DE69933717T2

DE69933717T2 - Optischer Sensor zur in situ Messung von Analyten

Info

Publication number: DE69933717T2
Application number: DE69933717T
Authority: DE
Inventors: Anders Weber; Christopher John Stanley
Original assignee: Precisense AS
Current assignee: Precisense AS
Priority date: 1998-07-03
Filing date: 1999-07-02
Publication date: 2007-08-23
Anticipated expiration: 2019-07-03
Also published as: DE69927157T2; DK1095273T3; EP1542014B1; ATE304175T1; ES2275246T3; DK1542014T3; EP1095273B1; US6625479B1; AU757642B2; ES2245108T3; ATE343133T1; JP2002519164A; PT1542014E; DE69927157D1; CY1105923T1; CA2336397A1; NZ509716A; EP1542014A1; JP4331404B2; DE69933717D1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Messung oder Überwachung von Analyten in einem subkutanen Fluid unter Verwendung optischer Techniken, um einen injizierten oder implantierten Sensor abzufragen. Der Sensor ist insbesondere zur Verwendung in Situationen geeignet, in denen Analytniveaus genau überwacht werden müssen, z.B. bei Arzneimitteln, die innerhalb eines schmalen therapeutischen Fensters gehalten werden müssen, oder wenn Analytmessungen schnell erfolgen müssen, wie bei einer Langzeitdiabetes.
Bei der Handhabung von Diabetes ist die regelmäßige Messung von Glukose in dem Blut wesentlich, um eine korrekte Insulindosierung zu gewährleisten. Des Weiteren wurde gezeigt, dass bei der Langzeitbehandlung des Diabetespatienten eine bessere Kontrolle des Blutglukoseniveaus den Beginn einer Retinopathie, von Kreislaufproblemen oder anderen degenerativen Erkrankungen, die oft mit Diabetes verknüpft sind, verzögern, wenn nicht verhindern kann. Somit besteht der Bedarf für eine zuverlässige und genaue Selbstüberwachung von Blutglukosniveaus bei zuckerkranken Patienten.
Derzeit wird Blutglukose bei zuckerkranken Patienten unter Verwendung kommerziell erhältlicher, kollorometrischer Teststreifen oder von elektrochemischen Biosensoren (z.B. Enzymelektroden) überwacht, welche beide die regelmäßige Verwendung eines Instrumentes vom Lanzettentyp erfordern, um jedes Mal, wenn eine Messung durchgeführt wird, eine angemessene Menge Blut abzunehmen. Durchschnittlich würde die Mehrheit der zuckerkranken Patienten solche Instrumente zweimal am Tag verwenden, um eine Messung der Blutglukose durchzuführen. Jedoch empfahlen die US National Institutes of Health kürzlich, dass eine Blutglukoseüberprüfung mindestens viermal täglich durchgeführt werden sollte, eine Empfehlung, die von der American Diabetes Association unterstützt wurde. Diese Zunahme der Häufigkeit der Blutglukoseüberprüfung bürdet dem zuckerkranken Patienten eine beträchtliche Last auf, sowohl hinsichtlich der finanziellen Kosten als auch hinsichtlich von Schmerz und Unbehagen, insbesondere für den Langzeitdiabetiker, der eine Lanzette regelmäßig verwenden muss, um den Fingerspitzen Blut zu entnehmen. Somit besteht deutlich ein Bedarf für ein besseres Langzeitglukoseüberwachungssystem, das keine Blutentnahme bei dem Patienten umfasst.
Es gibt eine Reihe neuerer Vorschläge an Glukosemesstechniken, die keine Blutentnahme bei den Patienten erforderlich machen. Verschiedene Anläufe wurden gemacht, um Vorrichtungen zu konstruieren, bei denen ein Biosensor mit einer Enzymelektrode an dem Ende einer Nadel oder eines Katheters angeordnet ist, die bzw. der in ein Blutgefäß eingeführt wird (Wilkens E. und Atanasov P., Med. Eng. Phys. (1996) 18: 273 bis 288). Während die Messvorrichtung selbst innerhalb eines Blutgefäßes angeordnet ist, bleibt die Nadel bzw. der Katheter in Verbindung mit der äußeren Umgebung. In der Praxis sind solche Vorrichtungen nicht zur Verwendung bei menschlichen Patienten geeignet, weil zunächst das Einführen einer Nadel oder eines Katheters in ein Blutgefäß ein Infektionsrisiko birgt und auch unangenehm für den Patienten ist und folglich nicht zur andauernden Verwendung geeignet ist. Zweitens haben Vorrichtungen dieses Typs keine Zulassung zur Verwendung bei menschlichen Patienten erhalten, da es Hinweise gibt, dass die Vorrichtung selbst, angeordnet am Ende einer Nadel oder eines Katheters, für das Auftreten von Thrombosen in dem Kreislauf des Patienten verantwortlich sein kann. Dies stellt offensichtlich ein sehr ernstes Risiko für die Gesundheit des Patienten dar.
Mansuri and Schultz (Biotechnology 1984), Madows and Schultz (Anal. Chim. Acta. (1993) 280: S. 21 bis 30) und das US-Patent Nr. 4,344,438 beschreiben jeweils Vorrichtungen zur in-situ-Überwachung von Komponenten mit niedrigem Molekulargewicht im Blut durch optische Mittel. Diese Vorrichtungen wurden ausgelegt, um in ein Blutgefäß eingeführt oder subkutan angeordnet zu werden, erfordern aber eine faseroptische Verbindung zu einer externen Lichtquelle und einen externen Detektor. Die Anordnung dieser Einrichtung in einem Blutgefäß führt wiederum ein damit verbundenes Risiko zur Förderung von Thrombosen mit sich, und zusätzlich ist bei einer Ausführungsform die Anforderung eines Aufrechterhaltens einer faseroptischen Verbindung zu der externen Umgebung bei einer Langzeitbenutzung unpraktisch und mit einem Infektionsrisiko verbunden.
Bei der Suche nach einer weniger invasiven Glukoseüberwachungstechnik wurde einige Aufmerksamkeit auch auf die Verwendung der Infrarotspektroskopie zur direkten Messung einer Blutglukosekonzentration in Blutgefäßen in Geweben, wie dem Ohrläppchen oder der Fingerspitze, gerichtet, welche vergleichsweise "lichtdurchlässig" sind und Blutgefäße haben, die nahe der Oberfläche der Haut liegen (Jarenko J. und Rorsdap O., Diabetes Care, 1998 21: 444 bis 450 und Fogt E. J., Clin. Chem. (1990) 36: 1573-80). Dieser Ansatz ist offensichtlich minimal invasiv, hat sich aber als von geringem praktischen Wert infolge der Tatsache erwiesen, dass das Infrarotspektrum von Glukose im Blut demjenigen des umgebenden Gewebes so ähnlich ist, dass es in der Praxis nahezu unmöglich ist, die zwei Spektren aufzulösen.
Es wurde beobachtet, dass die Konzentration von Analyten in subkutanem Fluid mit der Konzentration der Analyten in dem Blut korrespondiert. Folglich gab es mehrere Berichte der Verwendung von Glukoseüberwachungsvorrichtungen, die an einer subkutanen Stelle angeordnet sind. Insbesondere beschreibt Atanasov et al. (Med. Eng. Phys. (1996) 18: S. 632 bis 640) die Verwendung einer implantierbaren Glukosemessvorrichtung (Abmessungen 5,0 × 7,0 × 1,5 cm), um Glukose in einem subkutanen Fluid eines Hundes zu überwachen. Die Vorrichtung besteht aus einem amperometrischen Glukosesensor, einem Miniaturpotentiostat, einem FM-Signaltransmitter und einer Energieversorgung und kann über eine Antenne und einen Receiver, der mit einem computergestützten Datenerfassungssystem verbunden ist, ferngesteuert abgefragt werden, ohne dass eine Verbindung zu der externen Umgebung erforderlich ist. Jedoch würden die großen Abmessungen dieser Vorrichtung diese offensichtlich unpraktisch bei einem menschlichen Patienten machen.
In der WO 91/09312 sind ein subkutanes Verfahren und eine Vorrichtung beschrieben, die ein Ähnlichkeitsassay für Glukose nutzt, das drahtlos durch optische Mittel abgefragt wird. In der WO 97/19188 ist ein weiteres Beispiel eines implantierbaren Assaysystems für Glukose beschrieben, das ein optisches Signal erzeugt, das drahtlos gelesen werden kann. Die in der WO 91/09312 und der WO 97/19188 beschriebenen Vorrichtungen verbleiben, nachdem die Assaychemie derart mangel haft wurde, um korrekt zu arbeiten, für ausgedehnte Zeiträume in dem Körper und dies ist ein Hauptnachteil für chronische Anwendungen. Das Entfernen der Vorrichtung erfordert ein chirurgisches Verfahren.
Es bleibt ein deutlicher Bedarf für empfindliche und genaue Blutglukoseüberwachungstechniken, die keine regelmäßige Entnahme von Blut des Patienten erfordern, die kein Risiko einer Infektion oder eines Unbehagens mit sich tragen und die nicht an dem praktischen Nachteil der vorstehend beschriebenen implantierbaren Vorrichtungen leiden.
Demgemäß stellt gemäß einem ersten Aspekt die vorliegende Erfindung ein Verfahren zur Detektion oder quantitativen Messung eines Analyten in einem subkutanen Fluid eines Säugetiers bereit, welches Verfahren folgende Schritte umfasst:

(a) Zulassen, dass ein Assay eines subkutan injizierten oder Implantierten Sensors zur Detektion oder quantitativen Messung eines Analyten in dem subkutanen Fluid ein thermodynamisches Gleichgewicht erreicht, wobei der Sensor dadurch gekennzeichnet ist, dass er an einem subkutanen Ort ohne physikalische Verbindung mit der äußeren Umgebung arbeiten kann, wobei der Sensor ein Assay für den Analyten umfasst, dessen Ausgangssignal ein detektierbares oder messbares optisches Signal ist, welches optische Signal transkutan mittels äußerer optischer Einrichtungen ausgelesen werden kann und der Sensor in vivo biologisch abbaubar oder einer Hydrolyse unterzogen werden kann;
(b) Auslesen des Ausgabesignals des Assays unter Verwendung einer optischen Einrichtung; und
(c) Inbezugsetzen der in Schritt (b) erhaltenen Messung mit der Konzentration des Analyten.

Der Sensor nach der Erfindung umfasst eine Assayeinrichtung zur Detektion eines Analyten oder zur Messung der Menge eines Analyten, wobei das Ausgangssignal des Assays ein optisches Signal ist. Da der Sensor unmittelbar unter der Haut angeordnet ist, kann ein in dem Sensor erzeugtes optisches Signal transkutan (d.h. durch die Haut) detektiert werden, womit die Anforderung einer direkten Verbindung zwischen dem Sensor und der externen Umgebung entfällt. Wenn der Sensor einmal in einem subkutanen Bereich angeordnet ist, können Messungen eines Analyten so oft ohne nachteilige Effekte durchgeführt werden, wie es erforderlich ist. Dies ist ein besonderer Vorteil hinsichtlich der Langzeitbehandlung zuckerkranker Patienten, da, wenn Glukosemessungen häufiger durchgeführt werden, eine genauere Steuerung des Glukoseniveaus in dem Blut erhalten werden kann, und das Risiko der Entwicklung von Bedingungen, die mit einer schlecht eingestellten Glukose in Beziehung stehen, wie Retinopathie, Arthritis und Kreislaufschwäche, verringert wird.
Da der Sensor nach der Erfindung selbst keine der zum Abfragen des Ausgangssignals des Assays erforderlichen optischen Komponenten enthält (diese sind separat bereitgestellt und außerhalb des Körpers angeordnet), kann der Sensor in einfacher Weise in einer Form bereitgestellt werden, die mit minimalen Unannehmlichkeiten in den Patienten eingebracht werden können. Bei einer bevorzugten Ausführungsform sind die Komponenten des Assays in ein Matrixmaterial eingebracht, das für subkutanes Fluid permeabel ist, wodurch Analyten, wie Glukose, durch Diffusion in den Sensor eintreten und mit den Komponenten des Assays wechselwirken können. Das Matrixmaterial kann eine injizierbare Rezeptur sein, die an der Injektions stelle unter der Haut des Patienten ein Gel bildet. Alternativ kann der Sensor aus einem festen, polymeren Matrixmaterial sein, das die Komponenten des Assays aufnimmt und das wiederum subkutan injiziert wird, wobei das polymere Material eine Größe hat, die zur Injektion durch eine schmale Kanüle geeignet ist, um die Unannehmlichkeiten für den Patienten zu minimieren. Das feste polymere Material absorbiert bei einer subkutanen Anordnung Wasser und expandiert unter Bildung eines Gels, so dass die Komponenten des Assays hydratisiert werden.
Die Vorrichtung nach der vorliegenden Erfindung ist in vivo biologisch abbaubar oder einer Hydrolyse unterziehbar. Im Betrieb ist dieser Sensor in einem subkutanen Bereich angeordnet, baut sich aber über eine Zeitspanne langsam ab. Wenn der Sensor sich in einem Maße zersetzt hat, dass er aufgehört hat, effektiv bei der Überwachung von Analyten zu arbeiten, kann ein neuer Sensor einfach injiziert oder implantiert werden, und es besteht kein Bedarf, den alten Sensor auf chirurgischem Wege zu entfernen. Aus Sicherheitsgründen ist es wünschenswert, dass sich der Sensor in ein Material zersetzt, das von dem Körper vollständig ausgeschieden wird. In der Praxis erfordert dies, dass sich der Sensor zu Materialien zersetzt, die durch die menschliche Nierenmembran treten können, um im Urin abgeschieden zu werden, oder die von dem Körper metabolisiert werden können.
Wie hier verwendet, sollte der Ausdruck "biologisch abbaubar" so verstanden werden, dass die Sensorvorrichtung nach der Erfindung innerhalb des Körpers in Materialen zersetzt wird, die von dem Körper im Wesentlichen vollständig, ohne Rückstände zu hinterlassen, ausgeschieden werden können, und dass der Sensor nach der Erfindung nach einer Anordnung in dem Körper in einem Maße zersetzt wird, dass er im Wesentlichen vollständig innerhalb einer im Vergleich zu der aktiven Lebensdauer der in der Vorrichtung aufgenommenen reaktiven Komponenten vernünftigen Zeitspanne im Wesentlichen vollständig von dem Körper ausgeschieden werden kann. In anderen Worten, die Sensorvorrichtung nach der Erfindung sollte idealerweise kurz nachdem sie aufgehört hat, bei einer genauen Messung/Überwachung eines Analyten effektiv zu sein, vollständig von dem Körper ausgeschieden werden. Somit kann, wenn der Sensor nicht mehr wirksam ist, ein neuer Sensor einfach in Stellung gebracht werden, und das Problem der Ansammlung alter oder verbrauchter Vorrichtungen innerhalb des Körpers wird vermieden. Vorzugsweise wird der Sensor nach der Erfindung so abgebaut, dass er innerhalb eines Zeitraums von weniger als einem Jahr, besser noch innerhalb eines Zeitraums von einigen Monaten im Wesentlichen vollständig von dem Körper ausgeschieden wird.
Materialien, die für die Konstruktion eines solchen biologisch abbaubaren Sensors geeignet sind, umfassen biologisch abbaubare Blockcopolymere, wie diejenigen, die von Jeong et al., Nature 388: S 860 bis 862 beschrieben werden. Wässrige Lösungen dieser Materialien sind thermosensitiv, wobei sie temperaturabhängige, reversible Gel-Sol-Übergänge zeigen. Das Polymermaterial kann mit den Komponenten des Assays bei einer erhöhten Temperatur beaufschlagt werden, bei der das Material ein Sol bildet. In dieser Form ist das Material injizierbar und bildet das Material bei einer subkutanen Injektion und einer nachfolgenden schnellen Abkühlung auf Körpertemperatur eine Gelmatrix. Die Komponenten des Assays sind in dieser Gelmatrix suspendiert, die somit einen Sensor bildet, der zur Detektion oder Messung von Analyten in einem subkutanen Fluid geeignet ist. Analyten mit niedrigem Molekulargewicht, wie Glukose, können aus dem umliegenden subkutanen Fluid frei in die Gelmatrix diffundieren. Diese spezielle Ausführungsform der Erfindung hat den Vorteil, dass kein Erfordernis für eine chirurgische Prozedur zur Implantation des Sensors besteht. Eine subkutane Injektion des in der Solphase vorliegenden Materials bedingt weder starke Schmerzen noch eine Gewebeschädigung.
Als Alternative zu dem oben beschriebenen Sensor auf Gelbasis kann der Sensor aus einem Feststoff oder einem gelartigen, biologisch abbaubaren Polymermatrixmaterial aufgebaut werden, in dem die Assaykomponenten verteilt sind. Dieser Feststoffpolymersensor hydratisiert und schwellt, wenn er subkutan injiziert oder implantiert wird, und ein Analyt durchsetzt den Aufbau, um auf die Assaykomponenten zu treffen.
Bei einer weiteren Ausführungsform kann der Sensor in Form einer Hohlkammer aufgebaut sein, wobei die Wände der Kammer aus festem, biologisch abbaubarem Polymermaterial oder aus Wasserglas aufgebaut sind und einen zentralen Raum begrenzen, in dem die Komponenten des Assays enthalten sind. Analyten mit niedrigem Molekulargewicht können durch die Kammerwände oder einen permeablen Endverschluss in den Zentralraum diffundieren und somit in Kontakt mit den Komponenten des Assays kommen. Die Wände der Hohlkammer würden sich über die Zeit schrittweise zersetzen.
Sowohl die Feststoffpolymersensoren als auch die Hohlkammersensoren können durch Implantation oder Injektion in einen subkutanen Bereich eingebracht werden, wobei eine Injektion bei Sensoren mit einem Durchmesser von weniger als 2 mm bevorzugt wird. Beide Typen von Sensoren können vor der Injektion oder Implantation nach Wunsch in einer großen Vielfalt an geometrischen Formen ausgebildet werden, wobei zylindrische Sensoren besonders bevorzugt sind.
Biologisch abbaubare Materialien zur Verwendung bei der Konstruktion der Hohlkammer- und Feststoffpolymersensoren umfassen vernetzte Proteine, wie menschliches Albumin, Fibringele, Polysaccharide, wie Stärke oder Agarose, Poly(DL-Laktid) und Poly(DL-Glykolid), Polyanhydride, Fettsäure/Cholesterin-Mischungen, die halbfeste Derivate bilden, Hyaluronate und Flüssigkristalle aus Monoolein und Wasser.
Bei einer weiteren Ausführungsform kann der Sensor als Suspension von Mikropartikeln eines bevorzugten Durchmessers < 100 μm gebildet sein, von denen jeder die Assaykomponenten entweder eingeschlossen als hohle Mikropartikel oder dispergiert in dem Material eines Feststoffmikropartikels enthält. Solch eine Suspension von Mikropartikeln wird leicht subkutan injiziert. Vorzugsweise sind die Mikropartikel aus einem Material gebildet, das in vivo biologisch abbaubar ist oder einer Hydrolyse unterzogen werden kann. Alternativ können Liposome verwendet werden, die die Assaykomponenten enthalten. Liposome eines Durchmessers von 0,3 bis 2,0 μm haben gezeigt, dass sie an der Injektionsstelle bleiben (Jackson A. J., Drug Metab. Dispos. 1981, 9, 535 bis 540), so dass sie zur Verwendung in dem Sensor geeignet sind. Eine weitere Ausführungsform des Sensors umfasst eine Vielzahl leerer Erythrozyten, die mit Assaykomponenten beaufschlagt und dann subkutan injeziert werden. Leere Erythrozyten, die auch als Erythrozytengeister bekannt sind, können dadurch hergestellt werden, dass intakte Erythrozyten einer hypotonen Lösung ausgesetzt werden, so dass sie quellen und platzen, um ihre zytoplasmischen Bestandteile abzugeben. Die leeren Erythrozyten können dann mit Assaybestandteilen beaufschlagt werden, bevor sich die Plasmamembranen wieder schließen können.
Bei den bevorzugten Ausführungsformen des Sensors (d.h. Gel, Feststoffpolymer, Hohlkammer oder Mikropartikel) ist es hinsichtlich der Assaykomponenten vorteilhaft, eine begrenzte Diffusion zu haben, um deren Austreten aus dem Sensor zu minimieren. Dies kann dadurch erreicht werden, dass gewährleistet wird, dass das Gel oder das biologisch abbaubare Material eine Porengröße hat, die die Diffusion von Analyten mit niedrigem Molekulargewicht erlaubt, aber nicht diejenige der Assaykomponenten selbst. Diese würden nur verloren gehen, wenn sich das Material oder Gel mit der Zeit zersetzt. Die Assaykomponenten haben vorzugsweise ein hohes Molekulargewicht, wie Proteine oder Polymere, um deren Austreten aus dem Sensor zu begrenzen.
Es gibt mehrere unterschiedliche Mechanismen, durch die ein biologisch abbaubarer Sensor in Stoffe zersetzt werden kann, die von dem Körper ausgeschieden werden können, einschließlich Hydrolyse, Auflösung und Spaltung von empfindlichen Bindungen durch Enzymwirkung, einschließlich der Wirkung von Komponenten des Immunsystems. Der Zersetzungsmechanismus ist letztendlich abhängig von der Art des Stoffes, aus dem der Sensor aufgebaut ist. Beispielsweise können die meisten biologisch abbaubaren polymeren Stoffe, wie Polylaktide und Polyglykolide, mittels Wasser einer Hydrolyse unterzogen werden. Eine Sensorvorrichtung, die eine Matrix aus einem hydrolisierbaren Polymer umfasst, in dem die reaktiven Komponenten des Assays eingebettet sind, zersetzt sich daher als Resultat einer Hydrolyse der Matrix, wobei die reaktiven Komponenten allmählich abgegeben werden. Die Gesamtzeit, die zur Zersetzung der Matrix genommen wird, wird grundsätzlich von der Konzentration von Polymer in dem Matrixmaterial und von den Gesamtabmessungen des Sensors abhängig sein. Die reaktiven Komponenten des Assays, die basieren auf Protein oder Kohlehydrat, werden, wenn sie einmal von dem Matrixmaterial freigegeben sind, entweder von der Leber aufgenommen und dadurch entfernt oder in situ durch die Wirkung von Enzymen aufgelöst.
Geeignete Assays zur Verwendung in dem Sensor umfassen Reaktionen, wie Hydrolyse und Oxidation, welche zu einer detektierbaren optischen Änderung, d.h. Fluoreszenzverstärkung oder -löschung führt, welche transkutan beobachtet werden kann. Ein bevorzugtes Assay zur Verwendung in dem Sensor nach der Erfindung ist ein bindendes Assay, dessen Ausgangssignal ein detektierbares oder messbares optisches Signal ist, das unter Verwendung optischer Einrichtungen transkutan abgefragt werden kann. Das bindende Assay, das das optische Signal erzeugt, sollte vorzugsweise reversibel sein, so dass eine kontinuierliche Überwachung von schwankenden Niveaus des Analyten erhalten werden kann. Diese Reversibilität ist ein besonderer Vorteil der Verwendung eines bindenden Assayformats, in dem die Komponenten des Assays nicht verbraucht werden. Bindende Assays werden bei der Verwendung in dem Sensor nach 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.
Bevorzugte bindende Assayauslegungen zur Verwendung in dem Sensor nach der Erfindung umfassen ein reversibel konkurrierendes, bezügliches des Reagens beschränktes, bindendes Assay, dessen Komponenten ein Analogon des Analyten und ein Bindemittel für den Analyten umfassen, das reversibel sowohl den betreffenden Analyten und das Analogon des Analyten binden kann. Der betreffende Analyt und das Analogon des Analyten konkurieren hinsichtlich der Bindung an der gleichen Bindungsstelle auf dem Bindemittel für den Analyten. Solche konkurriernde, bindende Assayauslegungen sind auf dem Gebiet der klinischen Diagnostik gut bekannt und werden beispielsweise beschrieben in The Immuno Assay Handbook, Ed. David Will, McMillan Press, 1984. Geeignete Bindemittel für den Analyten zur Verwendung in dem Assay umfassen Antikörper oder Antikörperfragmente, die eine Analytbindungsstelle (z.B. FAB-Fragmente) umfassen, Lektine (z.B. Concanavalin A), Hormonrezeptoren, Arzneimittelrezeptoren, Aptamere und molekulargeprägte Polymere. Das Analogon des Analyten sollte bevorzugt ein Stoff mit einem höheren Molekulargewicht als demjenigen des Analyten sein, so dass es nicht frei aus dem Sensor diffundieren kann. Beispielsweise kann ein Assay für Glukose ein Glukosepolymer mit großem Molekulargewicht, wie Dextran, als Analogon des Analyten nutzen.
Geeignete optische Signale, die als Assayausgangssignal gemäß der Erfindung genutzt werden können, umfassen jedes optische Signal, das durch ein Nährungsassay erzeugt werden kann, wie diejenigen, die durch Fluoreszenzenergietransfer, Fluoreszenzpolarisation, Fluoreszenzlöschung, Phosphoreszenztechniken, Lumineszenzverstärkung, Lumineszenzlöschung, Diffraktion oder Plasmonresonanz erzeugt werden, welche alle für sich in der Technik bekannt sind.
Die bevorzugteste Ausführungsform des Sensors nach der Erfindung umfasst ein konkurrierendes, reagensbeschränkendes, bindendes Assay, das ein optisches Ausgangssignal unter Verwendung der Technik des Fluoreszenzenergietransfers nutzt. Bei diesem Assayformat ist das Analogon des Analyten mit einem ersten Chromophor (nachfolgend als Donorchromophor bezeichnet) markiert und ist das Bindemittel für den Analyten mit einem zweiten Chromophor (nachfolgend als Akzeptorchromophor bezeichnet) markiert. Es ist ein wesentliches Merkmal des Assays, dass das Fluoreszenzemissionsspektrum des Donorchromophors mit dem Absorptionsspektrum des Akzeptorchromophors überlappt, so dass, wenn das Donorchromophor und das Akzeptorchromophor durch die Bindung des Analogon des Analyten in enge Nachbarschaft mit dem Bindemittel für den Analyten gebracht werden, ein Teil des Fluoreszenzsignals, das von dem Donorchromophor (wobei Strahlung mit einer einfallenden Strahlung einer Wellenlänge folgt, die von dem Donorchromophor absorbiert wird) von dem proximalen Akzeptorchromophor absorbiert wird, ein Prozess, der in der Technik als Fluoreszenzenergietransfer bekannt ist, mit dem Ergebnis, dass ein Teil des von dem Donorchromophor emittieren Fluoreszenzsignals gelöscht wird, und in einigen Fällen, dass das Akzeptorchromophor Fluoreszenz emittiert. Fluoreszenzenergietransfer wird nur auftreten, wenn das Donorchromophor und das Akzeptorchromophor durch die Bindung des Analogon des Analyten in enge Nachbarschaft zu dem Bindemittel für den Analyten gebracht werden. Somit wird in der Gegenwart des Analyten, der mit dem Analogon des Analyten hinsichtlich der Bindung mit dem Bindemittel für den Analyten konkurriert, der Löschungsumfang verringert (resultierend in einem messbaren Anstieg der Intensität des von dem Donorchromophor abgegebenen Fluo reszenzsignals oder einem Abfall der Intensität des von dem Akzeptorchromophor abgegebenen Signals), wenn das markierte Analogon des Analyten von der Bindung an das Bindemittel für den Analyten versetzt wird. Die Intensität des von dem Donorchromophor emittierten Fluoreszenzsignals korreliert somit mit der Konzentration des Analyten in dem subkutanen Fluid, in dem der Sensor schwimmt.
Ein weiteres vorteilhaftes Merkmal der Fluoreszenzenergietransferassayauslegung ergibt sich aus der Tatsache, dass jedes fluoreszierende, von dem Akzeptorchromophor abgegebene Signal, das einer Anregung mit einem Strahl einer einfallenden Strahlung mit einer Wellenlänge innerhalb des Absorptionsspektrums des Akzeptorchromophors folgt, von dem Fluoreszenzenergietransferprozess unbeeinträchtigt bleibt. Es ist daher möglich, die Intensität des von dem Akzeptorchromophor emittierten fluoreszierenden Signals als internes Referenzsignal zu verwenden, beispielsweise bei der kontinuierlichen Kalibrierung des Sensors, oder das Maß, in dem sich der Sensor zersetzt hat, zu überwachen und somit das Erfordernis anzuzeigen, einen neuen Sensor zu implantieren oder zu injizieren. Wenn sich der Sensor zersetzt, nimmt die Menge an Akzeptorchromophor, die in dem Sensor vorliegt, ab, und folglich wird auch die Intensität des Fluoreszenzsignals, das bei einer Anregung des Akzeptorchromophors detektiert wird, ebenfalls abnehmen. Der Abfall dieses Signals unter ein akzeptables Basisniveau zeigt das Erfordernis an, einen neuen Sensor zu implantieren oder zu injizieren.
Konkurrierende bindende Assays, die die Fluoreszenzenergietransfertechnik nutzen und die geeignet sind, zur Verwendung bei dem Sensor nach der Erfindung ausgelegt zu werden, sind in der Technik bekannt. Das US-Patent Nr. 3,996,345 beschreibt Immunoassays, die Antikörper nutzen, und einen Fluoreszenzenergietransfer zwischen einem fluoreszenzlöschenden Chromophorenpaar. Meadows und Schultz (Anal. Chim. Acta (1993) 280: S. 21 bis 30) beschreiben ein homogenes Assayverfahren zur Messung von Glukose auf Grundlage eines Fluoreszenzenergietransfers zwischen einem markierten Glukoseanalogon (FITC-markiertes Dextran) und einem markierten Glukosebindemittel (mit Rhodamin markiertes Concanavalin A). Bei all diesen Auslegungen können die Akzeptor- und Donor-Chromophoren/Löscher entweder mit dem Bindemittel oder dem Analogen des Analyten verknüpft werden.
Eine Alternative zu dem Fluoreszenzenergietransfer ist die Fluoreszenzlöschungstechnik. In diesem Fall wird eine Verbindung mit einer Fluoreszenzlöschungsfähigkeit an Stelle des spezifischen Akzeptorchromophors verwendet, und das optische Signal in einem konkurriernden, bindenden Assay wird mit einer Zunahme des Analyten ansteigen. Ein Beispiel eines leistungsfähigen und nicht spezifischen Fluoreszenzlöschers ist von Tyati et al., Nature Biotechnology (1998) 18: S. 49, angegeben.
Der Sensor nach der Erfindung kann zur Detektion oder quantitativen Messung jedes Analyten ausgelegt werden, der in einem subkutanen Fluid vorhanden ist. Bevorzugte Analyten umfassen Glukose (in Verbindung mit der Langzeitüberwachung von Diabetes), Harnstoff (in Verbindung mit Nierenversagen oder -fehlfunktion), Laktat (in Verbindung mit der Beurteilung der Muskelleistung in der Sportmedizin), Ionen wie Natrium, Kalzium oder Kalium, und therapeutische Arzneimittel, deren Konzentration in dem Blut genau überwacht werden muss, wie bei spielsweise Digoxin, Theophylin oder Immunsupressiva. Die oben genannten Analyten sind nur beispielhaft aufgeführt und es versteht sich, dass die genaue Art des zu messenden Analyten nicht Gegenstand der Erfindung ist.
Der Sensor wird transkutan unter Verwendung optischer Einrichtungen abgefragt, d.h. es ist keine physische Verbindung zwischen dem Sensor und den optischen Einrichtungen erforderlich. Wenn der Sensor ein konkurriendes, reagensbeschränkendes, bindendes Assay umfasst, das die Technik des fluoreszierenden Energietransfers nutzt, sollten die optischen Einrichtungen einen ersten Strahl einer einfallenden Strahlung mit einer Wellenlänge innerhalb des Absorptionsspektrums des Donorchromophors und vorzugsweise einen zweiten Strahl einer einfallenden Strahlung mit einer Wellenlänge innerhalb des Absorptionsspektrums des Akzeptorchromophors liefern. Zudem sollten die optischen Einrichtungen in dem Sensor erzeugte, optische Signale mit zwei verschiedenen Wellenlängen messen können; Wellenlänge 1 innerhalb des Emissionsspektrums des Donorchromophors (das in Verbindung mit der Messung des Analyten erzeugte Signal) und Wellenlänge 2 in dem Emissionsspektrum des Akzeptorchromophors (das das Analytsignal oder das interne Referenz- oder Kalibriersignal sein könnte).
Optische Einrichtungen, die zur Verwendung bei der drahtlosen Abfrage der Vorrichtung nach der Erfindung geeignet sind, umfassen ein einfaches Hochdurchsatzfluorimeter, das eine Erregerlichtquelle, wie beispielsweise eine lichtemittierende Diode (blau, grün oder rot > 1000 mCa), einen Anregungslichtfilter (dichromatischer Filter), einen Fluoreszenzlichtfilter (dichromatischer oder farbstoffenthaltender Filter) und einen Fluoreszenzlichtdetektor (PIN-Diodenauslegung) umfasst. Ein Fluorimeter mit diesen Merkmalen kann eine Sensitivität zwischen einer picomolaren und femtomolaren Fluorophorkonzentration zeigen.
Eine geeignete Fluorimeter-Konfiguration ist in der beiliegenden 1 dargestellt und in den hier eingeschlossenen Beispielen beschrieben. Das Fluorimeter misst folgende Parameter separat:
Bei Wellenlänge 1 (Donorchromophor)
Anregungslichtintensität, I(1,0)
Umgebungslichtintensität, I(1,1)
Intensität des aus Fluoreszenzlicht und Umgebungslicht zusammengesetzten Lichtes, I(1,2)
Bei Wellenlänge 2 (Akzeptorchromophor)
Anregungslichtintensität, I(2,0)
Umgebungslichtintensität, I(2,1)
Intensität des aus Fluoreszenzlicht und Umgebungslicht kombinierten Lichtes, I(2,2).
Messungen können durch Halten des Fluorimeters nahe an die Haut und in Verlängerung des Sensors vorgenommen werden. Wenn transkutane Messungen der in dem Sensor erzeugten fluoreszierenden Signale gemacht werden, ist es erforderlich, die Signalabsorption durch die Haut zu berücksichtigen, wobei das Absorptionsvermögen der menschlichen Haut experimentell am geringsten in dem Bereich zwischen 400 nm und 900 nm ist. Das letztendlich bereitgestellte Ausgangssignal ist das normierte Verhältnis zwischen der Fluoreszenzintensität der beiden Fluorophoren, welches durch folgende Beziehung (Gleichung 1) definiert ist: (I(1,2) – I(1,1)) I(2,0) (I(2,2) – I(2,1)) I(1,0) (1)
Das letztendliche Ausgangssignal der optischen Einrichtung (d.h. des Fluorimeters), wie es oben durch Gleichung (1) angegeben ist, wird vorzugsweise mittels eines Computers unter Verwendung von Kalibrierdaten, die auf Grundlage von unten genannten Grundsätzen erhalten werden können, in eine Analytkonzentration umgewandelt.
Eine Kalibrierungskurve kann empirisch durch Messung eines Ansprechverhaltens gegen eine Analytkonzentration für einen physiologisch relevanten Bereich von Analytkonzentrationen erstellt werden. Vorzugsweise erfolgt dies in vitro als Teil der Produktion der Sensorvorrichtung. Die Kalibrierprozedur kann durch Verwendung der mathematischen Beziehung zwischen dem Ansprechverhalten und der Analytkonzentration in einem konkurriernden Affinitätssensor beträchtlich vereinfacht werden, welche wie folgt abgeleitet wird:
Das Ansprechverhalten eines konkurrierenden Affinitätssensors wird durch die Reaktionen RC → R + C RL → R + L bestimmt, welche die Dissoziation der Komplexe RC und RL bezeichnen, die durch die Kombination des Bindemittels (R) für den Analyten mit dem Analyten (L) oder dem Analogon (C) des Analyten gebildet werden.
Die korrespondierenden Dissoziationsgleichgewichtskonstanten sind:
und
wobei C die Molzahl der Spezies in dem Sensor, dividiert durch das Sensorvolumen, angibt. Unter Verwendung dieser Konzentrationsmessung werden immobilisierte Spezien und Spezien in Lösung ähnlich behandelt.
Die Massenbilanzgleichungen sind: TC = CC + CRC für die Gesamtkonzentration an Analogon des Analyten und TR = CR + CRC + CRL für die Gesamtkonzentration an Bindemittel für den Analyten.
Unter Verwendung der obigen Ausdrücke wird die Beziehung zwischen dem Ansprechverhalten und der Analytkonzentration abgeleitet:
Unter Verwendung dieser Beziehung kann die zur Kalibrierung erforderliche Datenmenge auf zwei Schlüsselparameter reduziert werden: die Gesamtkonzentration an Bindemittel für den Analyten und die Gesamtkonzentration an Analogon des Analyten. Die Kalibrierkurve wird somit durch zwei Punkte auf der Kurve bestimmt.
Die vorliegende Erfindung wird unter Bezugnahme auf die nachfolgenden, nicht beschränkenden Beispiele zusammen mit der beliegenden Zeichnung genauer verstanden werden, in der
1 eine schematische Darstellung des optischen Teils eines faseroptischen Fluorimeters zeigt;
2 eine schematische Ansicht einer Treiber/Verstärker-Schaltung zeigt, die in Verbindung mit dem optischen Teil des faseroptischen Fluorimeters verwendet wird.
Beispiel 1
Ein Glukoseassay nach 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 Assays besteht in Fluoreszenzresonanzenergieübertrag zwischen den beiden Fluorophoren, wenn diese sich in enger Nachbarschaft befinden; beim Vorliegen von Glukose wird der Resonanzenergieübertrag gehemmt und das Fluoreszenzsignal von FITC (Fluorescin) steigt. Somit korreliert ein Anstieg der Fluoreszenz mit einem Glukoseanstieg. Das Glukoseassay wurde als ansprechend für Glukose angesehen, wie von Schultz berichtet, mit etwa 50% Ausbeute des Fluoreszenzsignals bei 20 mg/dL Glukose. Fluoreszenz wurde in einem Fluorimeter von Perkin Elmer gemessen, das zur Durchflussmessung unter Verwendung einer Sipping-Einrichtung ausgelegt ist.
Beispiel 2
Die Glukoseassaykomponenten nach Beispiel 1 wurden gerührten Lösungen (1 ml) von 1%, 1,5% und 1% w/v einer Agarose mit niedrigem Schmelzpunkt (Typ IX., Sigma St. Louis, USA) bei 45°C zugegeben. Nach dem Verteilen wurde die Temperatur auf 20°C verringert und wurde das Rühren beendet. Nachdem sich das Gel gebildet hatte (nach etwa drei Stunden), wurde es in einen keramischen Mörser gegeben und unter visueller Bezugnahme auf eine Polystyrenperlenpräparation mit dem gleichen Durchmesser auf eine Teilchengröße von 50 bis 100 μm gemahlen. Die Teilchenzubereitung wurde in 0,9% w/v Salzlösung suspendiert und durch ein Nylonnetz filtriert, um größere Teilchen zu entfernen. Die Teilchen, die durch das Netz hindurchtraten, wurden dann in einer Laborzentrifuge mit 500 g zentrifugiert, und die Überstand enthaltenden Feinteilchen wurden entnommen. Während des Prozesses bewahrten die Teilchen ihre Fluoreszenz durch visuelle Begutachtung und durch Messung der Rhodaminfluoreszenz in dem Fluorimeter von Perkin Elmer. Die Zugabe von Glukose von 20 mg/dL zu einer Probe der suspendierten Teilchen führte zu einem Anstieg des Fluoreszinfluoreszenzsignals über einen Zeitraum von 30 Minuten. Somit waren die Assaybestandteile, die in dem Agarosegel enthalten sind, auf Glukose ansprechend.
Die chemischen Komponenten des Assays sind im menschlichen Körper inhärent biologisch abbaubar (oder ausscheidbar), da sie auf Peptid- und Kohlenhydratstoffen basieren. Eine Zersetzung durch Enzymaufschluss und/oder ein einfacher Transport zu der Leber oder Niere gewährleistet, dass die Assay bestandteile nach einer Implantation oder subkutanen Injektion aus dem Körper entfernt werden.
Beispiel 3
1 ml-Proben der Agaroseteilchensuspensionen, die Glukoseassayreagentien (im Beispiel 2 beschrieben) enthalten, wurden in ein Wasserbad bei 37°C eingebracht, um die menschliche Körpertemperatur zu simulieren. Verlauf der folgenden sechs Wochen ging die Teilchenstruktur verloren, wobei sich die Strukturen zersetzten und wobei die Gele mit höheren Konzentrationen die langsamste Zersetzung zeigten. Das Lichtstreusignal, das unter Verwendung des Fluorimeters gemessen wurde, fällt ebenfalls, wenn die Teilchen dispergiert werden, was den Zersatz der Teilchen anzeigt. Dieses Experiment simuliert Bedingungen in dem menschlichen Körper – es wird erwartet, dass sich die Teilchen letztendlich von der Stelle der Injektion entfernen, und dass die chemische Komponenten des Assays entweder in situ abgebaut werden oder zur Leber zur Weiterverarbeitung transportiert oder im Urin ausgeschieden werden.
Beispiel 4
Ein faseroptisches Spektrometer wurde wie folgt aufgebaut: Der optische Teil des faseroptischen Fluorimeters wurde aus Standardkomponenten auf einem Mikrogestell gefertigt. Der Aufbau, der eine rote LED als Lichtquelle, Linsen, dichromatische Strahlteiler und Filter und Detektordioden umfasst, war so, wie in 1 dargestellt. In Kürze, das Fluorimeter umfasst eine lichtemittierende Diode (1), die einen Anregungslichtstrahl bereitstellt, der durch einen Kondensor (2) läuft, der ein Anregungsfilter (3) umfasst, und auf einen Strahlteiler (4) gerichtet wird. Ein Teil des Anregungsstrahls wird dadurch in eine Vorlaufoptik (5) abgelenkt und tritt in eine optische Faser (6) ein. Wenn sich das Fluorimeter bei der Abfrage eines subkutan angeordneten Sensors in Benutzung befindet, wird das Ende der optischen Faser (6) nahe an der Oberfläche der Haut in Verlängerung zu dem subkutanen Sensor angeordnet, so dass ein Strahl des Erregerlichtes auf den Sensor trifft. Ein Teil des von dem Sensor der Anregung folgend emittierten optischen Signals tritt in die optische Faser (6) ein und wird dadurch in das Fluorimeter geführt, wo es durch ein Sperrfilter (8) läuft und mittels einer Signaldetektordiode (7) gemessen wird. Das Fluorimeter umfasst auch eine Referenzdetektordiode (9), die eine Referenzmessung des von der LED (1) emittierten Anregerlichtes bereitstellt. Die Enden einer optischen Faser von Ensign Beckford einer Länge von 1 m, einem Durchmesser von 0,5 mm und einer numerischen Apertur von 0,65 wurden unter Verwendung einer Diamantpaste auf Glaspaste auf ein Spiegelfinish geschliffen. Ein Ende der Faser wurde in einen XYZ-Halter vor ein 20× Mikroskopobjektiv montiert. Die Dioden (LED (1) und Detektordioden (7) und (9)) wurden mit einer nach Kundenwunsch Treiber/Verstärkerschaltung verbunden, wie in 2 dargestellt. Die Schaltung umfasst einen Sender (10), Stromverstärker (11) und (12), Multiplexer (13) und (14), Integratoren (15) und (16) und einen Analogdividierer (17). Die Treiberschaltung wurde ausgelegt, die LED (1) mit 238 Hz zu betreiben, und die Signale der Detektordioden (7) und (9) wurden zwischen Erde und den Speicherkondensatoren (Integrator mit einer Zeitkonstante von 1 Sekunde) synchronisiert mit dem Treibersignal geschaltet. Die zwei integrierten Signale korrespondieren mit dem hintergrundkorrigierten Fluoreszenzsignal und dem hintergrundkorrigierten Anregerlichtniveau (LED-Intensität). Das erstere dividiert durch das letztere wurde durch einen Analogdividierer wie in 2 dargestellt erhalten. Zu Testzwecken wurde das distale Ende der Faser (6) in Verdünnungslösungen von Rhodamin getaucht, und die Optiken wurden für das maximale Signal des Analogdividierers eingestellt.
Das Fluorimeter/Spektrometer ist batteriebetrieben (typischer Stromverbrauch 150 mA bei 9 V) und kann der Annehmlichkeit halber in Form und mit den Abmessungen eines Stiftes ausgelegt werden.
Beispiel 5
1,5% w/v Agaroseteilchen mit etwa 50 μm Durchmesser, die die Assaykomponenten enthalten (wie in Beispiel 2 beschrieben), wurden mehrfach durch Zentrifugieren und erneutes Suspendieren in einer 0,9% w/v Salzlösung gewaschen. Diese Waschprozedur entfernte die überschüssige Reagentien, die nicht in der Gelstruktur gefangen wurden. Diese Teilchen blieben hochfluoreszent während dieses Prozesses. Dann wurde die Teilchensuspension in eine Standardeinwegspritze (Becton Dickinson, USA) eingebracht und subkutan unter die Haut am Handrücken eines menschlichen Freiwilligen injiziert. Ein faseroptisches Spektrometer (siehe Beispiel 4) wurde auf die Haut gerichtet und ein Rhodaminfluoreszenzsignal wurde erhalten, das zeigte, dass transdermale Messungen mit implantierten biologisch abbaubaren Sensoren gemacht werden können.
Beispiel 6
Eine Glaskapillare mit den Abmessungen 10 mm × 2 mm, die aus einem Phosphat-basierenden Wasserglas (Pilkington CRS, Racksham, UK) gebildet ist, wurde teilweise mit einer Lösung von Glukoseassayreagentien gefüllt. Die Enden der Kapillare wurden dann durch Eintauchen in eine Lösung von 1% w/v Agarose mit niedrigem Schmelzpunkt, die auf 45°C erwärmt wurde, und anschließendes Kühlen auf Raumtemperatur (22°C) verschlossen. Beide Enden der Kapillare wurden auf diese Weise verschlossen. Die verschlossene Kapillare wurde auf einer ebenen Fläche angeordnet und das faseroptische Spektrometer (siehe Beispiel 4) wurde positioniert, um eine Fluoreszenzmessung der Inhalte vorzunehmen. Die starke Rhodaminfluoreszenz zeigte an, dass Reagentien in der Kapillare enthalten waren. Die Kapillare wurde dann in einer von oben gerührten Lösung von 20 mg/dL Glukose in 0,9% w/v Salzlösung für 16 Stunden bei Raumtemperatur (22°C) angeordnet. Die Kapillare wurde dann aus der Glukoselösung entnommen, die Außenfläche wurde getrocknet und die Kapillare wurde auf einer ebenen Fläche angeordnet. Eine Messung mit dem faseroptischen Spektrometer zeigte an, dass ein Anstieg der Fluoreszinfluoreszenz aufgetreten ist, was zeigte, dass Glukose durch Diffusion durch die Agarosegelverschlüsse in die Kapillare eingetreten ist. Die Kapillare wurde dann in eine von oben gerührte 0,9% w/v Salzlösung mit 37°C eingebracht. Nach 200 Stunden begann die Struktur der Kapillare, zusammenzubrechen, da die Phosphatglaswände gebrochen waren und die Inhalte in das umgebende Fluid abgegeben wurden. Nach weiteren 20 Tagen sind keine Rückstände der Glaskapillarstruktur zurückgeblieben und haben sich die Agarosegelkappen ebenfalls aufgelöst. Somit wurde gezeigt, dass sich der gesamte Sensor auf Kapillarbasis unter physiologischen Bedingungen vollständig zersetzt.

Claims

Verfahren zur Detektion oder quantitativen Messung eines Analyten in einem subkutanen Fluid eines Säugetiers, welches Verfahren folgende Schritte umfasst: (a) Zulassen, dass ein Assay eines subkutan injizierten oder Implantierten Sensors zur Detektion oder quantitativen Messung eines Analyten in dem subkutanen Fluid ein thermodynamisches Gleichgewicht erreicht, wobei der Sensor dadurch gekennzeichnet ist, dass er an einem subkutanen Ort ohne physikalische Verbindung mit der äußeren Umgebung arbeiten kann, wobei der Sensor ein Assay für den Analyten umfasst, dessen Ausgangssignal ein detektierbares oder messbares optisches Signal ist, welches optische Signal transkutan mittels äußerer optischer Einrichtungen ausgelesen werden kann und der Sensor in vivo biologisch abbaubar oder einer Hydrolyse unterzogen werden kann; (b) Auslesen des Ausgabesignals des Assays unter Verwendung einer optischen Einrichtung; und (c) Inbezugsetzen der in Schritt (b) erhaltenen Messung mit der Konzentration des Analyten.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Assay ein bindendes Assay ist, dessen Ausgabesignal ein detektierbares oder messbares optisches Signal ist.
Verfahren nach Anspruch 2, wobei das bindende Assay ein konkurrierendes bindendes Assay ist, dessen Komponenten ein Bindemittel für den Analyten und ein Analogon des Analyten umfassen.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei das Analogon des Analyten mit einem ersten Chromophor gekennzeichnet ist und das Bindemittel für den Analyten mit einem zweiten Chromophor gekennzeichnet ist, wobei das Emissionsspektrum des ersten Chromophors mit dem Absorptionsspektrum des zweiten Chromophors überlappt.
Verfahren nach Anspruch 3 oder 4, wobei das Bindemittel ein Antikörper, ein Fab-Fragment, ein Lektin, ein Hormonrezeptor, ein Arzneimittelrezeptor, ein Aptamer oder ein molekular geprägtes Polymer ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 5, wobei das detektierbare oder messbare optische Signal durch einen Fluoreszenzenergieübertrag, eine Fluoreszenzpolarisation, ein Löschen von Fluoreszenz, eine Phosphoreszenz, eine Lumineszenzverstärkung, ein Löschen von Lumineszenz, eine Diffraktion oder eine Plasmonresonanz erzeugt wird.
Verfahren nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Sensor ein einspritzbares oder implantierbares Matrixmaterial umfasst, wobei die Komponenten des Assays in dem Matrixmaterial suspendiert sind.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei der Sensor eine Vielzahl von Mikropartikeln umfasst.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei die Mikropartikel feste Mikropartikel sind und die Komponenten des Assays gleichmäßig in den festen Mikropartikeln dispergiert sind.
Verfahren nach Anspruch 8, wobei die Mikropartikel hohle Mikropartikel sind und die Komponenten des Assays in den hohlen Mikropartikeln gekapselt sind.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei der Sensor eine Vielzahl von Liposomen umfasst, wobei die Komponenten des Assays in den Liposomen gekapselt sind.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei der Sensor eine Hohlkammer mit einem Wandbereich umfasst, der einen zentralen Raum umschließt, der die Komponenten des Assays enthält.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei der Sensor der eine Vielzahl von leeren Erythrozyten umfasst, die mit den Komponenten des Assays beaufschlagt wurden.