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Die
vorliegende Erfindung betrifft einen Sensor für den Einsatz bei der Messung
oder Überwachung von
Analyten in Hautflüssigkeit
unter Verwendung optischer Techniken, und ein Analyt-Überwachungssystem, welches
diesen Sensor einsetzt. Der Sensor ist insbesondere für einen
Einsatz in Situationen geeignet, bei denen Analytpegel genau überwacht
werden müssen,
beispielsweise bei Arzneimittel, die innerhalb eines engen therapeutischen
Fensters gehalten werden müssen,
oder wo Analytmessungen wiederholt vorgenommen werden müssen, wie
etwa bei einer Diabetes-Behandlung.
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Bei
der Behandlung einer Diabetes ist die regelmäßige Messung von Glukose im
Blut wichtig, um eine korrekte Insulindosierung sicherzustellen.
Weiter wurde schon gezeigt, dass bei der langfristigen Versorgung des
Diabetespatienten eine bessere Kontrolle der Blutglukosepegel den
Retinopathie-Anfall, Kreislaufprobleme und andere degenerative Leiden,
die oft in Verbindung mit Diabetes auftreten, verzögern, wenn
nicht sogar verhindern kann. Es besteht demnach ein Bedarf für eine zuverlässige und
genaue Selbstüberwachung
von Blutglukosepegeln durch Diabetespatienten.
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Gegenwärtig wird
die Blutglukose durch Diabetespatienten unter Verwendung von im
Handel erhältlichen
kolorimetrischen Teststreifen oder elektrochemischen Biosensoren
(beispielsweise Enzym-Elektroden) überwacht, deren beide den regelmäßigen Einsatz
eines Instrumentes vom Lanzetten-Typ erfordert, um jedes Mal, wenn
eine Messung durchgeführt
wird, eine ge eignete Blutmenge zu entnehmen. Im Durchschnitt wird die
Mehrheit der Diabetespatienten solche Instrumente zur Durchführung einer
Messung der Blutglukose zweimal am Tag einsetzen. Die US National
Institutes of Health haben jedoch kürzlich empfohlen, dass ein
Blutglukosetest wenigstens viermal am Tag durchgeführt werden
sollte, eine Empfehlung, die von der American Diabetes Association
bekräftigt
worden ist. Diese Zunahme bei der Frequenz von Blutglukosetests
erlegt dem Diabetespatienten eine beträchtliche Bürde auf, und zwar sowohl im
Hinblick auf die finanziellen Kosten als auch im Hinblick auf Schmerzen
und Beschwerden, insbesondere für
den Langzeit-Diabetiker, der einen regelmäßigen Gebrauch von einer Lanzette
machen muss, um aus den Fingerspitzen Blut zu entnehmen. Es besteht demnach
offensichtlich eine Notwendigkeit für ein besseres Langzeit-Glukoseüberwachungssystem,
das keine Blutentnahme von dem Patienten mit einschließt.
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Es
gab eine Anzahl jüngerer
Vorschläge
für Glukosemesstechniken,
die es nicht erforderlich machen, dass Blut von dem Patienten entnommen
wird. Es wurden verschiedene Versuche gemacht, um Vorrichtungen zu
konstruieren, bei denen ein Enzym-Elektroden-Biosensor an das Ende einer
Nadel oder eines Katheters angesetzt wird, welche bzw. welcher in
ein Blutgefäß eingeführt wird
(Wilkins, E. und Atanasov, P., Med. Eng. Phys.(1996) 18: 273-288).
Während
die Fühlervorrichtung
selbst innerhalb eines Blutgefäßes angeordnet
ist, hält
die Nadel oder der Katheter eine Verbindung zur äußeren Umgebung aufrecht. In
der Praxis sind derartige Vorrichtungen nicht zur Verwendung bei
menschlichen Patienten geeignet, und zwar in erster Linie, weil
das Einführen
einer Nadel oder eines Katheters in ein Blutgefäß ein Infektionsrisiko bedeutet
und ebenfalls für
den Patienten unangenehm und deshalb nicht für einen fortgesetzten Einsatz
geeignet ist. Zweitens haben Vorrichtungen dieses Typs keine Zustimmung
für den
Einsatz bei Patienten bekommen, weil angenommen wird, dass die Vorrichtung
selbst, am Ende einer Nadel oder eines Katheters, für das Einbringen
von Thrombosen in den Kreislauf des Patienten verantwortlich sein
könnte.
Das bedeutet offensichtlich ein sehr ernstes Risiko für die Gesundheit
des Patienten.
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Mansouri
und Schultz (Biotechnology 1984), Meadows und Schultz (Anal. Chim.
Acta. (1993) 280: S. 21-30) und US-Patent Nr. 4,344,438 beschreiben alle
Vorrichtungen für
die in-situ-Überwachung
von Verbindungen mit niedrigem Molekulargewicht im Blut durch optische
Mittel. Diese Vorrichtungen sind dazu ausgelegt, in ein Blutgefäß eingesetzt
oder subkutan platziert zu werden, erfordern jedoch eine faseroptische
Verbindung zu einer externen Lichtquelle und einen externen Detektor.
Auch hier trägt
das Einsetzen dieser Vorrichtungen in ein Blutgefäß ein damit
verbundenes Risiko, Thrombosen zu fördern, und zusätzlich ist
in einer Ausgestaltung die Notwendigkeit, eine faseroptische Verbindung
zu der äußeren Umgebung
aufrechtzuerhalten, unpraktisch für einen langfristigen Einsatz,
und sie bringt ein Infektionsrisiko mit sich.
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Auf
der Suche nach einer weniger invasiven Glukoseüberwachungstechnik wurde einige
Aufmerksamkeit auch auf den Einsatz der Infrarot-Spektroskopie gerichtet,
um direkt eine Blutglukosekonzentration in Blutgefäßen in Geweben,
wie etwa dem Ohrläppchen
oder der Fingerspitze zu messen, die relativ "licht-transparent" sind und nahe der Oberfläche der
Haut gelegene Blutgefäße aufweisen
(Jaremko, J. und Rorstad, 0. Diabetes Care 1998 21: 444-450 und
Fogt, E.J. Clin, Chem. (1990) 36: 1573-80). Diese Vorgehensweise
ist offensichtlich minimal invasiv, es hat sich jedoch erwiesen,
dass sie von geringem praktischem Wert ist aufgrund der Tatsache,
dass das Infrarot-Spektrum von Glukose im Blut so ähnlich demjenigen
des Umgebungsgewebes ist, dass es in praktischer Hinsicht im Grunde
genommen unmöglich
ist, die beiden Spektren aufzulösen.
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Es
wurde beobachtet, dass die Konzentration von Analyten in subkutaner
Flüssigkeit
in einer Wechselbeziehung mit der Konzentration dieser Analyte im
Blut steht; infolgedessen gab es mehrere Berichte über den
Einsatz von Glukoseüberwachungsvorrichtungen,
welche an einer subkutanen Stelle eingesetzt sind. Insbesondere
Atanasov et al. (Med. Eng. Phys. (1996) 18: S. 632-640) beschreibt
den Einsatz einer implantierbaren Glukoseerfassungsvorrichtung (mit
den Abmessungen 5,0 x 7,0 x 1,5 cm), um Glukose in der subkutanen
Flüssigkeit
eines Hundes zu überwachen.
Die Vorrichtung besteht aus einem amperometerischen Glukosesensor,
einem Miniaturpotentiostat, einem FM-Signaltransmitter und einer
Energieversorgung, und sie kann aus der Entfernung, über Antenne
und Empfänger,
die mit einem computergestützten
Datenerfassungssystem verbunden sind, abgefragt werden ohne die
Notwendigkeit einer Verbindung zur äußeren Umgebung. Allerdings
würden
die großen
Abmessungen dieser Vorrichtung diese offensichtlich für einen
Einsatz bei einem menschlichen Patienten unpraktisch machen.
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Ryan
J. Russel et al., Analytical Chemistry, Band 71, Nummer 15, 3126-3132
beschreiben ein implantierbares Hydrogel, basierend auf Polyethylenglykol,
welches Fluoresceinisothiocyanatdextran (FITC-dextran) und Tetramethylrhodaminisothiocyanatconcavalin
A enthält,
die für
eine Haut-Implantierung mit dem Hydrogel-Netzwerk konjugiert. Die
implantierten Hydrogel-Kugeln sind transdermal abzufragen.
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R.
Ballerstadt et al., Analytica Chemica Acta, 345 (1997), 203-212
offenbaren ein Assay-System, bei welchem zwei Polymer-(dextran)Moleküle jeweils
mit ersten und zweiten Fluorophoren markiert und durch multivalente
Lectin-Moleküle
aneinander gebunden werden, welche eine Auslöschung (quenching) erzeugen. Glukose
sättigt
die Bindungsstellen des Lectin, was eine Disassoziation der beiden
Polymere verursacht und ein Anwachsen der Fluoreszenz ergibt.
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Joseph
R. Lakowicz et al., Analytica Chimica Acta, 271, (1993), 155-164
beschreiben den Einsatz einer Phasenmodulations-Fluorimetrie. Diese
substituiert eine auf der Fluoreszenz-Lebensdauer basierende Messung
anstelle der auf den Fluoreszenz-Intensitäten basierenden Messungen,
die in dem früher
beschriebenen Stand der Technik gelehrt werden, Die Fluoreszenz-Lebensdauer
kann durch eine Phasenmodulationstechnik durch Anregen einer Fluoreszenz
unter Verwendung von Licht gemessen werden, welches auf 1 bis 200
MHz intensitätsmoduliert
wird, und durch Messen der Phasenverschiebung der Emission relativ
zu dem einfallenden Licht, sowie der Modulation der Emission.
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In
der WO91/09312 werden ein Subkutan-Verfahren und eine -Vorrichtung
beschrieben, welche ein Affinitätsassay
für Glukose
verwenden, das durch optische Mittel fern-abgefragt wird. In der
WO97/19188 wird ein weiteres Beispiel eines implantierbaren Assay-Systems
für Glukose
beschrieben, welches ein optisches Signal erzeugt, das fern-abgelesen
werden kann.
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Die
in der WO 91/09312 und WO 97/19188 beschriebenen Vorrichtungen werden
in dem Körper
für ausgedehnte
Zeitperioden verbleiben, nachdem die Assay-Chemie aufgehört hat,
korrekt zu arbeiten, und das ist ein Hauptnachteil für Chronik-Anwendungen. Das
Entfernen der Vorrichtungen erfordert einen chirurgischen Eingriff.
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Die
WO 00/02048 befasst sich mit diesem Problem unter Verwendung eines
biologisch abbaubaren Materials zur Aufnahme der Assay-Reagenzien.
Dies erfordert jedoch eine sorgfältige
Auslegung der biologisch abbaubaren Aufnahmesysteme, um optimale
Ergebnisse zu erzielen,
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Die
WO 98/55869 offenbart ein auf Fluoreszenz basierendes Verfahren
zur Kutan-Messung von Glukose. Die Reaktionspartner in einem Trägermaterial
können
in, auf oder unter der Haut platziert werden, oder in einem Organ
oder einem Gefäß.
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Ballerstadt
Ralph et al., Analytical Chemistry, Band 72, Nr. 17, Seiten 4185-4192
(2000) offenbart einen auf Fluoreszenz basierenden Hohlfaser-Sensor
(Durchmesser 0,5 mm, Länge
0,5 cm) für
eine kontinuierliche transdermale Glukoseüberwachung. Es ist vorgesehen,
dass der Sensor innerhalb von 0,5 mm von der Hautoberfläche platziert
wird, um einen leichten Durchtritt des Lichtes zu ermöglichen.
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Es
bleibt ein klarer Bedarf für
empfindliche und genaue Blutglukose-Überwachungstechniken, welche keine
regelmäßige Entnahme
von Blut von dem Patienten erfordert, welche kein Risiko einer Infektion
oder von körperlichen
Beschwerden mit sich bringen, und welche nicht unter den praktischen
Nachteilen der zuvor beschriebenen implantierbaren Vorrichtungen
leiden.
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Gemäß einem
ersten Aspekt stellt die vorliegende Erfindung demnach ein Assay-Implantierungsgerät zur Verfügung, wie
es im Anspruch 1 definiert ist, umfassend einen Sensor für die in-vivo-Messung
eines Analytes sowie Mittel zum Implantieren des Sensors in eine
obere Schicht der Haut, aus der er auf natürlichem Wege im Laufe der Zeit
durch Wachstum der Haut und zunehmenden Austausch der äußeren Schicht
der Haut abgestoßen
wird.
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Gemäß der Erfindung
wird der Sensor so injiziert, dass er innerhalb der Dicke der Haut
genügend
nahe an der Oberfläche
liegt, so dass sich der Sensor nach einer Zeitdauer der Oberfläche nähert und
gegebenenfalls verloren geht. Die Haut umfasst mehrere unterschiedliche
Schichten. Das Stratum Corneum ist eine Schicht aus toten Zellen,
die annähernd
10 bis 25 μm
dick ist. Unter dieser liegt die Epidermis. Die Zellen an der Oberseite
der Epidermis sterben nach und nach ab und bilden die Basis des
Stratum Corneum, Neue Zellen werden an der Unterseite der Epidermis
hinzugefügt.
Die oberen Zellen des Stratum Corneum werden kontinuierlich abgetragen.
Demnach wird ein in die Epidermis implantierter Partikel (ebenso
wie die diesem benachbarten epidermischen Zellen) nach und nach
durch die Dicke der Epidermis nach oben wandern, bis er in das Stratum
Corneum kommt und bei Gelegenheit abgestoßen wird. Andererseits werden
durch die Epidermis in die Dermis injizierte Partikel permanent
festgehalten, wie bei einem herkömmlichen
Tattoo. Eine Implantierung des Sensors gemäß der vorliegenden Erfindung
vollständig
innerhalb der Epidermis verhindert, dass verwendete Sensormaterialien
im Körper
verbleiben. Die Dicke der Epidermis variiert über den Körper. Sie kann an den Augenlidern
so dünn
sein, dass sie etwa 50 μm
beträgt,
und an den Handflächen
oder den Fußsohlen so
dick, dass sie etwa 800 μm
beträgt.
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Die
Implantierungsmittel können
dazu ausgelegt sein, den Sensor in einer Tiefe von weniger als 200 μm zu implantieren,
und mehr bevorzugt nicht mehr als 100 μm, und höchst bevorzugt nicht mehr als
50 μm.
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Die
Partikel können
in die Epidermis unter Verwendung einer kurzen hypodermischen Nadel
injiziert werden, beispielsweise einer solchen, die eine Nadellänge aufweist,
die der eben angegebenen Implantierungsaktionstiefe angemessen ist.
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Zu
diesem Zweck kann man vorzugsweise ein Mikronadel-Array verwenden,
wie es in der WO-A-99/64580 beschrieben ist. Solche Arrays können durch
einen Ätzprozess,
wie etwa reaktives Ionenätzen
aus Silizium mikrobearbeitet werden, um beispielsweise ein 10 nm
Quadrat-Array mit 400 Nadeln mit einem Durchmesser von 1 μm zu produzieren.
Diese können
an ihrer Außenseite
mit den erforderlichen Sensorpartikeln oder -materialien beladen
werden, oder sie können
mit individuellen Bohrungen für
den inneren Durchgang einer Suspension der Sensorpartikel oder der
Sensormaterialien versehen sein. Anstelle von herkömmlichen
Durchgangsbohrungen können
die Mikronadeln die Eigenschaft einer Porosität haben, um eine Injizierung
von Sensormaterialien durch diese hindurch zu ermöglichen.
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In
Kombination mit Sensorpartikeln kann jedes dieser bekannten Kutan-Injektionssysteme
bei der vorliegenden Erfindung eingesetzt werden.
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Der
Sensor gemäß der Erfindung
beinhaltet Assay-Mittel zum Detektieren eines Analyten oder zum Messen
der Menge eines Analyten, wobei das Ausleseergebnis des Assays ein
optisches Signal ist. Da der Sensor in der Haut angeordnet ist,
kann ein in dem Sensor erzeugtes optisches Signal transkutan (d.h.
durch die höhere(n)
Schicht (en) der Haut) detektiert werden, wodurch die Notwendigkeit
für irgendeine
direkte Verbindung zwischen dem Sensor und der äußeren Umgebung umgangen wird.
Sobald der Sensor sich an Ort und Stelle in einem Hautbereich befindet,
können
Analyt-Messungen so oft durchgeführt
werden, wie nötig
ist, und zwar ohne nachteilige Effekte. Das ist ein besonderer Vorteil
hinsichtlich der Langzeitversorgung von Diabetespatienten, weil
dann, wenn Glukosemessungen häufiger
durchgeführt
werden, eine genauere Steuerung des Glukosepegels im Blut aufrechterhalten
werden kann, und das Risiko einer Entwicklung von Bedingungen, die
mit einer schlecht eingestellten Blutglukose verbunden sind, wie
die Retinopathie, Arthritis und Kreislaufschwäche wird reduziert.
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Da
der Sensor gemäß der Erfindung
selbst keine der optischen Komponenten enthält, die zum Abfragen des Ausgangssignals
des Assay erforderlich sind (diese sind separat vorgesehen und außerhalb
des Körpers
angeordnet), kann der Sensor leicht in einer Form bereitgestellt
werden, die mit minimalen körperlichen Beschwerden
dem Patienten injizierbar ist. In einer bevorzugten Ausgestaltung
sind die Komponenten des Assay in ein Matrixmaterial eingebracht,
das für
ein kutanes Fluid durchlässig
ist, was es Analyten, wie etwa Glukose, erlaubt, durch Diffusion
in den Sensor einzutreten und mit den Komponenten des Assay eine
Wechselwirkung einzugehen. Das Matrixmaterial kann eine injizierbare
Rezeptur sein, welche an der Injektionsstelle in der Haut des Patienten
ein Gel bildet.
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Alternativ
dazu kann der Sensor aus einem festen polymeren Matrixmaterial gebildet
sein, welches die Komponenten des Assay beinhaltet, und welches
ebenfalls kutan injiziert wird, wobei das polymere Material typischerweise
eine Abmessung hat, die für
eine Injektion durch eine Nadel mit enger Kalibrierung geeignet ist,
um die körperlichen
Beschwerden für
den Patienten zu minimieren, Wenn es epidermisch platziert wird, dann
absorbiert das feste polymere Material Wasser und expandiert, wobei
es ein Gel bildet und so die Komponenten des Assay hydratiert.
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Die
Vorrichtung gemäß der vorliegenden
Erfindung kann in vivo biologisch abbaubar oder hydrolysierbar sein;
dies ist jedoch nicht notwendig, da natürliches Wachstum und Austauschprozesse
in der Haut dazu führen,
dass die Epidermis, in die der Sensor implantiert wurde, abgestoßen wird,
so dass der Sensor bei Gelegenheit mit dieser abgestoßen wird.
Sobald der Sensor aufgehört
hat, bei der Überwachung
von Analyten funktional wirksam zu sein, kann ein neuer Sensor einfach
injiziert oder implantiert werden, und es besteht keine Notwendigkeit
dafür,
dass der alte Sensor chirurgisch entfernt wird.
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Materialien,
die für
die Konstruktion eines derartigen Sensors geeignet sind, umfassen
biologisch abbaubare Blockcopolymere, wie etwa diejenigen, die von
Jeong et al., Nature 388: Seiten 860-862 beschrieben werden. Wässrige Lösungen dieser
Materialien sind thermosensitiv, wobei sie temperaturabhängige umkehrbare
Gel-Sol-Übergänge durchlaufen.
Das Polymermaterial kann mit den Komponenten des Assay bei einer erhöhten Temperatur
befrachtet werden, bei der das Material ein Sol bildet. In dieser
Form ist das Material injizierbar und bildet bei einer kutanen Injektion
und einer anschließenden schnellen
Abkühlung
der Körpertemperatur
und des Materials eine Gelmatrix. Die Komponenten des Assay sind
in dieser Gelmatrix suspendiert, die so einen Sensor darstellt,
welcher zum Detektieren oder Messen von Analyten in einem kutanen
Fluid geeignet ist. Analyte mit niedrigem Molekulargewicht, wie
etwa Glukose, können
aus dem umgebenden kutanen Fluid frei in die Gelmatrix diffundieren.
Eine kutane Injektion des Materials in der Solphase verursacht weder beachtliche
Schmerzen noch eine Gewebeschädigung.
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Als
Alternative zu dem oben beschriebenen Sensor auf Gelbasis kann der
Sensor aus einem massiven oder gelartigen, biologisch abbaubaren
Polymermatrixmaterial aufgebaut werden, in welchem die Assaykomponenten
verteilt sind. Wenn er injiziert oder implantiert ist, dann hydratisiert
dieser massive Polymersensor, schwillt an, und Analyt dringt durch
die Struktur ein und trifft auf die Assaykomponenten.
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Sowohl
die massiven Polymersensoren als auch die Hohlkammer-Sensoren können durch
Injektion in einen kutanen Bereich eingebracht werden, wie oben
beschrieben wurde.
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Biologisch
abbaubare Materialien, welche für
einen Einsatz bei der Konstruktion der Hohlkammer- und Massivpolymer-Sensoren
geeignet sind, umfassen vernetzte Proteine, wie etwa menschliches
Albumin, Fibringele, Polysaccharide wie Stärke oder Agarose, Poly(DL-Lactid)
und Poly(DL-Glycolid), Polyanhydride, Fettsäure-/Cholesterin-Mischungen,
welche halbmassive Derivate bilden, Hyaluronate und Flüssigkristalle
aus Monoolein und Wasser. Nicht biologisch abbaubare Materialien
können
auch eingesetzt werden.
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Bei
einer weiteren Ausgestaltung kann der Sensor als Suspension von
Mikropartikeln mit einem bevorzugten Durchmesser von <100 μm gebildet
sein, mehr bevorzugt von 10 bis 100 μm, beispielsweise 10 bis 50 μm. Allerdings
können
die Partikel auch kleiner als 10 μm
sein. Jeder der Partikel kann die Assaykomponenten entweder innerhalb
eines hohlen Mikropartikels eingekapselt oder innerhalb des Materials
eines massiven Mikropartikels verteilt enthalten sein. Eine solche
Suspension von Mikropartikeln wird ohne weiteres kutan injiziert.
Optional sind die Mikropartikel aus einem Material gebildet, welches
in vivo biologisch abbaubar oder hydrolysierbar ist. Al-ternativ dazu können Liposome
eingesetzt werden, welche die Assaykomponenten enthalten. Es wurde
gezeigt, dass Liposome mit einem Durchmesser von 0,3 bis 2,0 μm an der
Stelle der Injektion verbleiben (Jackson A.J., Drug Metab. Dispos.
1981 9, 535-540), so dass sie für
eine Verwendung in dem Sensor geeignet sein dürften. In einer weiteren Ausgestaltung
umfasst der Sensor eine Vielzahl von leeren Erythrozyten, welche
mit Assaykomponenten befrachtet und sodann epidermisch injiziert
worden sind. Leere Erythrozyten, die auch als Erythrozyten-Geister
bekannt sind, können
präpariert
werden, indem man intakte Erythrozyten einer hypotonischen Lösung aussetzt,
so dass sie quellen und platzen und ihren zytoplasmischen Gehalt
abgeben. Die leeren Erythrozyten können sodann mit Assaykomponenten
befrachtet werden, bevor es den Plasmamembranen möglich ist,
wieder abzudichten.
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Bei
den bevorzugten Ausgestaltungen des Sensors (d.h. Gel, Massivpolymer,
hohle oder massive Mikropartikel) ist es für die Assaykomponenten von
Vorteil, wenn sie eine begrenzte Diffusion aufweisen, um deren Austrittsverluste
aus dem Sensor zu minimieren. Dies kann dadurch erreicht werden,
dass sichergestellt wird, dass das Gel oder das Aufnahmematerial
eine Porengröße hat,
die die Diffusion von Analyten mit niedrigem Molekulargewicht, nicht
jedoch der Assaykomponenten selbst erlaubt. Diese würden erst
verloren gehen, wenn sich das Material oder Gel im Laufe der Zeit
zersetzt. Die Assaykomponenten haben vorzugsweise ein hohes Molekulargewicht,
wie etwa Proteine oder Polymere, um deren Verlust aus dem Sensor
zu begrenzen.
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Für einen
Einsatz in dem Sensor geeignete Assays umfassen Reaktionen, wie
etwa Hydrolyse und Oxidation, die zu einer detektierbaren optischen
Veränderung,
d.h. einer Fluoreszenzverstärkung
oder -auslöschung
führen,
die transkutan beobachtet werden kann. Ein bevorzugtes Assay für einen
Einsatz in dem Sensor gemäß der Erfindung
ist ein Bindungsassay, dessen Ausgangssignal ein detektierbares
oder messbares optisches Signal ist, welches transkutan unter Verwendung
optischer Mittel abgefragt werden kann. Das Bindungsassay, welches
das optische Signal erzeugt, sollte bevorzugt reversibel sein derart,
dass eine kontinuierliche Überwachung
von schwankenden Pegeln des Analyten erreicht werden kann. Diese
Umkehrbarkeit ist ein besonderer Vorteil des Einsatzes eines Bindungsassayformates,
bei welchem die Komponenten des Assays nicht verbraucht werden.
Bindungsassays werden für
einen Einsatz in dem Sensor gemäß der Erfindung auch
aus Gründen
der Sicherheit bevorzugt, da sie keine unerwünschten Produkte erzeugen können, wie
sie durch eine enzymatische oder elektrochemische Reaktion erzeugt
werden könnten.
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Bevorzugte
Bindungsassaykonfigurationen für
einen Einsatz in dem Sensor gemäß der Erfindung
umfassen ein reversibles, konkurrierendes, bezüglich des Reagenz beschränktes Bindungs assay,
dessen Komponenten ein Analyt-Analogon und ein Analyt-Bindungsmittel umfassen,
welche in der Lage sind, sowohl den interessierenden Analyten als
auch das Analyt-Analogon reversibel zu binden. Der interessierende
Analyt und das Analyt-Analogon
konkurrieren hinsichtlich der Bindung an der gleichen Bindungsstelle
auf dem Analyt-Bindemittel. Solche konkurrierenden Bindungsassaykonfigurationen
sind auf dem Gebiet der klinischen Diagnostik allgemein bekannt
und werden, beispielhaft, in The Immunoassay Handbook, ed. David
Wild, Macmillan Press 1994, beschrieben. Geeignete Analyt-Bindemittel
zur Verwendung in dem Assay umfassen Antikörper oder Antikörperfragmente,
welche eine Analyt-Bindungsstelle (z.B. Fab-Fragmente) tragen, ferner Lektine (z.B.
Concanavalin A), Hormonrezeptoren, Arzneimittelrezeptoren, Aptamere
und molekulargeprägte
Polymere. Vorzugsweise sollte das Analyt-Analogon eine Substanz
mit einem höheren
Molekulargewicht als dasjenige des Analyten sein, derart, dass es
nicht frei aus dem Sensor heraus diffundieren kann. Beispielsweise
könnte ein
Assay für
Glukose als Analyt-Analogon ein Glukosepolymer mit einem hohen Molekulargewicht,
wie etwa Dextran, verwenden.
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Geeignete
optische Signale, die als Assay-Ausgangssignal gemäß der Erfindung
verwendet werden können,
umfassen jedes optische Signal, welches durch ein Näherungsassay
erzeugt werden kann, wie etwa die, die durch einen Fluoreszenzresonanz-Energietransfer,
eine Fluoreszenzpolarisation, eine Fluoreszenzauslöschung,
eine Phosphoreszenztechnik, eine Lumineszenzverstärkung, eine
Lumineszenzauslöschung,
durch Diffraktion oder Plasmonresonanz erzeugt werden, die an sich
alle auf diesem Gebiet bekannt sind.
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Die
am meisten bevorzugte Ausgestaltung des Sensors gemäß der Erfindung
umfasst ein konkurrierendes, bezüglich
des Reagenz beschränktes
Bindungsassay, welches ein optisches Ausgangssignal unter Verwendung
der Technik des Fluoreszenzresonanz-Energietransfers erzeugt. Bei diesem
Assayformat ist das Analyt-Analogon mit einem ersten Chromophor
markiert, und das Analyt-Bindemittel ist mit einem zweiten Chromophor
markiert. Eines der beiden, nämlich
das erste bzw. das zweite Chromophor dient als Donator-Chromophor
und das andere dient als Akzeptor-Chromophor. Es ist ein wesentliches
Merkmal des Assays, dass das Fluoreszenzemissionsspektrum des Donator-Chromophors sich
mit dem Absorptionsspektrum des Akzeptor-Chromophors überlappt derart, dass dann,
wenn die Donator- und
Akzeptor-Chromophoren durch das Bindemittel in enge Nähe zueinander
gebracht werden, ein Anteil der Energie, die normalerweise eine durch
das Donator-Chromophor emittierte Fluoreszenz erzeugen würde (als
Folge einer Bestrahlung mit einer einfallenden Strahlung mit einer
durch das Donator-Chromophor absorbierten Wellenlänge), nicht
strahlend auf das benachbarte Akzeptor-Chromophor übertragen
wird, ein Prozess, der in dieser Technik als Fluoreszenzresonanz-Energietransfer
bekannt ist, mit dem Ergebnis, dass ein Anteil des von dem Donator-Chromophor
emittierten Fluoreszenzsignals ausgelöscht wird und dass, in einigen
Fällen,
das Akzeptor-Chromophor Fluoreszenz emittiert. Ein Fluoreszenzresonanz-Energietransfer
wird nur dann auftreten, wenn die Donator- und Akzeptor-Chromophoren
durch die Bindung des Analyt-Analogons an das Analyt-Bindemittel
in eine enge Nähe
zueinander gebracht werden. Somit wird in Gegenwart eines Analyten,
welcher mit dem Analyt-Analogon hinsichtlich einer Bindung an das
Analyt-Bindemittel
konkurriert, das Ausmaß einer
Auslöschung
reduziert (mit dem Ergebnis eines messbaren Anstiegs bei der In tensität des von
dem Donator-Chromophor emittierten Fluoreszenzsignals oder eines
Abfalls bei der Intensität
des von dem Akzeptor-Chromophor emittierten Signals), da markiertes
Analyt-Analogon von einer Bindung an das Analyt-Bindemittel ferngehalten
wird. Die Intensität oder
die Lebensdauer des von dem Donator-Chromophor emittierten Fluoreszenzsignals
korreliert demnach mit der Konzentration des Analyten in dem subkutanen
Fluid, welches den Sensor schwimmend aufnimmt.
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Ein
zusätzliches
vorteilhaftes Merkmal des Fluoreszenzresonanz-Energietransfer-Assayformates
ergibt sich aus der Tatsache, dass jedes Fluoreszenzsignal, welches
von dem Akzeptor-Chromophor infolge einer Erregung mit einem Strahl
einer einfallenden Bestrahlung bei einer Wellenlänge innerhalb des Absorptionsspektrums
des Akzeptor-Chromophors emittiert wird, durch den Fluoreszenzresonanz-Energietransferprozess
unbeeinflusst bleibt. Es ist deshalb möglich, die Intensität des von
dem Akzeptor-Chromophor emittierten Fluoreszenzsignals als internes
Referenzsignal zu nutzen, beispielsweise bei einer kontinuierlichen
Kalibrierung des Sensors, oder das Ausmaß, in welchem der Sensor sich
zersetzt hat und so die Notwendigkeit anzeigt, einen neuen Sensor
zu implantieren oder zu injizieren, zu überwachen. So wie sich der
Sensor zersetzt, nimmt die in dem Sensor vorhandene Akzeptor-Chromophor-Menge
ab, und folglich wird auch die Intensität des Fluoreszenzsignals, welches
nach Erregung des Akzeptor-Chromophors
detektiert wird, abnehmen. Der Abfall dieses Signals unterhalb eines
akzeptablen Grundlinienpegels zeigt dann die Notwendigkeit an, einen neuen
Sensor zu implantieren oder zu injizieren. Konkurrierende Bindungsassays,
welche die Fluoreszenzresonanz-Energietransfer-Technik einsetzen
und in der Lage sind, für
eine Verwendung in dem Sensor gemäß der Erfin dung adaptiert zu
werden, sind im Stand der Technik bekannt. US Patent Nr. 3,996,345
beschreibt Antikörper
verwendende Immunoassays sowie einen Fluoreszenzresonanz-Energietransfer
zwischen einem Fluoreszierer-Auslöscher-Chromophorenpaar. Meadows
and Schultz (Anal. Chim. Acta, 1993 280: Seiten 21-30) beschreiben ein
Homogenassay-Verfahren zum Messen von Glukose auf der Basis eines
Fluoreszenzresonanz-Energietransfers
zwischen einem markierten Glukose-Analogon (FITC-markiertes Dextran)
und einem markierten Glukose-Bindemittel
(Rhodamin-markiertes Concanavalin A). In allen diesen Konfigurationen können die
Akzeptor- und Donator-Chromophoren/Auslöscher entweder
mit dem Bindemittel oder mit dem Analyt-Analogon verknüpft werden.
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Die
verschiedenen FRET-Chemien, die in der in der Beschreibungseinleitung
dieser Schrift zitierten Hintergrundtechnik beschrieben werden,
können
eingesetzt werden.
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Fluoreszenzlebensdauer-
oder Fluoreszenzintensitätsmessungen
können
durchgeführt
werden. Wie bei Lakowitz et al. beschrieben ist, kann Fluoreszenzlebensdauer
durch Phasenmodulationstechniken gemessen werden.
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Eine
Alternative zu dem Fluoreszenzresonanz-Energietransfer ist die Fluoreszenzauslöschtechnik.
In diesem Fall wird eine Verbindung mit einer Fluoreszenzauslöschfähigkeit
verwendet anstelle des spezifischen Akzeptor-Chromophors, und das
optische Signal in einem konkurrierenden Bindungsassay wird mit
der Analytzunahme zunehmen. Ein Beispiel eines leistungsfähigen und
nicht spezifischen Fluoreszenzauslöschmittels wird von Tyagi et
al., Nature Biotechnology (1998) 18: S. 49 angegeben.
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Der
Sensor gemäß der Erfindung
kann für
die Detektierung oder die quantitative Messung eines jeden Analyten
adaptiert werden, der in dem subkutanen Fluid vorhanden ist. Bevorzugte
Analyten umfassen Glukose (in Verbindung mit der Langzeitüberwachung
von Diabetes), Harnstoff (in Verbindung mit Nierenversagen oder
-fehlfunktion), Lactat (in Verbindung mit einer Bewertung der Muskelleistung
in der Sportmedizin), Ionen, wie etwa Natrium, Kalzium oder Kalium,
und therapeutische Arzneimittel, deren Konzentration im Blut genau überwacht
werden muss, wie etwa, beispielsweise, Digoxin, Theophyllin oder
immunsuppressive Arzneien. Die oben genannten Analyte sind hier
nur beispielhaft aufgelistet, und es versteht sich, dass die genaue
Natur der zu messenden Analyten nicht Gegenstand dieser Erfindung
ist.
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Der
Sensor wird transkutan unter Verwendung optischer Mittel abgefragt,
d.h. es ist keine physische Verbindung zwischen dem Sensor und den
optischen Mitteln erforderlich. Wenn der Sensor ein konkurrierendes,
hinsichtlich des Reagenz beschränktes
Bindungsassay umfasst, welches die Technik des Fluoreszenz-Energietransfers
verwendet, dann sollten die optischen Mittel einen ersten Strahl
einer einfallenden Bestrahlung mit einer Wellenlänge innerhalb des Absorptionsspektrums
des Donator-Chromophors liefern, und vorzugsweise einen zweiten
Strahl einer einfallenden Bestrahlung mit einer Wellenlänge innerhalb
des Adsorptionsspektrums des Akzeptor-Chromophors. Zusätzlich sollten die optischen
Mittel in der Lage sein, in dem Sensor erzeugte optische Signale
mit zwei unterschiedlichen Wellenlängen zu messend Wellenlänge 1 innerhalb
des Emissionsspektrums des Donator-Chromophors (das Signal, welches
in Verbindung mit der Messung des Analyten erzeugt wird) und Wellenlänge 2 in
dem Emissionsspektrum des Akzeptor-Chromophors (welches das Analytsignal
oder das interne Referenz- oder Kalibriersignal sein könnte).
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Optische
Mittel, die für
eine Verwendung bei einer Fernabfrage der Vorrichtung gemäß der Erfindung geeignet
sind, enthalten ein einfaches Fluorimeter mit hohem Durchsatz, welches
eine Erregungslichtquelle umfasst, wie etwa beispielsweise eine
lichtemittierende Diode (blau, grün oder rot > 1000 mCa), ferner einen Erregungslichtfilter
(dichromatischer oder Farbstoff-Filter) und einen Fluoreszenzlichtdetektor
(PIN-Diodenkonfiguration). Ein Fluorimeter mit diesen Eigenschaften
kann eine Sensitivität
zwischen einer picomolaren und einer femtomolaren Fluorophorkonzentration
beiten.
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Eine
geeignete Fluorimeter-Auslegung ist in der beigefügten 1 gezeigt
und in den hier eingeschlossenen Beispielen beschrieben. Das Fluorimeter
misst getrennt die folgenden Parameter:
Bei Wellenlänge 1 (Donator-Chromophor)
Erregungslichtintensität,
I(1, 0) Umgebungslichtintensität,
I(1, 1) Intensität
des kombinierten Fluoreszenz- und Umgebungslichtes, I(1, 2)
bei
Wellenlänge
2 (Akzeptor-Chromophor) Erregungslichtintensität, I(2, 0) Umgebungslichtintensität, I(2,
1) Intensität
des kombinierten Fluoreszenz- und Umgebungslichtes, I(2, 2)
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Messungen
werden vorgenommen, indem man das Fluorimeter nahe an die Haut und
zu dem Sensor ausgerichtet hält.
Wenn man transkutane Messungen der Fluoreszenzsignale durchführt, die
in dem Sensor erzeugt werden, ist es erforderlich, die Absorption
des Signals durch die Haut zu berücksichtigen, wobei man experimentell
findet, dass das Absorptionsvermögen
der menschlichen Haut am geringsten in dem Bereich von 400 nm bis
900 nm ist. Das letztendlich gelieferte Ausgangssignal ist das normalisierte
Verhältnis
zwischen der Fluoreszenzintensität
von den beiden Fluorophoren, die durch die folgende Beziehung (Gleichung
1) definiert ist: Finales
Ausgabesignal = (I(1, 2)-I(1, 1))*I(2, 0)/(I(2, 2)-I(2, 1))*I (1, 0) (1)
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Das
finale Ausgabesignal von den optischen Mitteln (z.B. dem Fluorimeter),
das durch die oben stehende Gleichung 1 gegeben ist, wird vorzugsweise
mittels eines Computers unter Verwendung von Kalibrierdaten, die
auf Grundlage der unten dargelegten Grundsätze erhalten werden können, in
eine Analytkonzentration konvertiert.
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Eine
Kalibrierkurve kann empirisch durch Messen eines Ansprechverhaltens
die Analytkonzentration für
einen physiologisch relevanten Bereich von Analytkonzentrationen
erstellt werden. Vorzugsweise erfolgt dies in vitro als Teil der
Herstellung der Sensorvorrichtung. Der Kalibriervorgang kann durch
Einsetzen der mathematischen Beziehung zwischen Reaktion und Analytkonzentration
in einem konkurrierenden Affinitätssensor
beträchtlich
vereinfacht werden, welcher wie folgt abgeleitet wird:
Das
Ansprechverhalten eines konkurrierenden Affinitätssensors wird durch die Reaktionen
bestimmt: RC ↔ R + C RL ↔ R + Lwelche
die Dissoziation der Komplexe RC und RL bezeichnen, die durch die
Kombination des Analyt-Bindemittels (R) mit dem Analyten (L) oder
dem Analyt-Analogon (C) gebildet werden.
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Die
korrespondierenden Dissoziationsgleichgewichtskonstanten sind:
wobei C die Molzahl der in
dem Sensor enthaltenen Spezies, dividiert durch das Sensorvolumen,
angibt. Unter Verwendung dieser Konzentrationsmessung werden sowohl
immobilisierte Spezien als auch Spezien in Lösung gleich behandelt.
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Die
Massenbilanzgleichungen sind: Tc =
Cc + CRc für die gesamte
Analyt-Analogon-Konzentration und TR =
CR + CRc + CRL für
die gesamte Analyt-Bindemittel-Konzentration.
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Unter
Verwendung des obenstehenden Ausdruckes wird die Beziehung zwischen
Ansprechverhalten und Analytkonzentration abgeleitet:
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Unter
Verwendung dieser Gleichung kann die für die Kalibrierung erforderliche
Datenmenge auf zwei Schlüsselparameter
reduziert werden: Die gesamte Analyt-Bindemittel-Konzentration und
die gesamte Analyt-Analogon-Konzentration. Die Kalibrierkurve ist
demnach durch zwei Punkte auf der Kurve bestimmt.
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Die
vorliegende Erfindung wird mit Bezug auf die folgenden, nicht beschränkenden
Beispiele zusammen mit den beigefügten Figuren besser verständlich,
in denen zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung des optischen Teils des faseroptischen
Fluorimeters; und
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2 eine
Schemazeichnung eines Treiber/Verstärkerschaltkreises, welcher
in Verbindung mit dem optischen Teil des faseroptischen Fluorimeters
eingesetzt wird.
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3 die
aus der WO 99/64580 entnommen ist, zeigt einen Mehrfachnadelinjektor,
welcher für
einen Einsatz gemäß der Erfindung
geeignet ist, und zwar in einer Seitenansicht.
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Wie
man in 3 sieht, umfasst eine geeignete, bekannte Form
eines Injektors 1 ein Siliziumsubstrat 11, auf
dessen einer Seite ein Array von Mikronadeln 12 auf einer
rechteckigen Fläche
durch Photolithographie und reaktives Ionenätzen oder einen ähnlichen
Prozess ausgebildet ist. Geeigneterweise haben die Nadeln eine Länge zwischen
1 und 800 μm,
beispielsweise 50 μm,
und sie können
massiv sein, wie gezeigt, oder hohl mit einer Durchgangsbohrung
für den
Durchtritt des Sensormaterials.
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Wie
in 3 schematisch gezeigt ist, wird jede Mikronadel
in die Haut eines Lebewesens gedrückt, wobei sie durch das Stratum
Corneum 14 hindurch in die Epidermis 16 eintritt,
jedoch kurz vor der Dermis 18 stoppt.
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Beispiel 1
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Ein
Glukoseassay gemäß Meadows
und Schultz (Talanta, 35, 145-150,
1988) wurde unter Verwendung von Concanavalin A-Rhodamin und Dextran-FITC
(beide von Molecular Probes Inc., Oregon, USA) entwickelt. Das Prinzip
des Assay ist der Fluoreszenzresonanz-Energietransfer zwischen den
beiden Fluorophoren, wenn diese sich in enger Nähe zueinander befinden; im
Beisein von Glukose wird der Resonanz-Energietransfer gehemmt und
das Fluoreszenzsignal von FITC (Fluoreszein) steigt an. Eine ansteigende
Fluoreszenz korreliert demnach mit einem Anstieg der Glukose. Es
wurde gefunden, dass das Glukoseassay auf Glukose reagiert, wie
von Schultz berichtet wurde, und zwar mit annähernd 50 % Ausbeute des Fluoreszein-Fluoreszenz signals
bei 20 mg/dL-Glukose. Die Fluoreszenz wurde in einem Perkin Elmer-Fluorimeter
gemessen, welches für
eine Durchflussmessung unter Verwendung einer Sipping-Vorrichtung
adaptiert wurde.
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Beispiel 2
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Die
Glukoseassay-Komponenten des Beispiels 1 wurden umgerührten Lösungen (1
ml) von 1 %, 1,5 % und 2 % w/v einer Agarose mit niedriger Schmelztemperatur
(Typ IX, Sigma, St. Louis, USA) bei 45°C beigegeben. Nach einer Verteilung
wurde die Temperatur auf 20°C
reduziert, und der Umrührvorgang
wurde gestoppt. Wenn sich das Gel gebildet hatte (nach annähernd 3
Stunden), wurde dieses in einen keramischen Mörser gegeben und zu einer Partikelgröße von 50
bis 100 μm
gemahlen, und zwar mittels visueller Bezugnahme auf ein Polystyrenkörnerpräparat mit
dem gleichen mittleren Korndurchmesser. Das Partikelpräparat wurde
in einer 0,9 % w/v-Salzlösung
suspendiert und durch ein Nylonnetz filtriert, um die größeren Partikel
zu entfernen. Die Partikel, die durch das Netz hindurch traten,
wurden sodann in einer Tischzentrifuge bei 500 g zentrifugiert,
und der Feinteilchen enthaltende Überstand wurde ausgesondert.
Während
des Prozesse behielten die Partikel ihre Fluoreszenz gemäß einer
visuellen Inspektion und einer Messung der Rhodaminfluoreszenz in
dem Perkin Elmer-Fluorimeter bei. Eine Zugabe von Glukose bei 20
mg/dL zu einer Probe der suspendierten Partikel führte zu
einem Anstieg bei dem Fluoreszenn-Fluoreszenzsignal über eine
Zeitdauer von 30 Minuten. Die in dem Agarosegel enthaltenen Assaykomponenten
haben demnach auf Glukose reagiert.
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Beispiel 3
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Ein
faseroptisches Fluorimeter wurde wie folgt aufgebaut: Der optische
Teil eines faseroptischen Fluorimeters wurde aus Standardkomponenten
auf einem Mikrotisch gefertigt. Der Aufbau, welcher eine rote LED als
Lichtquelle, ferner Linsen, dichromatische Strahlteiler und Filter
und Detektordioden umfasste, war so, wie in 1 gezeigt.
Kurz gesagt umfasst das Fluorimeter eine lichtemittierende Diode 1,
welche einen Erregungslichtstrahl liefert, der durch einen einen
Erregungsfilter 3 enthaltenden Kondenser 2 hindurchtritt
und auf einen Strahlteiler 4 trifft, Ein Teil des Erregungsstrahls
wird dadurch in die Ausgabeoptik 5 abgelenkt und tritt
in eine optische Faser 6 ein. Wenn das Fluorimeter bei
der Abfrage eines kutan angeordneten Sensors im Endbereich der Haut
in Ausrichtung zu dem kutanen Sensor in Gebrauch ist, so dass ein
Strahl des Erregungslichtes auf den Sensor fällt, dann tritt ein Teil des
infolge der Erregung von dem Sensor emittierten optischen Signals
in die optische Faser 6 ein und wird durch diese in das
Fluorimeter geleitet, wo er durch eine Sperrdiode 7 hindurchtritt.
Das Fluorimeter enthält
auch eine Referenzdetektordiode 9, die eine Referenzmessung
des von der LED 1 emittierten Erregungslichtes zur Verfügung stellt.
Die Enden einer 1 m langen optischen Ensign Beckford-Faser mit einem Durchmesser
von 0,5 mm, einer numerischen Apertur von 0,65 wurden unter Verwendung
einer Diamantpaste auf Glaspaste bis zu einem Spiegelfinish geschliffen.
Ein Ende der Faser wurde in einen X-Y-Z-Halter vor einem 20-fachen
Mikroskopobjektiv montiert. Die Dioden (LED) 1 und Detektordioden 7 und 9 wurden
an einen kundenspezifisch gefertigten Treiber/Verstärker-Schaltkreis
angeschlossen, wie in 2 gezeigt. Der Schaltkreis umfasst
einen Sender 10, Stromverstärker 11 und 12,
Multiplexer 13 und 14, Integratoren 15 und 16 sowie
Analogteiler 17. Der Treiberschaltkreis wurde so eingerichtet,
dass er die LED 1 bei 238 Hz treibt, und die Signale von
den Detektordioden 7 und 9 wurden zwischen Masse
und den Speicherkondensatoren (Integrator mit einer Zeitkonstante
von 1 Sekunde), die mit dem Treibsignal synchronisiert sind, geschaltet.
Die beiden integrierten Signale korrespondieren mit dem Hintergrund-korrigierten
Fluoreszenzsignal und dem Hintergrund-korrigierten Erregungs-Lichtpegel
(LED-Intensität). Der
erstere, geteilt durch den letzteren, wurde von einem Analogteiler
gehalten, wie in 2 gezeigt ist. Für Testzwecke
wurde das distale Ende der Faser 6 in verdünnte Rhodaminlösungen getaucht,
und die Optik wurde für
ein maximales Signal von dem Analogteiler justiert.
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Das
Fluorimeter ist batteriebetrieben (typischer Stromverbrauch 150
mA bei 9 V), und es kann bei Bedarf in der Form und den Abmessungen
eines Federhalters konstruiert werden.
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Beispiel 4
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1,5
% w/v Agarosepartikel von annähernd
50 μm Durchmesser,
welche die Assaykomponenten enthalten (wie im Beispiel 2 beschrieben
wurde) werden mehrere Male durch Zentrifugieren und erneutes Suspendieren
in einer 0,9 % w/v Salzlösung
gewaschen. Diese Waschprozedur entfernt überzählige Reagenzien, die nicht
in der Gelstruktur eingefangen wurden. Die Partikel bleiben während dieses
Prozesses im höchsten Maße fluoreszent.
Sodann wird die Partikelsuspension auf ein mikrobearbeitetes Siliziumpad
aufgebracht, welches ein quadratisches 10 mm-Array mit 400 Mikronadeln
mit einem Durchmesser von 1 μm
mit einer von der Hautoberfläche
aus gemessenen Eindringtiefe von 100 μm geladen und kutan oder intradermal
auf dem Handrücken
eines menschlichen Freiwilligen injiziert. Ein faseroptisches Fluorimeter
(siehe Beispiel 3) wird auf die Haut gerichtet; es wird ein Rhodaminfluoreszenzsignal
erhalten und mit einer herkömmlichen
Blutglukosemessung korreliert, was anzeigt, dass transdermale Messungen
mit implantierten Sensoren durchgeführt werden können. Die
Sensorpartikel werden nach einer Zeitdauer von einem Monat aus der
Haut verloren.
