JP2004512914A

JP2004512914A - Glucose sensor system

Info

Publication number: JP2004512914A
Application number: JP2002541361A
Authority: JP
Inventors: ラメイ　カーク; チュン　チュン　リュ
Original assignee: ニプロ　ダイアベッツ　システムズ
Priority date: 2000-11-13
Filing date: 2001-11-13
Publication date: 2004-04-30
Also published as: WO2002039086A9; WO2002039086A2; EP1333751A2; WO2002039086A8; AU2002234176A1; WO2002039086A3

Abstract

血液または他の体液のような流体中の、グルコースのような検体を検出するセンサー（１０）は、電極（２４、２６、２８）および検知材（１８）のようなセンサー構成要素を印刷配線することにより形成され、検知材はグルコースオキシダーゼのようなオキシドリダクターゼ酵素を好適な支持体（１２）上に含有している。一実施形態では、支持体は、患者の体内に挿入されるカテーテル（１０２）の壁（１００）を備えている。A sensor (10) for detecting an analyte, such as glucose, in a fluid, such as blood or other bodily fluid, prints and connects sensor components, such as electrodes (24, 26, 28) and sensing material (18). The sensing material comprises an oxidoreductase enzyme such as glucose oxidase on a suitable support (12). In one embodiment, the support comprises a wall (100) of a catheter (102) that is inserted into a patient.

Description

【０００１】
【発明の背景】
本発明はセンサー技術に関するものである。本発明には、糖尿病罹病者の血中グルコースレベルの皮下監視または経皮監視などで採用されるタイプの印刷配線電気化学センサーと関連する特定の応用例があり、この応用例に特に言及しながら、本発明を説明してゆく。しかし、本発明は体液中や体液以外の流体中に存在している電気化学的に検出可能な物質の測定にも適用できると認識するべきである。
【０００２】
インシュリンの服用量を注意深く調剤することで糖尿病患者の血糖レベルを調節することが広く研究されてきた。糖尿病患者が正しい服用量のインシュリンを服用することを確実にするためには、糖尿病患者のグルコースレベルを監視することが特に重要である。薄膜電気化学センサーは、グルコースの検出を含め、多様な特殊適用例における用途について、当該技術で広く公知である。薄膜センサーも公知である。このような薄膜センサーまたは厚膜センサーは、写真製版マスク技術および写真製版エッチング技術によりポリイミドフィルムのような非導電材の薄い層間に１層以上の薄い導体が付与されている。シルクスクリーン印刷配線技術も、センサーの準備工程で使用されている。導体は、適切な電極材料を有している遠位端のセンサーチップを、適切な電子式監視機器と導電接続させるようにした近位端の接点パッドと組み合わせて画定するような形状にされている。近年、この種の薄膜センサーは、医学的適用例において経皮センサーとして使用する目的で提案されている。一例では、糖尿病患者の血中グルコースレベルを監視するために、遠位端のセンサー電極が経皮的に設置されて患者の血流と直接接触する状態になるように、薄膜センサーが設計されている。
【０００３】
このようなマスク技術およびエッチング技術は時間がかかるうえに、コスト高につく。体液は電極材料を劣化させる傾向にあり、タンパク質が電極上に堆積する傾向にあるため、センサーの耐用年数は比較的短い。そのため、グルコースやその他の肉体の化学物質を頻繁に長期にわたり監視している糖尿病患者などにとっては、数日おきに使い捨てできる廉価なセンサーを得ることが望まれる。
グルコースレベルの測定については、センサーは通例、オキシダーゼ酵素のなかでも、特にグルコースオキシダーゼを採用している。オキシダーゼはグルコースのような基体すなわち検体に作用して、過酸化水素を生成し、この過程で、酸素が消費される。グルコースの濃度は、酸素の欠乏、または、過酸化水素またはグルコン酸のような反応生成物の発生を検出するといったような方法で、間接的に測定することができる。米国特許第４，９７０，１４５号は、グルコースオキシダーゼのような酵素を固定化する白金カーボン粒子から形成された電極を開示している。米国特許第５，１６０，４１６号はこれと類似する電極を開示しており、この電極は、好適な結合剤中の細分割された白金群金属または酸化物粒子およびカーボン粉末と酵素との混合物がカーボン紙または白金片のような導電性支持材料上に堆積された構成である。両特許ともが、電流測定技術を使用してグルコースレベルを測定することを開示している。
本発明は、上述の問題点および上述以外の問題点を克服する、新規で改良されたセンサーとその使用方法を提供する。
【０００４】
【発明の概要】
支持体上の電極に印刷配線を施すことにより形成されるセンサーシステムは、体内と体外のグルコースおよび他の化学物質を検出するために多様な応用例を有している。
本発明の１つの利点は、所望のセンサーが容易に形成されることである。
別な利点は、カテーテルの壁上にセンサーを形成することができることである。
本発明のまた別な利点は、好ましい実施形態の以下の詳細な説明を読んで理解すれば、当業者には明白となる。
本発明は、多様な構成要素および構成要素の多様な配置の形態を取ることができ、また、多様な工程段と工程段の多様な構成の様式を取ることができる。図面は、好ましい実施形態を例示することのみを目的としているのであって、本発明を限定するものと解釈するべきではない。
【０００５】
【発明の実施の形態】
図１および図２を参照すると、センサー１０が示されている。グルコース検出について言及しながらセンサーを説明してゆくが、他の電気化学的に検出可能な化学物質の検出用にセンサーが使用されてもかまわないことが分かる。
センサーは、ポリエステル、ポリカーボネート、または、ポリイミドのシートのような絶縁材から形成された支持体１２を備えている。支持体は、その上面１６の一方端に隣接してウエル１４を定める。検知材（検知用材料）１８がウエルの底面と側面に堆積される。検知材１８は、基体または検体（例えば、グルコース）の反応に触媒作用を及ぼすことができる、グルコースオキシダーゼのようオキシドリダクターゼ酵素を含む。グルコースの場合、グルコースオキシダーゼ酵素はグルコースに作用して、過酸化水素を生成するが、この反応が酸素を消費する。他の好適なオキシドリダクターゼとしては、ウリカーゼ、ラクターゼオキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ、その他の過酸化物生成酵素がある。諸酵素の多数の組合せを利用することも可能であるばかりか、非酸化酵素と酸化酵素の多数の組合せも利用することができるが、非酸化酵素は興味の対象となる基体に作用して、その酸化酵素が酸化できる基体を生成する。このような組合せの１つが、ラクトースの測定用のベータガラクトシダーゼとグルコースオキシダーゼの組合せである。
【０００６】
検知材１８はまた、細分割された形態の白金群金属または金属酸化物を含んでいるのが好ましいが、これは酸化酵素と比較的均質に混合される。好適な白金群とその酸化物としては、白金、ルテニウム、ロジウム、イリジウム、パラジウム、これらの酸化物、これらの組合せがある。ルテニウムは特に好ましい金属である。検知材は更に、細分割されたカーボンまたはグラファイトの粉末のような炭素含有材を含んでいてもよい。このような材料は約１０ｍ^３／ｇｍ以上の比較的広い表面面積を有しているのが好ましいが、２００ｍ^３／ｇｍから６００ｍ^３／ｇｍの範囲の面積であるのがより好ましい。白金群金属または金属酸化物は約１ｎｍから約２０μｍの範囲の粒子寸法を有しているのが好ましいが、この範囲は１μｍから４μｍであるのがより好ましい。
基体について解析すべき検体含有液または粘性流体２０の液滴または層がウエルに付加される。電極システム２２は生成物（たとえば、過酸化水素またはグルコン酸）を検出し、或いは、消費された化学物質（たとえば、酸素）を検出する。過酸化水素は特に好ましい検出可能物質である。多様な電極システムが検出用に採用される。図１および図２は、作業電極４、基準電極２６、および、計数管電極２８が支持基体上に概ね平行に置かれて、電極の各々の少なくとも一部が流体２０と接触状態にあるようにした３電極システムを例示している。しかし、作業電極と基準電極を使用する２電極システムのような他の電極システムを採用してもよい。
【０００７】
電極システムは検体２０と電気接触状態にある。図１に示されているように、電極は、接点パッド３０が支持体の近位端に位置して電極を電気化学機器（図示せず）に電気接続している、支持体上に置かれたストリップの形態を呈している。多様な電気化学測定技術が電極システムについて採用されるが、具体例として、電流測定技術や電位測定技術がある。例えば、電圧は作業電極２４と基準電極２６の間に周期的に印加され、過酸化水素の還元により生成された電流が作業電圧と計数管電極の間で測定される。
電極システムは、検出される検体物質（たとえば、グルコース）の濃度に関連している（グルコースと過酸化水素の場合には正比例している）電気信号（上述の実施形態では電流）を発生させる。ルックアップテーブルを利用した場合には、電気化学監視システムは検出された信号を較正された濃度／信号のデータと比較し、グルコースまたは存在している他の物質の濃度を示す出力を生成する。
【０００８】
電極を形成するために、多様な導電材が使用される。好ましい実施形態では、作業電極はニッケルまたは銀から形成されており、計数管電極は炭素であり、基準電極はＡｇ／ＡｇＣｌ電極である。他の材料または多数材料の組合せも、当該技術で公知のように、利用される。
電極は、リソグラフィーや印刷配線などの多様な技術により形成される。検知材１８についての、ルテニウムやグルコースオキシダーゼのような電極材料は担体液と一緒に混合され、担体液と結合して、支持体上に析出する懸濁液を形成する。好ましい実施形態では、電極２４、２６、２８や検知材１８と、接点パッド３０は、例えば、インクジェット印刷、オフセット印刷、レーザー印刷、シルクスクリーン印刷、または、グラビア印刷などの技術により、支持体材料上に印刷される。薄膜印刷配線技術や厚膜印刷配線技術を利用することができる。
【０００９】
電極用材料または検知材を印刷処理の温度で流動する液体または材料のような好適な担体と結合させることにより、インクが準備される。次いで、インクは支持体上に印刷され、乾燥され、または、乾燥以外の方法で固定される。乾燥させることのできる第１材料に印刷してから、第２材料に印刷し、これを継続して行い、最終的に全ての材料が置かれるようにすることで、インクが多段階工程で付与される。検知材の場合は、酵素、金属または金属酸化物、カーボン粉末が担体液と一緒に混合され、支持体上に印刷されるインクを形成することができる。そうでなければ、酵素、金属または金属酸化物、カーボン粉末が、各々が別個のインク調合物として、別々に置かれる。
例えば、薄膜工程を利用してセンサーを生成することができる。この工程では、シルクスクリーン印刷工程を利用するのが好ましい。まず、センサー要素のデザインが写真法によりスクリーン（金属メッシュまたはポリマースクリーンであってもよい）上に転写される。選択された金属または導電電極材料はインク様式またはペースト様式で準備され、或いは、その様式を市場で購入してもよい。ポリイミド膜または他の物質の膜などの基体を厚膜印刷プリンタに設置する際に、パターン化された遮蔽がポリイミド膜を覆う状態にすることで、制御スキージを利用して、パターン化されたスクリーンによりポリイミド面上にインクまたはペーストを付与することができる。次いで、熱またはＵＶ硬化作用により、インクが乾燥される。
【００１０】
担体液は水性液または有機液か、或いは、両者の組合せであってもよく、たとえば、蒸発により印刷後に電極材料または検知材料から容易に除去されるものが好ましいが、残留担体も考慮されねばならない。検知材については、酵素は一般に熱感応性である。よって、酵素の活動に悪影響を及ぼすことのない温度で、インクは乾燥され、或いは、別な方法で固定される。
好ましくは、支持体材料の大型シートの上にセンサーの配列を形成することにより、一度に多数のセンサーが印刷される。次いで、シートが切断され、個々のセンサーを形成する。
或る実施形態では、センサー１０を体外で用いて、血液または他の体液の液滴中のグルコースレベルを測定する。この液滴は体内から採取され、ウエルに置かれる。液滴をウエルに設置するのを助けるために、毛管現象（ウィッキング）材料の層３４がウエルの一般領域上の支持面１６に付着される。液滴は毛管現象（ウィッキング）材料に付けられ、それによりウエル内に運ばれる。
グルコース濃度を測定するために、センサーはグルコース計量器４０（図３を参照のこと）のような電気化学監視システムに電気接続されている。グルコース計量器は、印加電圧（または電流）を供給するとともに、生成された電流（または電圧）信号を検出する。電圧／電流を付与して、生成された信号を検出するという２つの機能は別個の構成要素により実施されるが、便宜上、これら構成要素は単一ユニットであるグルコース計量器（グルコースメータ）として示されている。
【００１１】
図３は、注入ポンプ４４を保有しているハウジング４２に組み込まれたグルコース計量器を例示しているが、別個のグルコース計量器も思量される。液滴を付与した後で、センサー１０がハウジングに設けられた好適な形状のスロット４６に挿入され、このスロットは、接点パッド３０をグルコース計量器に電気接続する電気コネクタ（図示せず）を有している。グルコース計量器はグルコース濃度を測定し、制御装置５０に信号を発信する（制御装置はグルコース計量器と一体型でもよいし、別個であってもよい）。制御装置５０は、ルックアップテーブルにアクセスすることにより、検出されたレベルに対する適切な応答を算出している。一実施形態では、一服分の投薬量（例えば、インシュリンの何ｍｌ（何ミリリットル）分か）が、（例えば、注入ポンプから）患者に供給されることを制御装置が促すことができる。或いは、制御装置は、患者が炭水化物を摂取するように勧めることもできる。推奨服用量、または、これ以外の採るべき動作の一段階が、表示スクリーン５４などに、人が読取れる形式で表示される。患者は推奨服用量を、例えば、キーパッド５６上のキーを押すことで受容することができ、或いは、摂取するべき異なる服用量を入力することができる。次いで、制御装置は注入ポンプ４４に指令を出して、例えば、モータ５８を作動させて薬剤を含んでいる注射器６６のピストン６０を駆動させることにより、選択された服用量を搬送させる。インシュリンのような薬剤は、注射器から患者の体内へ好適な管６８により輸送される。
変形実施形態では、制御装置は患者より優先して好適な服用量を選択するので、危険なレベルの薬剤が患者に注射されることはない。また別な実施形態では、個人による入力５６は排除され、制御装置がインシュリンポンプに直接指示を出す。
【００１２】
別な実施形態では、センサー１０を用いて、カテーテル７０（図４参照）のような管を通して流れる体液中のグルコースまたは他の肉体化学物質を検出する。この実施形態については、支持体１２は或る材料（ポリイミドまたはポリウレタン）から形成されており、かつ／または、カテーテル壁７４を刺通すことができるように成形される（例えば、丸み付けした端部７２を有している、または、先端が尖っている）。この実施形態では、センサー支持体１２は剛性材料から形成され、刺通し処理中に容易に破損しない十分な厚さを有しているのが好ましい。カテーテルは、一般に、刺通しされ得る比較的軟性の材料から形成されている。これにより、電極システム２２は、カテーテルの穿孔７６内で解析されるべき体液または他の液体に浸されるように設置される。この実施形態では、ウエル１４および毛管現象（ウィッキング）膜３４は電極２４、２６、２８として除去され、センサー材１８が検体と直接接触状態になる。毛管現象（ウィッキング）膜は、センサーの動作に対して有害となり得る材料の通過を抑止する、タンパク質不透過性膜または被膜８０、或いは、その他の膜と置換することもできる。膜は、電極および／または検知材のような有害な材料により影響されるセンサーの各位置を被覆する。しかし、膜８０は、少なくともグルコース（または、検出されるべき他の化学物質）に対して透過性がある。
好適なタンパク質不透過性膜は、メタクリル酸‐２‐ヒドロキシエチル（ＨＥＭＡ）、メタクリル酸‐Ｎ，Ｎ‐ジメチルアミノエチルエステル（ＤＭＡＥＭＡ）、メタクリル酸（ＭＡ）の混合物から形成されていればよいが、但し、他のタンパク質不透過性材料も思量される。代替例として、または、先の内容に加えて、血液凝固とタンパク質結合に抵抗する、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）とへパリンの混合物のような被膜が使用されることもある。
【００１３】
図５を参照すると、図４のセンサーは、透析システム（図５を参照のこと）のようなループシステムで採用される。ループシステムは、患者の肉体８６から透析機８８または他の好適な監視機器または治療機器に血液のような体液を輸送する第１のカテーテル８４により、１つの流体経路が定められる。第２の帰還カテーテル９０は処理された体液を患者に帰還させる。センサー１０はカテーテル８４、９０の一方に挿入され（図５はセンサーが入力ライン８４内にあるの例示している）、流体のグルコース含有量がそこを通って流動するのを検出する。センサーは数分ごとに、或いは、適宜、継続的または間欠的に作動して、変動するグルコースレベルを監視することができる。センサーは、透析機と一緒に収容することができるグルコース計量器９４に配線９２により電気接続される（または無線遠隔測定）。上述のように、グルコース計量器は、例えば、検知材１８に隣接している体液の小領域中のグルコースの酵素変換により生成された過酸化水素を向かわせることにより、グルコースレベルを監視する電気化学技術を利用している。グルコースレベルが所定範囲内にあることをグルコース計量器が示すと、グルコース計量器が透析機８８に指示を与えて血液を浄化するのを停止させる、或いは、他の適当な動作を取らせる。代替例として、この動作は、グルコース計量器により検出されたグルコースレベルを読取って、それに応じて透析機をプログラミングする訓練を積んだオペレータにより遂行される。
【００１４】
図６に例示されている別な実施形態では、センサーはグルコース濃度の皮下監視のために採用されている。センサー１０はカニューレのようなカテーテル管１０２の壁１００に取付けられており、カテーテル管はインシュリンその他の薬剤を患者血液または皮下流体に搬送するために使用される。図３に例示されているものに類似している好適なインシュリンポンプ、または、それ以外の搬送装置に接続された注入セット１０４はインシュリンをカテーテルに搬送し、カテーテルが皮膚１０６を通してインシュリンを動脈のような血管に輸送し、或いは、間質液中に輸送する。センサーは、図６に例示されているように、カニューレ壁１００の外表面１０８上に位置決めされるか、または、図７に例示されているように、壁の内表面１１０上に位置決めされている。センサー１０は、血管内のグルコースレベルまたはセンサーに隣接している間質液中のグルコースレベルに関連している印加電圧または電流に応答して、電気信号を発生させる。電気配線１１２（または、無線遠隔測定）はセンサー１０をグルコース計量器１１４に接続する。前述のように、グルコース計量器は別個のユニット（図６）であってもよいし、或いは、インシュリンポンプ４４および図３に例示されているものに類似している制御装置５０（図７を参照のこと）と一緒に収容される。
壁の内側に形成されている場合は（図７）、センサー１０はインシュリン服用量分と次の服用量分との間で使用されるが、この時、カテーテルは間質液または血液が主として充満され、インシュリンポンプ４４への流体ライン６８は閉鎖遮断されるのが好ましい。
配線１１２はカテーテル壁１００（図６）の外部１０に取付けられるか、内表面１１０に取付けられるか、或いは、カテーテル壁１００と一体形成されて、カテーテル壁により***される（図７）。
【００１５】
図８および図９に例示されている好ましい実施形態では、電極２４、２６、２８およびセンサー１０の検知材１８と、随意に、配線１１２の一部がカテーテル壁１００の表面１０８、１１０に直接付けられる。従って、カテーテル壁１００は、センサーのための支持体を設けている。センサーは、予備形成されたカテーテルを印刷することにより、或いは、シート１２０上にセンサー構成要素を形成してからカテーテルの形状に巻いて、溶接か好適な粘着剤のいずれかで縫い目１２２の位置で接合することにより、図６および図７に示すように、カテーテルの外壁または内壁の上に形成される。
センサー構成要素１８、２４、２６、２８、３０の付与は、シート１２０上または予備形成カテーテル上に構成要素を印刷することにより達成されるのが好ましいが、他の付与方法も思量される。図８および図９に示すように、多数のセンサー１０、１０’が１本のカテーテル上に印刷される。図４の実施形態については、タンパク質不透過性膜８０はセンサーを被覆して形成されるのが好ましい。
【００１６】
ここで図１０を参照すると、配線１１２はカテーテル１０２によって、インシュリンセット１０４のカニューレハウジング１３０に輸送される。注入セットは、カテーテル１０２の上流側端部を有しているカニューレハウジングと、ニードル１３６を保有している注入ハブ１３２とを備えている。注入ハブはカニューレハウジングに選択的に連結されて、ニードル１３６を介してカテーテルにインシュリンを供給する。ニードルは流体ライン６８と流体接続されており、カテーテルの上流側端部に取付けられた隔壁１３８を通してカテーテル穿孔内に薬剤を輸送する。
配線１１２は、ハブ１３２およびカニューレハウジング１３０が連結されると、接続部を介してグルコース計量器に接続される。別な配線１４０が配線１１２に類似する態様で流体ライン６８に取付けられて、配線１１２をグルコース計量器１１４に電気接続するか、或いは、無線遠隔測定を利用して、そこに信号を転送することができる。
生体内で（すなわち、経皮的に）センサーを使用するには、例えば、カニューレを通ってカニューレの遠位端を丁度越えたところまで延びているニードルを有している挿入ハブに注入セット１０３の注入ハブ１３２を取り替えることにより、挿入ニードル（図示せず）を利用して、センサー１０が形成されたカニューレ１０２が患者の体内に挿入される。ニードルは皮膚を貫いて挿入され、一緒にカニューレを輸送する。
【００１７】
カニューレが挿入されてしまうと、挿入ニードルは引き出され、挿入ハブは注入ハブと取り替えられる。ここで、センサーは使用準備が完了する。センサーを継続的または間欠的に使用して、数時間または数日の期間にわたってグルコース測定を実施することができる。通例、糖尿病患者は数日ごとにインシュリン注入の部位を変更し、皮膚への損傷を防止している。部位を変えるたびごとに、新しいカテーテルが皮膚に挿入されるのに付随して、センサー１０（単数または複数）も新しいのが挿入される。センサーは、信号が使用期間内にはっきり認知できる程度に劣化することがないように構成されるのが好ましく（例えば、タンパク質不透過性膜を用いて）、数日間またはそれより長く有効に機能するのが好ましい。
容易に認識されることであるが、センサー１０が印刷されているカテーテルは、図６および図７に例示されているように注入セット１０４と併用する必要はないが、薬剤搬送の別な方法と併用してもよいし、或いは、図５の透析ユニットのような血液治療システムと併用することもできる。
【００１８】
図１および図２を再度参照すると、センサー１０はまた、他の構成要素にも類似の態様で（例えば、印刷配線することにより）支持体１２上に形成された、抵抗ヒーターのような加熱素子１５０を備えていてもよい。この素子は白金または他の好適な金属から形成されていてもよい。電流は、同様に支持体１２上に印刷されているリード１５２、１５４を介して、加熱素子に供給される。ヒーターを利用して検体を適切な温度に維持して、グルコース濃度を測定する（すなわち、Ｈ_２Ｏ_２濃度またはＯ_２濃度の変化により）。グルコースと酸素の間の酵素触媒反応の速度は検体流体の温度で決まるので、センサーが所定の選択された温度で作動するのが好ましい。このように、グルコース計量器は、温度の摂動を補正する較正表にアクセスしなくてもよい。また、ヒーターを温度検出器として利用して、所定の付与電流レベルの時に抵抗ヒーターにかかる電圧を測定することにより、隣接する流体の温度を検出することもできる。はっきりと認識されるように、電極２４、２６、２８および検知材１８を保有している支持体表面とは反対側の支持体表面に（カテーテルがセンサー支持体として使用される場合を除いて）、ヒーターを形成することができる。
【００１９】
センサーはまた、ｐＨのような検体溶液の他の特性を測定するように構成されていてもよい。図１は、支持体１２の表面１６上に形成された（例えば、印刷配線により）ｐＨ検出器１６０を示している。これに加えて、或いは、代替例として、センサーは、特に糖尿病患者の血中では危険なレベルまで蓄積される可能性のあるケトンを測定するようにされてもよい。
本件のセンサーは血中グルコースおよび他の人体体液中のグルコースを検出する処理に特に適用できるが、これは他の動物に用いて、グルコースや体外液中の他の検体を検出することもできる。
【００２０】
好ましい実施形態に言及しながら、本件発明を説明してきた。明らかに、先の詳細な説明を読んで理解する際に、修正および変更を行えることが発明者以外にも思い浮かぶだろう。このような修正や変更が前掲の特許請求の範囲に入り、或いは、各請求項の均等物の範囲に入る限りにおいて、本件発明はかかる修正や変更を全て包含すると見なすべきであると企図している。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明によるセンサーの頂面図である。
【図２】図１のセンサーの線Ａ−Ａに沿って破断された部分断面斜視図である。
【図３】本発明による組合せ式の注入ポンプおよびグルコース計量器の概略図である。
【図４】センサーがカテーテルの壁を通して挿入されているのを示す概略断面図である。
【図５】センサーが閉ループシステムで使用中であるところを示す図である。
【図６】本発明により、皮下センサーシステムがカテーテル壁の外部に取付けられ、グルコース計量器に信号発信するのを示す概略断面図である。
【図７】皮下センサーがカテーテル壁の内部に取付けられ、インシュリンポンプに接続されたグルコース計量器に信号発信するのを示す概略断面図である。
【図８】支持材のシートにセンサーが印刷配線されているのを示す頂面図である。
【図９】図８の支持しートがカテーテル形状に巻かれ、センサーをその外側に取付けたのを示す側面斜視図である。
【図１０】注入セットのカテーテルが患者の皮膚を貫通しているのを示す側面断面図である。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to sensor technology. The invention has particular application in connection with printed wiring electrochemical sensors of the type employed, such as in subcutaneous or transdermal monitoring of blood glucose levels in diabetics, with particular reference to this application. The present invention will be described. However, it should be recognized that the present invention is applicable to the measurement of electrochemically detectable substances present in body fluids and fluids other than body fluids.
[0002]
Regulation of blood sugar levels in diabetic patients by carefully dispensing insulin doses has been widely studied. It is particularly important to monitor the diabetic's glucose level to ensure that the diabetic takes the correct dose of insulin. Thin film electrochemical sensors are widely known in the art for use in a variety of specialized applications, including the detection of glucose. Thin film sensors are also known. In such a thin film sensor or thick film sensor, one or more thin conductors are provided between thin layers of a non-conductive material such as a polyimide film by a photolithography mask technique and a photolithography etching technique. Silk screen printed wiring technology is also used in the sensor preparation process. The conductor is shaped to define a distal end sensor chip having the appropriate electrode material in combination with a proximal end contact pad adapted to make a conductive connection with a suitable electronic monitoring device. I have. In recent years, such thin film sensors have been proposed for use as transdermal sensors in medical applications. In one example, a thin-film sensor is designed so that a sensor electrode at the distal end is placed percutaneously and is in direct contact with the patient's bloodstream to monitor the blood glucose level of a diabetic patient. I have.
[0003]
Such masking and etching techniques are time consuming and costly. The service life of the sensor is relatively short because body fluids tend to degrade the electrode material and proteins tend to deposit on the electrodes. Therefore, for diabetic patients and the like who frequently monitor glucose and other physical chemical substances for a long period of time, it is desirable to obtain an inexpensive sensor that can be disposable every few days.
For measuring glucose levels, sensors typically employ glucose oxidase, among other oxidase enzymes. Oxidase acts on a substrate or analyte, such as glucose, to generate hydrogen peroxide, which consumes oxygen in the process. The concentration of glucose can be measured indirectly, such as by detecting oxygen deficiency or the production of reaction products such as hydrogen peroxide or gluconic acid. U.S. Pat. No. 4,970,145 discloses an electrode formed from platinum carbon particles that immobilize an enzyme such as glucose oxidase. U.S. Pat. No. 5,160,416 discloses a similar electrode comprising a finely divided platinum group metal or oxide particle and a mixture of carbon powder and enzyme in a suitable binder. Is deposited on a conductive support material such as carbon paper or a piece of platinum. Both patents disclose measuring glucose levels using amperometric techniques.
The present invention provides new and improved sensors and methods of use that overcome the above and other problems.
[0004]
Summary of the Invention
Sensor systems formed by applying printed wiring to electrodes on a support have a variety of applications for detecting glucose and other chemicals inside and outside the body.
One advantage of the present invention is that the desired sensor is easily formed.
Another advantage is that sensors can be formed on the catheter wall.
Further advantages of the present invention will become apparent to those skilled in the art upon reading and understanding the following detailed description of the preferred embodiments.
The invention may take form in various components and arrangements of components, and in various process stages and in various configurations of process stages. The drawings are only for purposes of illustrating the preferred embodiments and should not be construed as limiting the invention.
[0005]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Referring to FIGS. 1 and 2, a sensor 10 is shown. While the sensor will be described with reference to glucose detection, it will be appreciated that the sensor may be used for the detection of other electrochemically detectable chemicals.
The sensor includes a support 12 formed from an insulating material such as a sheet of polyester, polycarbonate, or polyimide. The support defines a well 14 adjacent one end of its upper surface 16. A detection material (detection material) 18 is deposited on the bottom and side surfaces of the well. Sensing material 18 includes an oxidoreductase enzyme, such as glucose oxidase, that can catalyze the reaction of a substrate or analyte (eg, glucose). In the case of glucose, the glucose oxidase enzyme acts on glucose to produce hydrogen peroxide, which consumes oxygen. Other suitable oxidoreductases include uricase, lactase oxidase, cholesterol oxidase, and other peroxide producing enzymes. Not only can many combinations of enzymes be utilized, but also multiple combinations of non-oxidases and oxidases can be utilized, which act on the substrate of interest, The oxidase produces a substrate that can be oxidized. One such combination is a combination of beta-galactosidase and glucose oxidase for measuring lactose.
[0006]
The sensing material 18 also preferably includes a finely divided form of a platinum group metal or metal oxide, which is relatively homogeneously mixed with the oxidase. Suitable platinum groups and their oxides include platinum, ruthenium, rhodium, iridium, palladium, these oxides, and combinations thereof. Ruthenium is a particularly preferred metal. The sensing material may further include a carbon-containing material, such as finely divided carbon or graphite powder. Such material is about 10m ³ / Gm or more, it is preferable to have a relatively large surface area. ³ / Gm to 600m ³ / Gm is more preferable. Preferably, the platinum group metal or metal oxide has a particle size in the range of about 1 nm to about 20 μm, more preferably 1 μm to 4 μm.
A droplet or layer of the analyte-containing or viscous fluid 20 to be analyzed for the substrate is added to the well. Electrode system 22 detects a product (eg, hydrogen peroxide or gluconic acid) or detects a consumed chemical (eg, oxygen). Hydrogen peroxide is a particularly preferred detectable substance. A variety of electrode systems are employed for detection. FIGS. 1 and 2 illustrate that the working electrode 4, reference electrode 26, and counter electrode 28 are positioned generally parallel on a support substrate such that at least a portion of each of the electrodes is in contact with the fluid 20. 3 illustrates a three-electrode system as described. However, other electrode systems may be employed, such as a two electrode system using a working electrode and a reference electrode.
[0007]
The electrode system is in electrical contact with the analyte 20. As shown in FIG. 1, the electrodes are placed on a support where contact pads 30 are located at the proximal end of the support to electrically connect the electrodes to electrochemical equipment (not shown). In the form of a strip. A variety of electrochemical measurement techniques are employed for the electrode system, with specific examples being current measurement techniques and potential measurement techniques. For example, a voltage is applied periodically between the working electrode 24 and the reference electrode 26, and the current generated by the reduction of hydrogen peroxide is measured between the working voltage and the counter electrode.
The electrode system generates an electrical signal (current in the above-described embodiment) that is (in the case of glucose and hydrogen peroxide, directly proportional) the concentration of the analyte (eg, glucose) to be detected. When a look-up table is utilized, the electrochemical monitoring system compares the detected signal with the calibrated concentration / signal data and produces an output indicative of the concentration of glucose or other substances present.
[0008]
Various conductive materials are used to form the electrodes. In a preferred embodiment, the working electrode is formed from nickel or silver, the counter electrode is carbon, and the reference electrode is an Ag / AgCl electrode. Other materials or combinations of multiple materials may be utilized, as is known in the art.
The electrodes are formed by various techniques such as lithography and printed wiring. The electrode material for the sensing material 18, such as ruthenium or glucose oxidase, is mixed with the carrier liquid and combines with the carrier liquid to form a suspension that precipitates on the support. In a preferred embodiment, the electrodes 24, 26, 28, the sensing material 18 and the contact pads 30 are mounted on the support material by a technique such as, for example, inkjet printing, offset printing, laser printing, silk screen printing, or gravure printing. Printed on Thin-film printed wiring technology and thick-film printed wiring technology can be used.
[0009]
The ink is prepared by combining the electrode material or sensing material with a suitable carrier such as a liquid or material that flows at the temperature of the printing process. The ink is then printed on a support, dried or otherwise fixed. The ink is applied in a multi-step process by printing on a first material that can be dried, then printing on a second material, and continuing to do so, so that all the material is finally deposited. Is done. In the case of the sensing material, an enzyme, metal or metal oxide, and carbon powder can be mixed with the carrier liquid to form an ink that is printed on the support. Otherwise, the enzyme, metal or metal oxide, and carbon powder are placed separately, each as a separate ink formulation.
For example, a sensor can be created using a thin film process. In this step, it is preferable to use a silk screen printing step. First, the design of the sensor element is photographically transferred onto a screen (which may be a metal mesh or a polymer screen). The selected metal or conductive electrode material may be provided in an ink or paste format, or the format may be purchased on the market. When installing a substrate, such as a polyimide film or a film of other materials, in a thick film printer, a patterned screen is used to control the patterned screen using a control squeegee by placing the patterned shield over the polyimide film. Can apply ink or paste on the polyimide surface. The ink is then dried by heat or UV curing.
[0010]
The carrier liquid may be an aqueous liquid or an organic liquid, or a combination of both, for example those which are easily removed from the electrode material or the sensing material after printing by evaporation, but the residual carrier must also be considered . For sensing materials, enzymes are generally heat sensitive. Thus, the ink is dried or otherwise fixed at a temperature that does not adversely affect the activity of the enzyme.
Preferably, multiple sensors are printed at one time by forming an array of sensors on a large sheet of support material. The sheet is then cut to form individual sensors.
In some embodiments, sensor 10 is used outside the body to measure glucose levels in droplets of blood or other bodily fluids. This droplet is collected from the body and placed in a well. To assist in placing droplets in the well, a layer of capillary action (wicking) material 34 is deposited on the support surface 16 over the general area of the well. The droplets are attached to the capillary (wicking) material and are thereby carried into the well.
To measure glucose concentration, the sensor is electrically connected to an electrochemical monitoring system, such as a glucose meter 40 (see FIG. 3). The glucose meter supplies an applied voltage (or current) and detects the generated current (or voltage) signal. The two functions of applying voltage / current and detecting the generated signal are performed by separate components, but for convenience these components are shown as a single unit glucose meter. Have been.
[0011]
Although FIG. 3 illustrates a glucose meter incorporated into the housing 42 holding the infusion pump 44, a separate glucose meter is also contemplated. After application of the droplet, the sensor 10 is inserted into a suitably shaped slot 46 provided in the housing, which has an electrical connector (not shown) for electrically connecting the contact pad 30 to the glucose meter. are doing. The glucose meter measures the glucose concentration and sends a signal to the controller 50 (the controller may be integral with or separate from the glucose meter). The control device 50 calculates an appropriate response to the detected level by accessing the look-up table. In one embodiment, the controller can prompt a dose (eg, how many milliliters (milliliters) of insulin) to be delivered to the patient (eg, from an infusion pump). Alternatively, the controller may recommend that the patient consume carbohydrates. The recommended dose or another step of the action to be taken is displayed on a display screen 54 or the like in a human-readable form. The patient may receive a recommended dose, for example, by pressing a key on keypad 56, or may enter a different dose to be taken. The controller then commands the infusion pump 44 to deliver the selected dose, for example, by activating the motor 58 to drive the piston 60 of the syringe 66 containing the medicament. Medication such as insulin is delivered from the syringe into the patient's body by a suitable tube 68.
In an alternative embodiment, the controller selects a preferred dose over the patient so that dangerous levels of medication are not injected into the patient. In yet another embodiment, input 56 by the individual is eliminated and the controller directs the insulin pump.
[0012]
In another embodiment, sensor 10 is used to detect glucose or other physical chemicals in bodily fluids flowing through a tube such as catheter 70 (see FIG. 4). For this embodiment, the support 12 is formed from a material (polyimide or polyurethane) and / or is shaped to pierce the catheter wall 74 (eg, a rounded end). 72 or pointed). In this embodiment, the sensor support 12 is preferably formed from a rigid material and has a sufficient thickness that it will not be easily damaged during the piercing process. Catheters are generally formed from relatively soft materials that can be pierced. This positions the electrode system 22 so that it is immersed in the bodily fluid or other fluid to be analyzed in the catheter puncture 76. In this embodiment, the well 14 and the capillary (wicking) film 34 are removed as electrodes 24, 26, 28, leaving the sensor material 18 in direct contact with the analyte. Capillary (wicking) membranes can also be replaced with protein impermeable membranes or coatings 80 or other membranes that prevent the passage of materials that can be detrimental to the operation of the sensor. The membrane covers each location of the sensor affected by harmful materials such as electrodes and / or sensing material. However, the membrane 80 is at least permeable to glucose (or other chemicals to be detected).
Suitable protein impermeable membranes may be formed from a mixture of 2-hydroxyethyl methacrylate (HEMA), methacrylic acid-N, N-dimethylaminoethyl ester (DMAEMA), methacrylic acid (MA). However, other protein impermeable materials are also contemplated. Alternatively, or in addition to the foregoing, a coating such as a mixture of polyethylene glycol (PEG) and heparin that resists blood coagulation and protein binding may be used.
[0013]
Referring to FIG. 5, the sensor of FIG. 4 is employed in a loop system such as a dialysis system (see FIG. 5). The loop system is defined by a first catheter 84 that transports a bodily fluid, such as blood, from a patient's body 86 to a dialysis machine 88 or other suitable monitoring or treatment device. The second return catheter 90 returns the processed bodily fluid to the patient. Sensor 10 is inserted into one of catheters 84, 90 (FIG. 5 illustrates the sensor being in input line 84) and detects the glucose content of the fluid flowing therethrough. The sensor can operate continuously or intermittently every few minutes, or as appropriate, to monitor fluctuating glucose levels. The sensor is electrically connected by wire 92 (or wireless telemetry) to a glucose meter 94 that can be housed with the dialysis machine. As mentioned above, a glucose meter may monitor glucose levels, for example, by directing hydrogen peroxide produced by the enzymatic conversion of glucose in a small area of bodily fluid adjacent to sensing material 18. Use technology. When the glucose meter indicates that the glucose level is within the predetermined range, the glucose meter will direct the dialyzer 88 to stop purifying the blood or take another suitable action. Alternatively, this operation is performed by a trained operator reading the glucose level detected by the glucose meter and programming the dialysis machine accordingly.
[0014]
In another embodiment illustrated in FIG. 6, a sensor is employed for subcutaneous monitoring of glucose concentration. The sensor 10 is mounted to a wall 100 of a catheter tube 102, such as a cannula, which is used to deliver insulin or other medication to the patient's blood or subcutaneous fluid. An infusion set 104 connected to a suitable insulin pump or other delivery device similar to that illustrated in FIG. 3 delivers the insulin to the catheter, which passes the insulin through the skin 106 like an artery. Transported into a healthy blood vessel or into interstitial fluid. The sensor is positioned on the outer surface 108 of the cannula wall 100, as illustrated in FIG. 6, or is positioned on the inner surface 110 of the wall, as illustrated in FIG. . The sensor 10 generates an electrical signal in response to an applied voltage or current that is related to a glucose level in a blood vessel or interstitial fluid adjacent to the sensor. Electrical wiring 112 (or wireless telemetry) connects sensor 10 to glucose meter 114. As previously mentioned, the glucose meter may be a separate unit (FIG. 6) or a control device 50 (see FIG. 7) similar to the insulin pump 44 and that illustrated in FIG. That is housed together.
If formed inside the wall (FIG. 7), the sensor 10 is used between the insulin dose and the next dose, with the catheter being primarily filled with interstitial fluid or blood. The fluid line 68 to the insulin pump 44 is preferably closed and shut off.
The wires 112 may be attached to the exterior 10 of the catheter wall 100 (FIG. 6), attached to the inner surface 110, or integrally formed with the catheter wall 100 and encapsulated by the catheter wall (FIG. 7).
[0015]
In the preferred embodiment illustrated in FIGS. 8 and 9, the electrodes 24, 26, 28 and the sensing material 18 of the sensor 10 and, optionally, a portion of the wiring 112 are directly attached to the surfaces 108, 110 of the catheter wall 100. Can be Thus, the catheter wall 100 provides a support for the sensor. The sensor can be formed by printing a pre-formed catheter or by forming the sensor component on sheet 120 and then rolling it into a catheter shape at seam 122, either by welding or a suitable adhesive. By joining, they are formed on the outer or inner wall of the catheter, as shown in FIGS.
The application of the sensor components 18, 24, 26, 28, 30 is preferably accomplished by printing the components on the sheet 120 or on a preformed catheter, although other application methods are contemplated. As shown in FIGS. 8 and 9, multiple sensors 10, 10 'are printed on a single catheter. For the embodiment of FIG. 4, the protein impermeable membrane 80 is preferably formed over the sensor.
[0016]
Referring now to FIG. 10, the wires 112 are transported by the catheter 102 to the cannula housing 130 of the insulin set 104. The infusion set includes a cannula housing having the upstream end of the catheter 102 and an infusion hub 132 carrying a needle 136. The infusion hub is selectively coupled to the cannula housing to supply insulin to the catheter via the needle 136. The needle is in fluid communication with the fluid line 68 and transports the drug into the catheter bore through a septum 138 attached to the upstream end of the catheter.
Wiring 112 is connected to the glucose meter via a connection when hub 132 and cannula housing 130 are connected. Another wire 140 is attached to the fluid line 68 in a manner similar to the wire 112 to electrically connect the wire 112 to the glucose meter 114 or to transfer signals there using wireless telemetry. Can be.
To use the sensor in vivo (ie, percutaneously), for example, the infusion set 103 is inserted into an insertion hub having a needle that extends through the cannula to just beyond the distal end of the cannula. The cannula 102 formed with the sensor 10 is inserted into the patient's body using an insertion needle (not shown) by replacing the injection hub 132 of the patient. The needle is inserted through the skin and transports the cannula together.
[0017]
Once the cannula has been inserted, the insertion needle is withdrawn and the insertion hub is replaced with an injection hub. The sensor is now ready for use. Using the sensor continuously or intermittently, glucose measurements can be performed over a period of hours or days. Typically, diabetics change the site of insulin injection every few days to prevent damage to the skin. Each time the site is changed, a new catheter (s) is also inserted as a new catheter is inserted into the skin. The sensor is preferably configured such that the signal does not degrade appreciably within the lifetime of use (eg, using a protein impermeable membrane) and will function effectively for several days or longer. Is preferred.
As will be readily appreciated, the catheter on which the sensor 10 is printed need not be used in conjunction with the infusion set 104 as illustrated in FIGS. 6 and 7, but with another method of drug delivery. It may be used in combination, or in combination with a blood treatment system such as the dialysis unit of FIG.
[0018]
Referring again to FIGS. 1 and 2, the sensor 10 also includes a heating element, such as a resistive heater, formed on a support 12 in a manner similar to other components (eg, by printed wiring). 150 may be provided. This element may be formed from platinum or other suitable metal. Current is supplied to the heating element via leads 152, 154, also printed on the support 12. The sample is maintained at an appropriate temperature using a heater to measure the glucose concentration (ie, H ₂ O ₂ Concentration or O ₂ Change in concentration). Since the rate of the enzyme-catalyzed reaction between glucose and oxygen is determined by the temperature of the analyte fluid, it is preferred that the sensor operate at a predetermined selected temperature. In this way, the glucose meter does not need to access a calibration table that corrects for temperature perturbations. Further, the temperature of the adjacent fluid can be detected by measuring the voltage applied to the resistance heater at a predetermined applied current level using the heater as a temperature detector. As will be appreciated, on the support surface opposite the support surface carrying the electrodes 24, 26, 28 and sensing material 18 (unless a catheter is used as a sensor support). , A heater can be formed.
[0019]
The sensor may also be configured to measure other properties of the analyte solution, such as pH. FIG. 1 shows a pH detector 160 formed (eg, by printed wiring) on a surface 16 of a support 12. Additionally or alternatively, the sensor may be adapted to measure ketones that may accumulate to dangerous levels, especially in the blood of diabetic patients.
Although the sensor of the present invention is particularly applicable to processes for detecting blood glucose and glucose in other body fluids, it can also be used with other animals to detect glucose and other analytes in extracorporeal fluids.
[0020]
The invention has been described with reference to preferred embodiments. Obviously, modifications and variations will occur to others upon reading and understanding the preceding detailed description, other than by the inventor. It is intended that the present invention be construed as including all such modifications and alterations insofar as they fall within the scope of the appended claims or their equivalents. I have.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a top view of a sensor according to the present invention.
2 is a partial cross-sectional perspective view of the sensor of FIG. 1 taken along line AA.
FIG. 3 is a schematic view of a combination infusion pump and glucose meter according to the present invention.
FIG. 4 is a schematic cross-sectional view showing a sensor being inserted through the wall of a catheter.
FIG. 5 shows the sensor being used in a closed loop system.
FIG. 6 is a schematic cross-sectional view showing a subcutaneous sensor system mounted outside a catheter wall and signaling a glucose meter in accordance with the present invention.
FIG. 7 is a schematic cross-sectional view showing a subcutaneous sensor mounted inside a catheter wall and signaling a glucose meter connected to an insulin pump.
FIG. 8 is a top view showing sensors printed and wired on a sheet of support material.
FIG. 9 is a side perspective view showing the support sheet of FIG. 8 wrapped in a catheter shape and the sensor mounted outside thereof.
FIG. 10 is a side cross-sectional view showing the catheter of the infusion set penetrating the skin of the patient.

Claims

溶液中の検体を検出する方法であって、この方法は、
流体ライン（１０２）上の検体を検出するセンサー（１０）を設ける工程と、
患者の体内に流体ラインを挿入する工程と、
流体ラインの周囲の体液中の検体の濃度を検出する工程と、
を含むことを特徴とする方法。A method for detecting an analyte in a solution, the method comprising:
Providing a sensor (10) for detecting an analyte on the fluid line (102);
Inserting a fluid line into the patient's body;
Detecting the concentration of the analyte in the bodily fluid around the fluid line;
A method comprising:

前記検体はグルコースを含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。The method of claim 1, wherein the analyte comprises glucose.

検知された検体を検体搬送システムに連絡させる工程と、
検知された検体の濃度に応じて、流体ラインを通して薬剤を患者に搬送する工程と、
を更に含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。Contacting the detected sample with a sample transport system;
Delivering the drug to the patient through the fluid line, depending on the concentration of the detected analyte;
The method of claim 1, further comprising:

前記検体としてはグルコースがあり、前記薬剤はインシュリンを含むことを特徴とする、請求項３に記載の方法。4. The method of claim 3, wherein the analyte is glucose and the drug comprises insulin.

前記センサーは、流体ラインの表面に印刷配線される電極、および／または、それ以外の検知素子（２４、２６、２８、１８）を備えていることを特徴とする、請求項１に記載の方法。The method according to claim 1, characterized in that the sensor comprises electrodes printed on the surface of the fluid line and / or other sensing elements (24, 26, 28, 18). .

印刷配線する前記工程は、
或る材料のシートに複数の電極および／または他の検知素子を印刷配線する工程と、
シートを細片に分断する工程とを含んでおり、細片は各々が、センサーを構成するための１組の電極および／または他の検知素子を有しており、
細片の各々を流体ラインに形成する工程を更に含むことを特徴とする、請求項５に記載の方法。The step of printing and wiring,
Printing and wiring a plurality of electrodes and / or other sensing elements on a sheet of material;
Breaking the sheet into strips, each strip having a set of electrodes and / or other sensing elements to form a sensor;
The method of claim 5, further comprising forming each of the strips into a fluid line.

細片は各々に電極または他の検知素子（２４、２６、２８、１８）が印刷配線されて、体液の少なくとも２種の特性を検知するようにしたことを特徴とする、請求項６に記載の方法。7. The strip according to claim 6, characterized in that the strips are each printed with wires or other sensing elements (24, 26, 28, 18) to detect at least two properties of the bodily fluid. the method of.

少なくとも２種の前記特性は、グルコース濃度、ケトン濃度、ｐＨからなるグループから選択されることを特徴とする、請求項８に記載の方法。9. The method of claim 8, wherein the at least two properties are selected from the group consisting of glucose concentration, ketone concentration, and pH.

溶液中のグルコースまたは他の検体を検出するセンサーであって、該センサーは、流体ラインの外表面上に印刷配線された少なくとも１つの電極を備えており、流体ラインは患者に薬剤を搬送するためのものであり、センサーは、流体ラインが患者の体内に挿入されると、流体ラインに隣接している患者の体液中のグルコースまたは他の検体を検出することができることを特徴とするセンサー。A sensor for detecting glucose or other analytes in a solution, the sensor comprising at least one electrode printed and wired on an outer surface of a fluid line, the fluid line for delivering a drug to a patient. Wherein the sensor is capable of detecting glucose or other analyte in a patient's bodily fluid adjacent to the fluid line when the fluid line is inserted into the patient's body.

前記センサーは、オキシドリダクターゼ酵素を含有している検知材（１８）を備えていることを特徴とする、請求項９に記載のセンサー。The sensor according to claim 9, characterized in that the sensor comprises a sensing material (18) containing an oxidoreductase enzyme.

前記検知材は、細分割された様式の白金群金属または金属酸化物を更に含有していることを特徴とする、請求項１０に記載のセンサー。The sensor of claim 10, wherein the sensing material further comprises a finely divided platinum group metal or metal oxide.

前記白金群金属または金属酸化物は、白金、ルテニウム、ロジウム、イリジウム、パラジウム、これらの酸化物、これらの組合せからなるグループから選択されることを特徴とする、請求項１１に記載のセンサー。The sensor of claim 11, wherein the platinum group metal or metal oxide is selected from the group consisting of platinum, ruthenium, rhodium, iridium, palladium, oxides thereof, and combinations thereof.

検知および注入用のシステムであって、
薬剤源と、
流体ラインに薬剤を搬送するポンプとを備えており、流体ラインは、患者の体内に挿入することができる端部を有しており、
流体ラインの端部に設置され、或いは、該端部に隣接して設置された検体用のセンサーを更に備えており、センサーは、流体ラインが挿入されると、流体ラインの端部に隣接している患者の体液中の検体の濃度を検出することができ、
検出された検体濃度を受信し、検出された検体濃度に応じて、供給されるべき薬剤の量を判定する手段を更に備えていることを特徴とするシステム。A system for detection and injection,
Drug sources,
A pump for delivering a medicament to the fluid line, the fluid line having an end that can be inserted into a patient's body,
The apparatus further comprises a sensor for the analyte disposed at or adjacent to the end of the fluid line, wherein the sensor is adjacent to the end of the fluid line when the fluid line is inserted. Can detect the concentration of the analyte in the body fluid of the patient
A system, further comprising means for receiving a detected analyte concentration and determining an amount of a drug to be supplied according to the detected analyte concentration.

ポンプを制御して、判定量の薬剤を搬送する手段を更に備えていることを特徴とする、請求項１３に記載のシステム。14. The system of claim 13, further comprising means for controlling a pump to deliver a determined amount of drug.