していない。
【図２Ｃ】本発明によるセンサヘッドを示す断面図であって、互いに個別の２つの領域を備えており、電気化学的活性表面に隣接している方の領域には、シリコーンドメインに対応する部分が、対向電極の上方に配置されている。
【図２Ｄ】本発明によるセンサヘッドを示す断面図であって、不動化酵素ドメイン内の活性酵素が、動作電極上だけに配置されている。
【図２Ｅ】本発明によるセンサヘッドを示す断面図であって、対向電極の上方に配置された酵素が、不活性化されている。
【図２Ｆ】本発明によるセンサヘッドを示す断面図であって、不動化酵素を含有したメンブラン領域が、動作電極の上方だけに配置されている。
【図３】イヌ内への埋設時における埋設可能グルコースセンサによるグルコース濃度測定能力を示すグラフであって、対向電極の電圧値が、約０．７５時間の時点で電子回路限界にまで低下しており、その際、センサ電流出力が２．５０ｎＡとなっている。
【図４】イヌ内への埋設時における埋設可能グルコースセンサによるグルコース濃度測定能力を示すグラフであって、対向電極の電圧値が、０．５時間経過した以降においては電子回路限界にまで低下しており、その際、センサ電流出力が０．５０ｎＡとなっている。
【図５】イヌ内への埋設時における埋設可能グルコースセンサによるグルコース濃度測定能力を示すグラフであって、対向電極の電圧値が、電子回路限界よりも上方に維持されている。
【図６Ａ】本発明によるセンサヘッドを備えている円筒形検体測定デバイスを概略的に示す図である。
【図６Ｂ】図６Ａにおけるデバイスのセンサヘッドを示す分解図である。
【図７】生体外において４００ｍｇ／ｄＬという濃度において、マルチ領域メンブランアーキテクチャーを使用した本発明によるデバイスの機能を示すグラフである。
【図８】従来技術によるセンサデバイスにおける複数の電極と複数のメンブラン領域とを示す断面図であって、対向電極の電気化学的活性表面が、実質的に、動作電極の表面積と等しい。
【図９】図８に示すようにして複数のメンブランを備えた各センサデバイスに関して、４００ｍｇ／ｄＬというグルコース濃度において、酸素濃度の関数として、対向電極の電圧値を示すグラフである。
【符号の説明】
【０１２２】
１０  非導電性ボディ
２０  参照電極
２１  動作電極
２２  対向電極
３１  第２領域
３２  第３領域、他の領域
３３  第１領域
【図１】
2005525834.tif 000003
【図２Ａ】
2005525834.tif 000004
【図２Ｂ】
2005525834.tif 000005
【図２Ｃ】
2005525834.tif 000006
【図２Ｄ】
2005525834.tif 000007
【図２Ｅ】
2005525834.tif 000008
【図２Ｆ】
2005525834.tif 000009
【図３】
2005525834.tif 000010
【図４】
2005525834.tif 000011
【図５】
2005525834.tif 000012
【図６Ａ】
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【図６Ｂ】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【国際調査報告】
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