JP2005315871A - Intracorporeal substance measuring assembly, manufacturing method for intracorporeal substance measuring assembly, and embedded type substance sensor - Google Patents

Intracorporeal substance measuring assembly, manufacturing method for intracorporeal substance measuring assembly, and embedded type substance sensor Download PDF

Info

Publication number
JP2005315871A
JP2005315871A JP2005099024A JP2005099024A JP2005315871A JP 2005315871 A JP2005315871 A JP 2005315871A JP 2005099024 A JP2005099024 A JP 2005099024A JP 2005099024 A JP2005099024 A JP 2005099024A JP 2005315871 A JP2005315871 A JP 2005315871A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
substance
layer
optical separation
measuring
detection layer
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP2005099024A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
Tetsuaki Kawanishi
徹朗 川西
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Terumo Corp
Original Assignee
Terumo Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Terumo Corp filed Critical Terumo Corp
Priority to JP2005099024A priority Critical patent/JP2005315871A/en
Publication of JP2005315871A publication Critical patent/JP2005315871A/en
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/1459—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters invasive, e.g. introduced into the body by a catheter

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an intracorporeal substance measuring assembly used for an embedded type substance sensor for measuring an intracorporeal substance, and capable of measuring a measured substance stably for a long time. <P>SOLUTION: This intracorporeal substance measuring assembly provided in the embedded-type substance sensor for detecting and measuring the intercorporeal measured substance has a detection layer 2 containing at least one kind of fluorescent indicator for generating fluorescence in response to the concentration of the measured substance, and an optical separation layer 3 provided on the detection layer 2, optically opaque, allowing the measured substance to permeate therethrough, and preventing at least one out of living body substances having the possibility of deteriorating the detection layer 2 and/or disturbing the fluorescence from being permeated therethrough. <P>COPYRIGHT: (C)2006,JPO&NCIPI

Description

本発明は、体内の被測定物質を検知して測定するための埋込型物質センサーに設けられる、体内物質測定用構成物、この体内物質測定用構成物の製造方法、およびこの体内物質測定用構成物を使用した埋込型物質センサーに関する。   The present invention relates to a composition for measuring a substance in a body, a method for manufacturing the composition for measuring a substance in a body, and a method for measuring the substance in the body, provided in an implantable substance sensor for detecting and measuring a substance to be measured in the body. The present invention relates to an implantable material sensor using a composition.

体内埋込型センサーは、様々な疾患においてその病状の経過観察や治療効果のモニタなどに有用であり、近年、盛んに研究されている分野の一つである。特に糖尿病治療においては、連続血糖測定による血糖コントロールが、病状の進行遅延や合併症の罹病の低減に貢献すると言われている。   Implantable sensors are useful for various disease diseases, such as the follow-up of disease states and the monitoring of therapeutic effects, and are one of the fields that have been actively studied in recent years. Particularly in the treatment of diabetes, blood glucose control by continuous blood glucose measurement is said to contribute to the reduction of disease progression and morbidity of complications.

現状の糖尿病患者の多くは、血糖の自己管理のために、指等の穿刺によって血液試料を採取し、血糖計に供給して測定値を読み取ることを行っている。しかし、このような方法は患者への苦痛や簡便性のうえで問題があり、一日に数回の測定が限界で、血糖値変化の動向を頻繁に測定して把握することが難しいのが現状である。このような理由から、埋込型連続血糖計の有用性は高いと考えられている。   Many current diabetic patients collect blood samples by puncturing their fingers or the like and supply them to a blood glucose meter to read the measured values for self-management of blood glucose. However, this method has problems in terms of pain and convenience for patients, and it is difficult to measure and grasp the blood glucose level change frequently because the measurement is limited to several times a day. Currently. For these reasons, the usefulness of the implantable continuous blood glucose meter is considered to be high.

体内埋込型センサーとしては、たとえば、無線を用いて生体内に埋め込まれた装置から信号を出し入れする装置が開示されている（特許文献１、２参照）。この技術によれば、可逆的にグルコースと反応して蛍光特性の変化するインジケータ層を持つ検出装置（センサー）を生体内に埋め込み、蛍光量の変化でグルコース濃度を計測し、体外にデータを電磁波などで導出している。   As an in-vivo sensor, for example, a device that inputs and outputs a signal from a device that is implanted in a living body using wireless is disclosed (see Patent Documents 1 and 2). According to this technology, a detection device (sensor) that has an indicator layer that reversibly reacts with glucose and changes its fluorescence characteristics is embedded in a living body, glucose concentration is measured by the change in the amount of fluorescence, and the data is transmitted outside the body as electromagnetic waves. Etc. are derived.

また、このような検出装置のインジケータ層に利用可能なものとしては、フェニルボロン酸等のグルコースと可逆結合する蛍光物質をポリスチレンに共有結合したものが提案されている（特許文献３参照）。   Moreover, as what can be utilized for the indicator layer of such a detection apparatus, what carried out the covalent bond of the fluorescent substance reversibly couple | bonded with glucose, such as phenyl boronic acid, to the polystyrene is proposed (refer patent document 3).

また、生体成分中には各種の糖成分が存在するが、グルコースにより特異的に可逆結合できる蛍光物質も提案されている（特許文献４参照）。
米国特許第４５５０７３１号明細書 米国特許第４２５３４６６号明細書 米国特許第５１３７８３３号明細書 米国特許第５５０３７７０号明細書 Moreover, although various sugar components exist in the biological component, a fluorescent substance that can be specifically reversibly bound by glucose has also been proposed (see Patent Document 4).
U.S. Pat. No. 4,550,731 U.S. Pat. No. 4,253,466 US Pat. No. 5,137,833 US Pat. No. 5,503,770

しかしながら、これら従来の体内埋込型センサーは、被測定物質と接触して蛍光を発する物質（インジケータ物質）が、使用中に劣化して長期間の埋め込みに耐えず、また、測定精度の点でも、精度が低いといった問題がある。   However, in these conventional implantable sensors, a substance (indicator substance) that emits fluorescence upon contact with a substance to be measured deteriorates during use and cannot withstand long-term implantation, and also in terms of measurement accuracy. There is a problem that accuracy is low.

そこで本発明の目的は、体内物質を測定するための埋込型物質センサーに用いられて、被測定物を長時間安定的に測定することを可能にする体内物質測定用構成物を提供することである。   Accordingly, an object of the present invention is to provide a composition for measuring a substance in a body that is used in an implantable substance sensor for measuring a substance in the body, and that can stably measure an object to be measured for a long time. It is.

また、本発明の目的は、体内物質を測定するための埋込型物質センサーに用いられて、被測定物を長時間安定的に測定することを可能にする体内物質測定用構成物の製造方法を提供することである。   Another object of the present invention is to provide a method for producing a composition for measuring a substance in a body, which is used in an implantable substance sensor for measuring a substance in the body, and enables a measurement object to be measured stably for a long time. Is to provide.

さらに、本発明の目的は、被測定物を長時間安定的に測定することを可能にする体内物質測定用構成物を使用した埋込型物質センサーを提供することである。   Furthermore, an object of the present invention is to provide an implantable substance sensor using an in-vivo substance measuring composition that makes it possible to stably measure an object to be measured for a long time.

上記諸目的は、以下の手段により達成される。   The above objects are achieved by the following means.

（１）生体内の被測定物質を検知して測定する埋込型物質センサーに設けられる、体内物質測定用構成物であって、被測定物質の濃度に応じた蛍光を発する少なくとも一種類以上の蛍光指示薬を含有した検出層と、前記検出層の一面に設けられ、光学的に不透明であり、かつ被測定物質を透過させる光学分離層と、を有することを特徴とする体内物質測定用構成物。   (1) An in-vivo substance measurement component provided in an implantable substance sensor that detects and measures a substance to be measured in a living body, and emits at least one kind of fluorescence according to the concentration of the substance to be measured A composition for measuring an in-vivo substance, comprising: a detection layer containing a fluorescent indicator; and an optical separation layer that is provided on one surface of the detection layer and is optically opaque and transmits a substance to be measured. .

（２）前記検出層は、前記蛍光指示薬を結合させた基材からなることを特徴とする。   (2) The detection layer is made of a base material to which the fluorescent indicator is bound.

（３）前記被測定物質が糖類である場合に、前記蛍光指示薬はフェニルボロン酸を含む蛍光物質であることを特徴とする。   (3) When the substance to be measured is a saccharide, the fluorescent indicator is a fluorescent substance containing phenylboronic acid.

（４）前記フェニルボロン酸を含む蛍光物質が化学式（１）   (4) The fluorescent substance containing phenylboronic acid is represented by the chemical formula (1)

Figure 2005315871
Figure 2005315871

（ただし、化学式（１）中、Ｑは蛍光残基であり、Ｒ１，Ｒ２，およびＲ３のうち少なくとも一つは前記検出層の前記基材と結合するための活性基であり、Ｒ４，Ｒ５，Ｒ６，およびＲ７は水素原子、アルキル基、アルケニル基、アリル基、アリルアルケニル基、置換アルキル基、オキシアルキル基、アシル基、およびハロゲン原子よりなる群から選択された少なくとも一つの置換基である）で示されるものであることを特徴とする。   (In the chemical formula (1), Q is a fluorescent residue, and at least one of R1, R2, and R3 is an active group for binding to the substrate of the detection layer; R6 and R7 are at least one substituent selected from the group consisting of a hydrogen atom, an alkyl group, an alkenyl group, an allyl group, an allylalkenyl group, a substituted alkyl group, an oxyalkyl group, an acyl group, and a halogen atom) It is what is shown by.

（５）前記Ｑは、アントラセンを含む蛍光残基であることを特徴とする。   (5) Q is a fluorescent residue containing anthracene.

（６）前記検出層の前記基材は、光透過性を有する高分子物質であることを特徴とする。   (6) The base material of the detection layer is a polymer substance having optical transparency.

（７） 前記光学分離層は、相転法により形成された高分子多孔質膜であることを特徴とする。   (7) The optical separation layer is a polymer porous film formed by a phase inversion method.

（８）前記高分子物質は、セルロース、ポリアクリルアミド、ポリエチレングリコール、ポリビニルアルコール、およびこれらの誘導体よりなる群から選択された少なくとも１つの前記高分子物質であることを特徴とする。   (8) The polymer substance is at least one polymer substance selected from the group consisting of cellulose, polyacrylamide, polyethylene glycol, polyvinyl alcohol, and derivatives thereof.

（９）前記光学分離層は、不透明物質とそれを担持する基材よりなることを特徴とする。   (9) The optical separation layer is characterized by comprising an opaque substance and a base material carrying the opaque substance.

（１０）前記不透明物質は、カーボンブラック、フラーレン、カーボンナノチューブよりなる群から選択された少なくとも一つの物質よりなることを特徴とする。   (10) The opaque material is characterized by comprising at least one material selected from the group consisting of carbon black, fullerene, and carbon nanotubes.

（１１）前記光学分離層の前記基材は、高分子物質であることを特徴とする。   (11) The substrate of the optical separation layer is a polymer substance.

（１２）前記高分子多孔質膜は、セルロース誘導体、ポリスルホン系樹脂、ポリアミド系樹脂、芳香族ポリエーテルケトン樹脂の少なくとも１からなることを特徴とする。   (12) The porous polymer membrane is characterized by comprising at least one of a cellulose derivative, a polysulfone resin, a polyamide resin, and an aromatic polyether ketone resin.

（１３）前記高分子物質は、架橋デキストランであることを特徴とする。   (13) The polymer substance is a cross-linked dextran.

（１４）前記光学分離層は、前記被測定物質を透過させ、かつ少なくとも一つの前記被測定物質以外の生体成分を透過させないことを特徴とする。   (14) The optical separation layer is characterized in that it allows the substance to be measured to pass through and does not allow at least one biological component other than the substance to be measured to pass through.

（１５）前記光学分離層は、生体適合性を有することを特徴とする。   (15) The optical separation layer has biocompatibility.

（１６）前記光学分離層は、前記検出層を劣化させる生体成分を透過させないことを特徴とする。   (16) The optical separation layer is characterized in that it does not transmit biological components that degrade the detection layer.

（１７）前記光学分離層は、前記生体成分を不活性化させることを特徴とする。   (17) The optical separation layer inactivates the biological component.

（１８）前記（１）〜（１７）のいずれか一つに記載の体内物質測定用構成物の製造方法であって、前記光学分離層を形成するための前駆体を検出層に付加した後、前記検出層へ結合させることを特徴とする体内物質測定用構成物の製造方法。   (18) The method for producing the in-vivo substance measurement composition according to any one of (1) to (17), wherein a precursor for forming the optical separation layer is added to the detection layer A method for producing a composition for measuring a substance in a body, wherein the composition is combined with the detection layer.

（１９）前記（１）〜（１７）のいずれか一つに記載の体内物質測定用構成物の製造方法であって、前記検出層の周囲に前記光学分離層の周辺部を接着させることを特徴とする体内物質測定用構成物の製造方法。   (19) The method for producing a composition for measuring an in-vivo substance according to any one of (1) to (17), wherein a peripheral portion of the optical separation layer is adhered around the detection layer. A method for producing a constituent for measuring a substance in a body.

（２０）前記（１）〜（１７）のいずれか一つに記載の体内物質測定用構成物と、前記体内物質測定用構成物の前記検出層側から前記検出層へ光を照射する光源と、前記検出層からの蛍光を受光する光検出器と、を有することを特徴とする埋込型物質センサー。   (20) The in-vivo substance measurement composition according to any one of (1) to (17), a light source that irradiates light to the detection layer from the detection layer side of the in-vivo substance measurement composition, And a photodetector that receives fluorescence from the detection layer.

（２１）前記体内物質測定用構成物の前記光学分離層側を生体に接触させて用いることを特徴とする。   (21) The structure for measuring a substance in a body is used by contacting the living body with the optical separation layer side.

（２２）少なくとも前記光源および前記光検出器が同一パッケージ内に設けられ、前記体内物質測定用構成物の前記光学分離層側が前記パッケージ外表面から露出するように設けられていることを特徴とする。   (22) At least the light source and the photodetector are provided in the same package, and the optical separation layer side of the in-vivo substance measurement component is provided to be exposed from the outer surface of the package. .

（２３）前記光源は少なくとも一種類以上の波長を発するものであり、前記光検出器は前記検出層からの少なくとも一種類以上の波長の光を検出するものであること特徴とする。   (23) The light source emits at least one type of wavelength, and the photodetector detects at least one type of light from the detection layer.

本発明の体内物質測定用構成物によれば、被測定物質の濃度に応じた蛍光を発する検出層の一面に、光学的に不透明であり、かつ被測定物質を透過させる光学分離層を設け、検出層が生体物質と直接接触するのを防止するので、検出層の劣化、特に検出層内の蛍光指示薬の劣化を抑えることができ、長時間の測定にも安定した測定結果を得ることができるようになる。また、センサーからの光の漏れを防止でき、センサー周辺の生体組織への悪影響を防ぐことができる。   According to the in-vivo substance measurement composition of the present invention, an optical separation layer that is optically opaque and transmits the substance to be measured is provided on one surface of the detection layer that emits fluorescence according to the concentration of the substance to be measured. Since the detection layer is prevented from coming into direct contact with the biological material, deterioration of the detection layer, in particular, deterioration of the fluorescent indicator in the detection layer can be suppressed, and stable measurement results can be obtained even for long-time measurement. It becomes like this. In addition, light leakage from the sensor can be prevented, and adverse effects on living tissue around the sensor can be prevented.

また、本発明の体内物質測定用構成物の製造方法によれば、上記本発明による検出層と光学分離層の２層構造からなる体内物質測定用構成物を容易に製造することができる。   In addition, according to the method for producing a composition for measuring an in-vivo substance of the present invention, the composition for measuring an in-vivo substance comprising the two-layer structure of the detection layer and the optical separation layer according to the present invention can be easily manufactured.

さらに、本発明の埋込型物質センサーによれば、上記本発明による検出層と光学分離層の２重構造からなる体内物質測定用構成物を用いたことで、検出層の劣化が抑えられ、長時間の安定した測定を行うことができるようになる。   Furthermore, according to the implantable substance sensor of the present invention, the use of the in-vivo substance measurement composition comprising the double structure of the detection layer and the optical separation layer according to the present invention suppresses deterioration of the detection layer, Long-term stable measurement can be performed.

以下、図面を参照して本発明を実施するための最良の形態について説明する。   The best mode for carrying out the present invention will be described below with reference to the drawings.

図１は本発明による体内物質測定用構成物とそれを用いた埋込型物質センサーの原理構成を説明するための説明図であり、図２は体内物質測定用構成物における検出層内の構成を示す概念図、図３は体内物質測定用構成物における光学分離層内の構成を示す概念図である。   FIG. 1 is an explanatory diagram for explaining the principle configuration of a composition for measuring an in-vivo substance and an implantable substance sensor using the same according to the present invention, and FIG. 2 is a configuration in a detection layer of the composition for measuring an in-vivo substance. FIG. 3 is a conceptual diagram showing a configuration in the optical separation layer in the in-vivo substance measurement composition.

体内物質測定用構成物は、埋込型物質センサー（以下単にセンサーと称する）において、インジケータ層として使用されるものである（以下では、体内物質測定用構成物をインジケータ層と称する。）。   The in-vivo substance measuring composition is used as an indicator layer in an implantable substance sensor (hereinafter simply referred to as a sensor) (hereinafter, the in-vivo substance measuring composition is referred to as an indicator layer).

本発明を適用したインジケータ層１の一つの実施形態は、図１に示すように、蛍光指示薬を含有する検出層２と、この検出層２の一方の面に積層された光学分離層３からなる。そして、検出層２と光学分離層３は、互いに化学結合をしている。   One embodiment of the indicator layer 1 to which the present invention is applied includes a detection layer 2 containing a fluorescent indicator and an optical separation layer 3 laminated on one surface of the detection layer 2 as shown in FIG. . The detection layer 2 and the optical separation layer 3 are chemically bonded to each other.

検出層２は、図２に示すように、蛍光指示薬２０１が検出層用基材２０２に担持された構造である。一方、光学分離層３は、図３に示すように、不透明物質３０１が光学分離層用基材３０２に担持された構造である。   As shown in FIG. 2, the detection layer 2 has a structure in which a fluorescent indicator 201 is supported on a detection layer base material 202. On the other hand, the optical separation layer 3 has a structure in which an opaque substance 301 is carried on an optical separation layer substrate 302 as shown in FIG.

インジケータ層１は、光学分離層３がセンサーの外表面側を向くように配置され、センサーに設けられた際には生体組織と接触する。一方、検出層２はセンサー内部側にあり、生体組織とは接触しない。   The indicator layer 1 is disposed so that the optical separation layer 3 faces the outer surface side of the sensor, and comes into contact with a living tissue when provided on the sensor. On the other hand, the detection layer 2 is inside the sensor and does not come into contact with the living tissue.

センサーの構造は、原理的に、光源４と光検出器５が配置されており、光源４からの光を検出層２に照射することで、検出層２内の蛍光指示薬２０１が被測定物質の量に応じて蛍光を示し、その蛍光を光検出器５が受光する。光検出器５は、光電変換素子であり、受光した光量に応じた電気信号を出力する。この出力された電気信号から被測定物質の量が測定されることになる。なお、光源４や光検出器５の配置は、実際には、センサーの構成に応じて様々である。   In principle, the light source 4 and the light detector 5 are arranged in the structure of the sensor. By irradiating the light from the light source 4 to the detection layer 2, the fluorescent indicator 201 in the detection layer 2 becomes the substance to be measured. Fluorescence is shown according to the amount, and the light detector 5 receives the fluorescence. The photodetector 5 is a photoelectric conversion element and outputs an electrical signal corresponding to the amount of received light. The amount of the substance to be measured is measured from the output electric signal. The arrangement of the light source 4 and the light detector 5 actually varies depending on the sensor configuration.

蛍光指示薬２０１は、被測定物質によって選択され、被測定物質の量に応じてその蛍光の性質が可逆的に変化する蛍光指示薬ならば、どのようなものでも使用できる。たとえば、生体内の水素イオン濃度や二酸化炭素を測定するセンサーの場合には、ヒドロキシピレントリスルホン酸誘導体、糖類の測定には蛍光残基を有するフェニルボロン酸誘導体、カリウムイオンの測定には蛍光残基を有するクラウンエーテル誘導体などを、蛍光物質として含むものが用いられる。   As the fluorescent indicator 201, any fluorescent indicator can be used as long as it is selected depending on the substance to be measured, and its fluorescent property reversibly changes in accordance with the amount of the substance to be measured. For example, in the case of a sensor that measures the in vivo hydrogen ion concentration or carbon dioxide, a hydroxypyrene trisulfonic acid derivative, a phenylboronic acid derivative having a fluorescent residue for saccharide measurement, and a fluorescent residue for potassium ion measurement. A substance containing a crown ether derivative having a group as a fluorescent substance is used.

糖類の測定には、蛍光物質として蛍光フェニルボロン酸誘導体を含むものが使用されるが、なかでも蛍光物質として、下記化学式（１）に示される、２つのフェニルボロン酸と蛍光残基としてアントラセンを含む化合物は検出感度において優れている。   For the measurement of saccharides, a fluorescent substance containing a fluorescent phenylboronic acid derivative is used. Among them, as the fluorescent substance, two phenylboronic acids represented by the following chemical formula (1) and anthracene as a fluorescent residue are used. The contained compound is excellent in detection sensitivity.

Figure 2005315871
Figure 2005315871

（ただし、化学式（１）中、Ｑは蛍光残基であり、Ｒ１，Ｒ２，およびＲ３のうち少なくとも一つは前記検出層の前記基材と結合するための活性基であり、Ｒ４，Ｒ５，Ｒ６，およびＲ７は水素原子、アルキル基、アルケニル基、アリル基、アリルアルケニル基、置換アルキル基、オキシアルキル基、アシル基、およびハロゲン原子よりなる群から選択された少なくとも一つの置換基である）
また、この化学式（１）の蛍光残基は置換されていてもよい。たとえば、ナフタレン、アントラセン、フェナントレン、ベンツアントラセン、ビレン、クマリンなどを用いることができるが、なかでもアントラセンがその蛍光的な性質から好ましい。 (In the chemical formula (1), Q is a fluorescent residue, and at least one of R1, R2, and R3 is an active group for binding to the substrate of the detection layer; R6 and R7 are at least one substituent selected from the group consisting of a hydrogen atom, an alkyl group, an alkenyl group, an allyl group, an allylalkenyl group, a substituted alkyl group, an oxyalkyl group, an acyl group, and a halogen atom)
Moreover, the fluorescent residue of this chemical formula (1) may be substituted. For example, naphthalene, anthracene, phenanthrene, benzanthracene, bilene, coumarin and the like can be used, and among these, anthracene is preferable because of its fluorescent properties.

検出層２は、このような蛍光指示薬２０１とそれを担持する検出層用基材２０２より構成されている。これは、センサーにおいて蛍光指示薬２０１が流出しないようにするためである。蛍光指示薬２０１と検出層用基材２０２は、共有結合形成、電気的、疎水的、その他の相互作用で結合を形成していることが好ましい。   The detection layer 2 includes such a fluorescent indicator 201 and a detection layer substrate 202 that carries the fluorescent indicator 201. This is to prevent the fluorescent indicator 201 from flowing out in the sensor. It is preferable that the fluorescent indicator 201 and the detection layer substrate 202 form a bond by covalent bond formation, electrical, hydrophobic, or other interaction.

このような検出層２は、たとえば活性基を持つ蛍光指示薬２０１を、それと反応する活性基を持った検出層用基材２０２に結合させて得ることができる。   Such a detection layer 2 can be obtained, for example, by binding a fluorescent indicator 201 having an active group to a detection layer substrate 202 having an active group that reacts therewith.

その際、両者の間に適当な長さのスペーサーを導入することもできる。スペーサーは、アルキル鎖、ポリエーテル鎖などが使用できる。スペーサーの導入によって、蛍光指示薬２０１の運動性が向上することによってセンサー感度が向上し、導入反応時の標識効率が向上する効果が得られる。   At that time, a spacer having an appropriate length may be introduced between the two. As the spacer, an alkyl chain, a polyether chain, or the like can be used. By introducing the spacer, the mobility of the fluorescent indicator 201 is improved, thereby improving the sensor sensitivity and obtaining the effect of improving the labeling efficiency during the introduction reaction.

蛍光指示薬２０１を担持する検出層用基材２０２としては、光透過性を持つ高分子物質が使用できる。特に、セルロース、ポリアクリルアミド、ポリエチレングリコール、ポリビニルアルコールが好ましいが、ここに例示した限りではない。   As the detection layer base material 202 carrying the fluorescent indicator 201, a polymer substance having optical transparency can be used. In particular, cellulose, polyacrylamide, polyethylene glycol, and polyvinyl alcohol are preferable, but not limited thereto.

蛍光指示薬２０１を結合させるためには、検出層用基材２０２に適当な活性基が存在することが必要である。活性基がない場合は後から導入することも可能である。   In order to bind the fluorescent indicator 201, it is necessary that an appropriate active group exists in the detection layer base material 202. If there is no active group, it can be introduced later.

活性基は、蛍光指示薬２０１の活性基および光学分離層用基材３０２の活性基ともに、たとえば、アミノ基、カルボン酸基、水酸基、ハロゲン化カルボン酸基、スルホン酸基、ハロゲン化スルホン酸基、チオール基、イソシアネート基、イソチオシアネート基などがあげられる。   The active group includes, for example, an amino group, a carboxylic acid group, a hydroxyl group, a halogenated carboxylic acid group, a sulfonic acid group, a halogenated sulfonic acid group, together with the active group of the fluorescent indicator 201 and the active group of the optical separation layer substrate 302. Examples thereof include a thiol group, an isocyanate group, and an isothiocyanate group.

活性基を持つ蛍光指示薬２０１と活性基を持つ検出層用基材２０２とは（またスペーサーを入れる場合にはスペーサーも）、必要に応じて適当な溶媒、触媒、縮合剤存在下または非存在下で反応を行い、結合させることができる。   The fluorescent indicator 201 having an active group and the detection layer substrate 202 having an active group (and a spacer when a spacer is inserted) are optionally present in the presence or absence of a suitable solvent, catalyst, or condensing agent. Can be reacted and combined.

蛍光フェニルボロン酸誘導体を検出層用基材２０２に結合させる場合は、化学式（１）に示した、２つの窒素原子のどちらかまたは両方から検出層用基材２０２を結合させる（Ｒ１，Ｒ２）、または蛍光残基に結合させる（Ｒ３）などの方法で行うことができ、蛍光指示薬２０１と検出層用基材２０２の間に前記の適当なスペーサーを介していてもよい。   When the fluorescent phenylboronic acid derivative is bonded to the detection layer substrate 202, the detection layer substrate 202 is bonded from one or both of the two nitrogen atoms shown in chemical formula (1) (R1, R2). Or by binding to a fluorescent residue (R3) or the like, and the appropriate spacer may be interposed between the fluorescent indicator 201 and the detection layer substrate 202.

光学分離層３は、不透明物質３０１とそれを担持する光学分離層用基材３０２よりなる。光学分離層３は、光源４からの励起光の遮蔽、検出層２の蛍光指示薬２０１から発生する蛍光の遮敵、蛍光指示薬２０１から発生する以外の外部由来の光の遮敵、生体内の有色物質や蛍光物質の影響を排除するといった機能がある。   The optical separation layer 3 includes an opaque substance 301 and an optical separation layer substrate 302 that carries the opaque substance 301. The optical separation layer 3 shields excitation light from the light source 4, shields fluorescence emitted from the fluorescent indicator 201 of the detection layer 2, shields light originating from outside other than the fluorescent indicator 201, and colors in vivo It has a function of eliminating the influence of substances and fluorescent substances.

これらの遮蔽機能は、測定値の信頼性を向上させるばかりでなく、センサーに要求される励起光や蛍光によるセンサー周辺の生体組織への悪影響を防止するという効果がある。   These shielding functions not only improve the reliability of measured values, but also have an effect of preventing adverse effects on the living tissue around the sensor due to excitation light and fluorescence required for the sensor.

光学分離層３に使用する不透明物質３０１は、光源４からの励起光および蛍光指示薬２０１が発する蛍光が透過しないものであればよく、紫外線、可視光、赤外線などの光を透過させず、かつ、反射させない物質を使用する。特に、励起光として紫外線を用いる場合には、この紫外線をセンサー外に放射させないようにするために重要である。   The opaque substance 301 used for the optical separation layer 3 may be any substance that does not transmit the excitation light from the light source 4 and the fluorescence emitted by the fluorescent indicator 201, does not transmit light such as ultraviolet light, visible light, and infrared light, and Use non-reflective material. In particular, when ultraviolet rays are used as excitation light, it is important to prevent the ultraviolet rays from being emitted outside the sensor.

このような不透明物質３０１としては、たとえば、カーボンブラック、フラーレン、カーボンナノチューブなどを用いることができる。不透明物質３０１は、共有結合形成や電気的または疎水的相互作用によって光学分離層用基材３０２に担持させることができる。また、光学分離層用基材３０２の高分子構造に閉じ込めて担持させることもできる。   As such an opaque substance 301, for example, carbon black, fullerene, carbon nanotube, or the like can be used. The opaque substance 301 can be supported on the optical separation layer substrate 302 by covalent bond formation or electrical or hydrophobic interaction. Further, it can be confined and supported in the polymer structure of the optical separation layer substrate 302.

光学分離層用基材３０２としては、高分子物質を用いることができるが、高分子物質は架橋されていたり修飾されていたりしてもよい。   As the optical separation layer substrate 302, a polymer substance can be used, but the polymer substance may be cross-linked or modified.

高分子物質としては、たとえば、デキストラン、ポリアクリルアミド、ポリエチレングリコール、ポリビニルアルコール、ポリアミドなどを用いることができる。   As the polymer substance, for example, dextran, polyacrylamide, polyethylene glycol, polyvinyl alcohol, polyamide and the like can be used.

また、光学分離層用基材３０２として、相転法により形成された高分子多孔質膜を用いることができる。本発明の光学分離層用基材３０２のための高分子多孔質膜を得る相転法は、従来より知られた方法であり、たとえば湿式製膜法が使用できる。湿式製膜法は、ＬｏｅｂおよびびＳｏｕｒｉｒａｊａｎによって十分に確立された技術であり（Ａｄｖ，Ｃｈｅｍ，Ｓｅｒ．３８，１１７，１９６３参照）、たとえば、“Ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ Ｐｏｌｙｍｅｒ Ｍｅｍｂｒａｎｅｓ，ａ Ｓｔｒｕｃｔｕｒａｌ Ｐｅｒｓｐｅｃｔｉｖｅ”第２版（Ｒ．Ｒ Ｋｅｓｔｉｎｇ、Ｊ．Ｗｉｌｅｙ ａｎｄ Ｓｏｎｓ）に詳細に記載されている。   Further, as the optical separation layer substrate 302, a polymer porous film formed by a phase inversion method can be used. The phase inversion method for obtaining a porous polymer membrane for the optical separation layer substrate 302 of the present invention is a conventionally known method, and for example, a wet film forming method can be used. The wet film-forming method is a well-established technique by Loeb and Sourirajan (see Adv, Chem, Ser. 38, 117, 1963), for example, “Synthetic Polymer Membranes, a Structural Perspective Rive” R Kesting, J. Wiley and Sons).

この方法は、高分子化合物を溶剤に溶解して製膜原液とし、ついで所望の形状に成形された製膜原液を該高分子化合物に対する非溶剤に浸漬して微多孔性膜を得る方法である。上記高分子多孔質膜は、セルロース誘導体、ポリサルホン系樹脂、ポリアミド系樹脂、芳香族ポリエーテルケトン樹脂などを用いることができる。セルロース誘導体としては、セルロースアセテート、硝酸セルロースなどがある。ポリスルホン系樹脂としては、ポリサルホン、ポリエーテルサルホン、硫酸化ポリサルホンなどがある。芳香族ポリエーテルケトン系樹脂としては、ポリエーテルエーテルケトン、ポリアリルエーテルケトンなどがある。本発明の高分子多孔質膜の厚さは、好ましくは５〜１００μｍであり、５〜５０μｍがより好ましく、１０〜２０μｍがさらに好ましい。下限値である５μｍより薄い場合は遮光性や強度の不足が問題となり、一方、上限値である１００μｍよりも厚い場合は応答性が低下する。   In this method, a polymer compound is dissolved in a solvent to form a membrane forming stock solution, and then a membrane forming stock solution formed in a desired shape is immersed in a non-solvent for the polymer compound to obtain a microporous membrane. . Cellulose derivatives, polysulfone resins, polyamide resins, aromatic polyether ketone resins and the like can be used for the polymer porous membrane. Cellulose derivatives include cellulose acetate and cellulose nitrate. Examples of the polysulfone resin include polysulfone, polyethersulfone, and sulfated polysulfone. Examples of the aromatic polyether ketone resin include polyether ether ketone and polyallyl ether ketone. The thickness of the porous polymer membrane of the present invention is preferably 5 to 100 μm, more preferably 5 to 50 μm, and further preferably 10 to 20 μm. When the thickness is less than 5 μm, which is the lower limit value, there is a problem of light shielding properties and insufficient strength.

また、本発明における高分子多孔質膜の平均孔径は、好ましくは０．００１〜０．１μｍである。より好ましくは０．００５〜０．０１μｍである。これは、上記高分子多孔質膜の表面を電子顕微鏡により撮像し測定した値であり、外側と内側で小さいほうの値である。また、応答速度を促進したい場合には、上記平均孔径をたとえば０．０１〜０．０５μｍにすることが好ましい。   Moreover, the average pore diameter of the polymer porous membrane in the present invention is preferably 0.001 to 0.1 μm. More preferably, it is 0.005-0.01 micrometer. This is a value obtained by imaging and measuring the surface of the porous polymer membrane with an electron microscope, and is a smaller value on the outer side and the inner side. Moreover, when it is desired to accelerate the response speed, the average pore diameter is preferably set to 0.01 to 0.05 μm, for example.

また、本発明における高分子多孔質膜の物質透過速度（透過分子数／膜単位面積・単位時間）のグルコース／ウシ血清アルブミンの値が、１０〜無限大であることが好ましい。より好ましくは２０〜無限大、さらに好ましくは４０〜無限大である。初期物質透過速度は、透析膜の評価に通常用いられる拡散セルを用いた実験結果から算出した。実験条件は、単室容積が５０ｍＬ、試験膜の有効表面積が４．９ｃｍ２、温度は３７℃で行った。供与側セルには擬似体液組成液としてグルコース１００ｍｇ／ｍＬ（ｗ／ｖ）、ウシ血清アルブミン５％（ｗ／ｖ）のリン酸緩衝生理食塩水液溶液を入れ、受容側セルにはリン酸緩衝生理食塩水液溶液のみを入れ、各セル中のそれぞれの成分の濃度変化を一定時間ごとに測定した。 Moreover, it is preferable that the value of glucose / bovine serum albumin of the substance permeation rate (number of permeation molecules / membrane unit area / unit time) of the polymer porous membrane in the present invention is 10 to infinity. More preferably, it is 20 to infinity, and more preferably 40 to infinity. The initial substance permeation rate was calculated from the experimental results using a diffusion cell usually used for evaluation of dialysis membranes. The experimental conditions were a single chamber volume of 50 mL, an effective surface area of the test membrane of 4.9 cm 2 , and a temperature of 37 ° C. The donor cell contains a phosphate buffered saline solution of glucose 100 mg / mL (w / v) and bovine serum albumin 5% (w / v) as a simulated body fluid composition, and the recipient cell contains phosphate buffer. Only the physiological saline solution was added, and the concentration change of each component in each cell was measured at regular intervals.

光学分離層用基材３０２に、たとえばデキストランを用いる場合は、デキストラン溶液に不透明物質３０１を懸濁させ、架橋することによってデキストランの網目構造に不透明物質３０１を保持することができる。   When dextran, for example, is used for the optical separation layer substrate 302, the opaque substance 301 can be retained in the dextran network structure by suspending the opaque substance 301 in a dextran solution and crosslinking.

また光学分離層３は、被測定物質を透過させ、かつ少なくとも一種類以上の被測定物質以外の生体成分を透過させない機能を持つ。これには、光学分離層用基材３０２の分子量、架橋度、化学構造を制御し、光学分離層３中に適当な大きさの間隙を作ることによって得られる。その他に、物理的または化学的手法によって穿孔するなどの方法でもよい。   The optical separation layer 3 has a function of allowing the substance to be measured to pass therethrough and not allowing biological components other than at least one kind of the substance to be measured to pass. This can be obtained by controlling the molecular weight, the degree of crosslinking, and the chemical structure of the optical separation layer substrate 302 to create a gap of an appropriate size in the optical separation layer 3. In addition, a method such as drilling by a physical or chemical method may be used.

いくつかの生体成分は、蛍光指示薬２０１と被測定物質の相互作用や蛍光発光特性を妨害する。したがって、インジケータ層１においては、光学分離層３にそれらの生体成分を検出層２まで到達させない機能を持たせることは非常に有用となる。   Some biological components interfere with the interaction between the fluorescent indicator 201 and the substance to be measured and the fluorescence emission characteristics. Therefore, in the indicator layer 1, it is very useful to provide the optical separation layer 3 with a function of preventing those biological components from reaching the detection layer 2.

たとえば、血球類、生体由来の蛋白質や多糖類などを排除できる光学分離層３が好ましい。糖質やイオン類を被測定物質とするセンサーの場合、その分子量の違いを利用して、被測定物質のみを透過させ、血球や蛋白質を透過させない光学分離層３を作成することができる。   For example, the optical separation layer 3 that can exclude blood cells, biological proteins and polysaccharides is preferable. In the case of a sensor that uses a sugar or ion as a substance to be measured, the optical separation layer 3 that transmits only the substance to be measured and does not transmit blood cells or proteins can be created by utilizing the difference in molecular weight.

光学分離層用基材３０２としては、センサーを体内に埋込んだ際に、インジケータ層１の最外面となる光学分離層３自体が、その表面において種々の生体反応に起因して物性変化しないように、また、インジケータ層１が生体に与える影響を少なくするために、生体適合性に優れる高分子物質を用いることが好ましい。   As the optical separation layer substrate 302, when the sensor is embedded in the body, the optical separation layer 3 itself that is the outermost surface of the indicator layer 1 does not change its physical properties on the surface due to various biological reactions. In addition, in order to reduce the influence of the indicator layer 1 on the living body, it is preferable to use a polymer substance excellent in biocompatibility.

このような高分子物質としては、たとえば、デキストラン、セルロース誘導体、ポリアクリルアミド、ポリエチレングリコール、ポリビニルアルコール、セルロース、ポリサルホン系樹脂、ポリアミド系樹脂、芳香族ポリエーテルケトン樹脂などがあげられる。また生体適合性を向上させるため、さらにこれらの高分子物質の表面を改質したり化合物を結合させたりしてもよい。   Examples of such a polymer substance include dextran, cellulose derivatives, polyacrylamide, polyethylene glycol, polyvinyl alcohol, cellulose, polysulfone resin, polyamide resin, and aromatic polyether ketone resin. Further, in order to improve biocompatibility, the surface of these polymer substances may be further modified or a compound may be bound.

さらに、光学分離層３は、検出層２を劣化させ、また、蛍光特性を狂わせるおそれのある生体物質を透過させない機能を有する。具体的には、たとえば、生体中に存在し蛍光指示薬２０１を劣化させるおそれのあるラジカル、酸化性物質、還元性物質、または蛍光指示薬２０１の光分解を促進する物質などを不活性化、または吸着させて、これらの物質が検出層２に届かないようにする。これは、たとえば、蛍光指示薬２０１と被測定物質の相互作用に影響する生体物質が検出層２に到達すると、蛍光指示薬２０１の蛍光特性を変化させてしまったり、また蛍光や有色の生体物質自体が検出層２に到達して測定結果に狂いが生じることがある。そこで、このような物質を検出層２まで到達しないようにするのである。   Furthermore, the optical separation layer 3 has a function of deteriorating the detection layer 2 and not transmitting a biological substance that may disturb the fluorescence characteristics. Specifically, for example, a radical, an oxidizing substance, a reducing substance, or a substance that promotes photolysis of the fluorescent indicator 201 that exists in the living body and may deteriorate the fluorescent indicator 201 is inactivated or adsorbed. Thus, these substances are prevented from reaching the detection layer 2. This is because, for example, when a biological substance that affects the interaction between the fluorescent indicator 201 and the substance to be measured reaches the detection layer 2, the fluorescence characteristics of the fluorescent indicator 201 may change, or the fluorescent or colored biological substance itself may change. The measurement result may be upset by reaching the detection layer 2. Therefore, such a substance is prevented from reaching the detection layer 2.

これには、光学分離層用基材３０２にこれらの作用のある物質を付与したり、それ自体にこれらの作用を持った不透明物質３０１を使用する。   For this purpose, a substance having these functions is applied to the optical separation layer substrate 302, or an opaque substance 301 having these functions is itself used.

より具体的な例をあげると、光学分離層用基材３０２にビタミンＥ、ポリフエノール類、金属キレート類などを修飾または担持することにより可能となる。また、カーボンブラック、フラーレンおよびその誘導体を不透明物質３０１の一つとして用いることによってもこのような機能を得ることができる。さらには、光学分離層用基材３０２に抗酸化剤やラジカル賦活物質を修飾したり、また妨害物質を吸着する作用のある活性炭を不透明物質３０１の一つとして用いるなどでもよい。   As a more specific example, it becomes possible by modifying or carrying vitamin E, polyphenols, metal chelates, etc. on the optical separation layer substrate 302. Such a function can also be obtained by using carbon black, fullerene, or a derivative thereof as one of the opaque substances 301. Further, the optical separation layer substrate 302 may be modified with an antioxidant or a radical activator, or activated carbon having an action of adsorbing an interfering substance may be used as one of the opaque substances 301.

このように光学分離層３に被測定物質の検出に影響を及ぼす生体成分を不活性化、または吸着する機能を付与することは、正確で再現性のある測定結果を得るために有用である。   Thus, it is useful to obtain an accurate and reproducible measurement result by providing the optical separation layer 3 with a function of inactivating or adsorbing a biological component that affects the detection of a substance to be measured.

そしてこのような機能を光学分離層３に持たせることで、検出層２を保護し、被測定物質の検出、測定機能を長時間にわたり維持することができるようになる。   Further, by providing the optical separation layer 3 with such a function, the detection layer 2 can be protected, and the detection and measurement functions of the substance to be measured can be maintained for a long time.

なお、光学分離層３としては、理想的には、被測定物質のみを選択的に検出層まで透過させ、その他の生体物質は透過させないようにすることである。しかし、実際には被測定物質のみを選択的に透過させること非常に難しいか、被測定物質によって不可能である。そこで、本実施形態における光学分離層３においては、上述のように、検出層の蛍光を阻害したり、検出層２を劣化させるような生体物質を少なくとも１種類透過させないようにすることで、測定の正確性を向上させ、長期にわたる測定の安定性を得ることができるようにしているものである。   Note that, as the optical separation layer 3, ideally, only the substance to be measured is selectively transmitted to the detection layer and other biological substances are not transmitted. However, in practice, it is very difficult to selectively permeate only the substance to be measured, or it is impossible depending on the substance to be measured. Therefore, in the optical separation layer 3 according to the present embodiment, as described above, measurement is performed by preventing at least one kind of biological material that inhibits the fluorescence of the detection layer or deteriorates the detection layer 2 from passing therethrough. The accuracy of the measurement is improved, and the stability of measurement over a long period can be obtained.

光学分離層３と検出層２は、互いに化学結合していることが好ましい。化学結合とは共有結合、イオン結合、疎水結合などを指す。   The optical separation layer 3 and the detection layer 2 are preferably chemically bonded to each other. Chemical bonds refer to covalent bonds, ionic bonds, hydrophobic bonds, and the like.

光学分離層３と検出層２との結合は、光学分離層３に存在する活性基と検出層２に存在する活性基同士を結合させるような活性基を両端に持つ架橋剤を介して結合させる方法などで行うことができる。   The optical separation layer 3 and the detection layer 2 are bonded via a cross-linking agent having active groups at both ends that bind the active groups present in the optical separation layer 3 and the active groups present in the detection layer 2. It can be done by methods.

また、光学分離層３の光学分離層用基材３０２の架橋の際に同時に検出層２と化学結合を形成することもできる。   Further, a chemical bond with the detection layer 2 can be formed simultaneously with the crosslinking of the optical separation layer substrate 302 of the optical separation layer 3.

たとえば、最初に検出層２を形成した後、不透明物質３０１と架橋剤を含む光学分離層用基材３０２またはその前駆体を、検出層２に積層して反応させることによっても形成することができる。   For example, after forming the detection layer 2 first, the optical separation layer substrate 302 containing the opaque substance 301 and the crosslinking agent or a precursor thereof may be laminated on the detection layer 2 and reacted. .

たとえば、光学分離層用基材３０２にデキストランを用いる場合は、不透明物質３０１を懸濁したデキストラン溶液を検出層２に付加した後、架橋することによって不透明物質３０１の保持と検出層２への結合を同時に行うことができる。   For example, when dextran is used for the substrate 302 for the optical separation layer, the dextran solution in which the opaque substance 301 is suspended is added to the detection layer 2 and then crosslinked to retain the opaque substance 301 and bind to the detection layer 2. Can be performed simultaneously.

また、光学分離層用基材３０２に、高分子多孔質膜を用いる場合には、前記検出層の周囲に光学分離層用基材３０２の周辺部を樹脂用接着剤で接着させることができる。   When a polymer porous membrane is used for the optical separation layer substrate 302, the peripheral portion of the optical separation layer substrate 302 can be adhered to the periphery of the detection layer with a resin adhesive.

また、検出層２に存在する活性基に結合する活性基を有する重合化合物を用い、該重合性化合物を上記高分子多孔質膜の多孔構造内で重合させることによって、検出層２と光学分離層３との結合を形成することもできる。上記活性基を有する重合性化合物としては、エチレングリコールジグリシジルエーテルや、グリシジルメタクリレート、Ｎ，Ｎ’−メチレンビスアクリルアミド、Ｎ，Ｎ’−（１，２−ジヒドロキシエチレン）−ビスアクリルアミド，エチレングリコールジメタクリレート、エチレンジメタクリレートなどがある。   In addition, the detection layer 2 and the optical separation layer are obtained by polymerizing the polymerizable compound in the porous structure of the polymer porous membrane using a polymerization compound having an active group bonded to the active group present in the detection layer 2. A bond with 3 can also be formed. Examples of the polymerizable compound having an active group include ethylene glycol diglycidyl ether, glycidyl methacrylate, N, N′-methylenebisacrylamide, N, N ′-(1,2-dihydroxyethylene) -bisacrylamide, and ethylene glycol diester. There are methacrylate, ethylene dimethacrylate and the like.

なお、周辺部を接着するために用いる樹脂用接着剤としては、たとえばエポキシ系接着剤、シリコン系接着剤、アクリル系接着剤などが利用できる。   In addition, as an adhesive for resin used for bonding the peripheral portion, for example, an epoxy adhesive, a silicon adhesive, an acrylic adhesive, or the like can be used.

次に、このようなインジケータ層を用いた埋込型物質センサーについて説明する。   Next, an embedded material sensor using such an indicator layer will be described.

センサーは、原理的には、上述したように、励起光を発する光源４と、蛍光を受けるための光検出器５があればよいが、実際には、さらに、光検出器５の出力信号を増幅するアンプ、増幅後の信号処理を行うマイクロプロセッサ、外部へデータを送信するトランスミッタ、および電池などが必要である。そして、センサー自体は、センサーの全てを体内に埋め込むので、これらの部品を全て一つにパッケージしなければならない。   In principle, the sensor only needs to have the light source 4 that emits the excitation light and the photodetector 5 that receives the fluorescence as described above. An amplifier that amplifies, a microprocessor that performs signal processing after amplification, a transmitter that transmits data to the outside, and a battery are required. And since the sensor itself embeds all of the sensors in the body, all these parts must be packaged together.

完全埋込型センサーとする場合は、液密を保つことのできるパッケージに、蛍光検出系として少なくとも一種類以上波長の光を発する光源４と、少なくとも一種類以上の波長の光を検出することのできる光検出器５（光電変換素子）を内蔵する。   In the case of a fully embedded sensor, a light source 4 that emits light having at least one wavelength as a fluorescence detection system and a light having at least one wavelength can be detected in a package that can maintain liquid tightness. A possible photodetector 5 (photoelectric conversion element) is incorporated.

そして、パッケージの一部に本発明による体内物質測定用構成物であるインジケータ層１を設ける。このとき、光学分離層３側が生体に接触するよう外側に向けて配置し、内部の検出層２側に光源４からの励起光が照射され、検出層２からの蛍光が光検出器５に受けられるように、光源４および光検出器５を配置する。   And the indicator layer 1 which is the constituent for a body substance measurement by this invention is provided in a part of package. At this time, the optical separation layer 3 side is arranged outward so as to come into contact with the living body, the excitation light from the light source 4 is irradiated to the internal detection layer 2 side, and the fluorescence from the detection layer 2 is received by the photodetector 5. As shown, the light source 4 and the light detector 5 are arranged.

光源４としては、たとえば、発光ダイオードや半導体レーザなどを用いることができる。そして、この光源４からの励起光は、必要に応じて、光ファイバー、レンズ、鏡、プリズム、光学フィルターなどにより検出層２に照射されるようにする。一方、光検出器５は、光電変換素子であり、たとえば、フォトダイオード、フォトトランジスタなどを用いる。   As the light source 4, for example, a light emitting diode or a semiconductor laser can be used. And the excitation light from this light source 4 is made to irradiate the detection layer 2 with an optical fiber, a lens, a mirror, a prism, an optical filter etc. as needed. On the other hand, the photodetector 5 is a photoelectric conversion element, and uses, for example, a photodiode or a phototransistor.

そして、アンプ、マイクロプロセッサ、およびトランスミッタが、光検出器５からのアナログの電気信号を増幅して、デジタル信号に変換し、外部へ送信する。信号を外部に送信するためには、たとえば、アンテナをセンサーの内部または外部で液密に保たれた部分に設けて送信する。または、信号を経皮的に生体内に流して送信するようにしてもよい。   Then, the amplifier, the microprocessor, and the transmitter amplify the analog electrical signal from the photodetector 5, convert it to a digital signal, and transmit it to the outside. In order to transmit a signal to the outside, for example, an antenna is provided in a portion kept liquid-tight inside or outside the sensor and transmitted. Alternatively, the signal may be transmitted through the living body percutaneously.

より具体的な完全埋込型センサーの一例を説明する。   A more specific example of a fully embedded sensor will be described.

図４は完全埋込型センサーの外観を示す斜視図であり、図５は検出装置の内部構造を示す部分破断斜視図であり、図６は図４におけるＡ−Ａ線に沿う断面図であり、図７は図６に示した断面におけるインジケータ層、光学導波路、光検出器などの部分の拡大断面図ある。   4 is a perspective view showing the external appearance of the fully embedded sensor, FIG. 5 is a partially broken perspective view showing the internal structure of the detection device, and FIG. 6 is a sectional view taken along the line AA in FIG. 7 is an enlarged cross-sectional view of portions such as an indicator layer, an optical waveguide, and a photodetector in the cross section shown in FIG.

このセンサーは、外観上、その内部を液密に保つようにパッケージするハウジング１１と、インジケータ層１のみを露出させる窓部１２と、体外のシステムと通信するためのアンテナ部１３を有する。   This sensor has a housing 11 that is packaged so as to keep its inside liquid-tight in appearance, a window portion 12 that exposes only the indicator layer 1, and an antenna portion 13 that communicates with a system outside the body.

センサー内部は、体内の体液と接触し、被測定物質の濃度を感知するインジケータ層１と、内部を液密に保つために窓部１２を塞ぐように設けられ、インジケータ層１が密着されている透明層２２と、励起光を発する光源２３と、光源２３からの光をインジケータ層１まで導く光学導波路２４と、インジケータ層１からの蛍光を検出する光検出器２５と、光検出器２５からの信号データを処理する集積回路２６と、内部の電源である電池２７が搭載されている。   The inside of the sensor is in contact with the bodily fluid in the body and senses the concentration of the substance to be measured, and is provided so as to close the window 12 in order to keep the inside liquid-tight, and the indicator layer 1 is in close contact with the sensor layer. From the transparent layer 22, the light source 23 that emits excitation light, the optical waveguide 24 that guides the light from the light source 23 to the indicator layer 1, the photodetector 25 that detects the fluorescence from the indicator layer 1, and the photodetector 25 An integrated circuit 26 that processes the signal data and a battery 27 that is an internal power source are mounted.

インジケータ層１は、液体を通さない透明な透明層２２のさらに外側に密接させて配置されている。透明層２２はハウジング１１とともに、センサー内部を外部から液密に保つ。ハウジング１１は、たとえば、チタンなどの生体適合性に優れた素材を用いることが好ましい。   The indicator layer 1 is disposed in close contact with the outer side of the transparent transparent layer 22 that does not allow liquid to pass through. The transparent layer 22 keeps the inside of the sensor liquid-tight with the housing 11 from the outside. The housing 11 is preferably made of a material having excellent biocompatibility such as titanium.

このセンサーは、光源２３からの光を発光部となる光学導波路２４を通して導き、インジケータ層１に対して励起光として照射することで、インジケータ層１が、体内の被測定物質濃度に応じた蛍光を呈し、その蛍光が光検出器２５によって電気信号に変換される。   This sensor guides the light from the light source 23 through the optical waveguide 24 serving as a light emitting unit, and irradiates the indicator layer 1 as excitation light, so that the indicator layer 1 is fluorescent according to the concentration of the substance to be measured in the body. The fluorescence is converted into an electric signal by the photodetector 25.

光学導波路２４は、インジケータ層１と光検出器２５の間に挟まるように設置されている。光学導波路２４は、たとえば、光ファイバーなどである。   The optical waveguide 24 is installed so as to be sandwiched between the indicator layer 1 and the photodetector 25. The optical waveguide 24 is, for example, an optical fiber.

この光学導波路２４には、光検出器２５側に凹形状の遮光層４１が設けられている。この遮光層４１は、たとえば、ステンレスパイプなどの金属パイプを図示するように、光学導波路２４の光検出器２５側を覆うように加工したもの、また、光学導波路２４の光検出器２５側のみをメッキ加工したものなどである。なお、遮光層４１の内面４３（すなわち、光学導波路２４側）は、光を反射することが好ましい。   The optical waveguide 24 is provided with a concave light shielding layer 41 on the photodetector 25 side. The light shielding layer 41 is, for example, a metal pipe such as a stainless steel pipe processed so as to cover the optical detector 24 side of the optical waveguide 24, or the optical waveguide 24 side of the optical detector 25. It is the one that only plated. The inner surface 43 of the light shielding layer 41 (that is, the optical waveguide 24 side) preferably reflects light.

このような光学導波路２４によって光源２３から導かれた光は、遮光層４１により光検出器２５側へは照射されず、インジケータ層１にのみ照射される。   The light guided from the light source 23 by such an optical waveguide 24 is not irradiated to the photodetector 25 side by the light shielding layer 41, but is irradiated only to the indicator layer 1.

光検出器２５は、インジケータ層１からの蛍光を受け、受光した光の量に応じた電気信号に変換する受光素子である。   The photodetector 25 is a light receiving element that receives fluorescence from the indicator layer 1 and converts it into an electrical signal corresponding to the amount of received light.

透明層２２と光検出器２５間には、適度な間隔３２が設けられている。この間隔３２の部分は、ほぼ屈折率が１の空気あるいは窒素ガスなどの気体を充填しておく。   An appropriate distance 32 is provided between the transparent layer 22 and the photodetector 25. The space 32 is filled with air having a refractive index of approximately 1 or a gas such as nitrogen gas.

インジケータ層１中の検出層２は、励起光を受け取り、被測定物質の濃度に応じた蛍光を呈し、拡散光として周囲に放射する。放射された蛍光は、透明層２２を通過し、隙間を経由し、光検出器２５に照射されて電気信号に変換される。このとき、光学導波路２４から放射された光は、光検出器２５とは逆方向のインジケータ層１にのみ放射され、その結果、光検出器２５に直接励起光が照射されることはない。   The detection layer 2 in the indicator layer 1 receives the excitation light, exhibits fluorescence according to the concentration of the substance to be measured, and radiates it as diffused light to the surroundings. The emitted fluorescence passes through the transparent layer 22, passes through the gap, is irradiated onto the photodetector 25, and is converted into an electrical signal. At this time, the light emitted from the optical waveguide 24 is emitted only to the indicator layer 1 in the direction opposite to the photodetector 25, and as a result, the photodetector 25 is not directly irradiated with the excitation light.

一方、透明層２２の光検出器２５側の面は、ほぼ屈折率が１の空気あるいは窒素ガス等の気体に接触している。したがって、透明層２２とインジケータ層１との間の界面４４での励起光の全反射角は、反対側の透明層２２の界面４５での全反射角より必ず大きくなり、その結果、界面４４で全反射した励起光が光検出器２５に照射されることが実質的に回避され、光検出器２５は、照射される光の成分中、インジケータ層１からの蛍光成分を効率的に受けることができるのである。   On the other hand, the surface of the transparent layer 22 on the side of the photodetector 25 is in contact with a gas having a refractive index of approximately 1, such as air or nitrogen gas. Therefore, the total reflection angle of the excitation light at the interface 44 between the transparent layer 22 and the indicator layer 1 is necessarily larger than the total reflection angle at the interface 45 of the opposite transparent layer 22, and as a result, at the interface 44. It is substantially avoided that the totally reflected excitation light is irradiated on the photodetector 25, and the photodetector 25 can efficiently receive the fluorescence component from the indicator layer 1 among the components of the irradiated light. It can be done.

集積回路２６は、アンプ、マイクロプロセッサ、およびトランスミッタを一つとしたものである。集積回路２６は、光検出器２５からの電気信号を処理し、一時記憶して、適時、ハウジング外面に設置されたアンテナ部１３から体外のシステムに送信する。   The integrated circuit 26 includes an amplifier, a microprocessor, and a transmitter. The integrated circuit 26 processes the electrical signal from the photodetector 25, temporarily stores it, and transmits it to the system outside the body from the antenna unit 13 installed on the outer surface of the housing as appropriate.

アンテナ部１３は、その内部にはアンテナ用コイル２８が体液と接触しないように樹脂等に包埋されて設けられる。   The antenna unit 13 is provided inside the antenna unit 13 so as to be embedded in a resin or the like so that the antenna coil 28 does not come into contact with body fluid.

なお、ハウジング１１内部は、ハウジング１１の窓部１２の周囲に接着剤５０によって透明層２２が固着されており、集積回路２６や検出器２５がスペーサー基板５１上に配置され、このスペーサー基板５１がスペーサー５２によって支持されることで、検出器２５と透明層２２との間に所定の間隔３２を保つようにしている。このように、スペーサー基板５１とスペーサー５２によって検出器２５と透明層２２との間に所定の間隔３２を保つようにすることで、ハウジング１１を形成する部材として金属以外の樹脂によるソフトパッケージを用いた場合でも、所定の間隔３２を常に維持することが可能となる。   In the housing 11, the transparent layer 22 is fixed around the window portion 12 of the housing 11 with an adhesive 50, and the integrated circuit 26 and the detector 25 are disposed on the spacer substrate 51. By being supported by the spacer 52, a predetermined interval 32 is maintained between the detector 25 and the transparent layer 22. As described above, by maintaining the predetermined distance 32 between the detector 25 and the transparent layer 22 by the spacer substrate 51 and the spacer 52, a soft package made of resin other than metal is used as a member for forming the housing 11. Even if there is, it is possible to always maintain the predetermined interval 32.

次に実施例によって本発明をさらに説明する。   The following examples further illustrate the invention.

（実施例１）
グルコース測定用インジケータ層の作成１
（１）蛍光指示薬「９，１０−ビス（（Ｎ−メチル−Ｎ−（オルト−ボロノベンジル）アミノ）メチル）アントラセン−２−カルボン酸」の合成
Ａ．メチル−９，１０−ビス（ブロモメチル）アントラセン−２−カルボン酸の合成
メチル−９，１０−ジメチルアントラセン−２−カルボン酸３６０ｍＬ、Ｎ−ブロモスクシンイミド５４０ｍｇ、および過酸化ベンゾイル５ｍｇを、クロロホルム４ｍＬと四塩化炭素１０ｍＬの混合物に加え、２時間加熱還流を行った。溶媒を除去後、残渣をメタノールで抽出し、４３０ｍｇのメチル−９，１０−ビス（ブロモメチル）アントラセン−２−カルボン酸を得た。 Example 1
Creating an indicator layer for glucose measurement 1
(1) Synthesis of fluorescent indicator “9,10-bis ((N-methyl-N- (ortho-boronobenzyl) amino) methyl) anthracene-2-carboxylic acid” Synthesis of methyl-9,10-bis (bromomethyl) anthracene-2-carboxylic acid 360 mL methyl-9,10-dimethylanthracene-2-carboxylic acid, 540 mg N-bromosuccinimide, and 5 mg benzoyl peroxide were mixed with 4 mL chloroform and 4 The mixture was added to a mixture of 10 mL of carbon chloride and heated to reflux for 2 hours. After removing the solvent, the residue was extracted with methanol to obtain 430 mg of methyl-9,10-bis (bromomethyl) anthracene-2-carboxylic acid.

Ｂ．メチル−９，１０−ビス（アミノメチル）アントラセン−２−カルボン酸の合成
前記Ａで得られたメチル−９，１０−ビス（ブロモメチル）アントラセン−２−カルボン酸４００ｍｇを６０ｍＬのクロロホルムに湯お買いし、２Ｍのメチルアミンのメタノール溶液８ｍＬを加え、室温で４時間攪拌した。溶媒除去後、メタノール／クロロホルムを溶離液とするシリカゲルカラムで精製し、メチル−９，１０−ビス（アミノメチル）アントラセン−２−カルボン酸２３５ｍｇを得た。 B. Synthesis of methyl-9,10-bis (aminomethyl) anthracene-2-carboxylic acid 400 mg of methyl-9,10-bis (bromomethyl) anthracene-2-carboxylic acid obtained in A above was purchased in 60 mL of chloroform. Then, 8 mL of a 2M methylamine methanol solution was added, and the mixture was stirred at room temperature for 4 hours. After removing the solvent, the residue was purified by a silica gel column using methanol / chloroform as an eluent to obtain 235 mg of methyl-9,10-bis (aminomethyl) anthracene-2-carboxylic acid.

Ｃ．９，１０−ビス（（Ｎ−メチル−Ｎ−（オルト−ボロノベンジル）アミノ）メチル）アントラセン−２−カルボン酸の合成
前記Ｂで得られたメチル−９，１０−ビス（アミノメチル）アントラセン−２−カルボン酸２００ｍｇ、２−（２−ブロモメチルフェニル）−１，３−ジオキサボリナン７００ｍｇ、Ｎ，Ｎ―ジイソプロピルエチルアミン０．３５ｍＬを３ｍＬのジメチルホルムアミドに溶解し、室温で１６時間攪拌した。溶媒除去後、メタノール／クロロホルムを溶離液とするシリカゲルカラムで精製し、メチルエステル１９４ｍｇを得た。 C. Synthesis of 9,10-bis ((N-methyl-N- (ortho-boronobenzyl) amino) methyl) anthracene-2-carboxylic acid Methyl-9,10-bis (aminomethyl) anthracene-2 obtained in B -Carboxylic acid 200 mg, 2- (2-bromomethylphenyl) -1,3-dioxaborinane 700 mg, N, N-diisopropylethylamine 0.35 mL was dissolved in 3 mL dimethylformamide and stirred at room temperature for 16 hours. After removing the solvent, the residue was purified by a silica gel column using methanol / chloroform as an eluent to obtain 194 mg of methyl ester.

これを５ｍＬのメタノールに溶解し、４Ｎの水酸化ナトリウム１ｍＬを加えて、室温で１０時間攪拌した。その後、塩酸で中和し、ゲルろ過によって無機塩を除去し、９，１０−ビス（（Ｎ−メチル−Ｎ−（オルト−ボロノベンジル）アミノ）メチル）アントラセン−２−カルボン酸１８０ｇ得た。   This was dissolved in 5 mL of methanol, 1 mL of 4N sodium hydroxide was added, and the mixture was stirred at room temperature for 10 hours. Then, it neutralized with hydrochloric acid, the inorganic salt was removed by gel filtration, and 180 g of 9,10-bis ((N-methyl-N- (ortho-boronobenzyl) amino) methyl) anthracene-2-carboxylic acid was obtained.

得られた９，１０−ビス（（Ｎ−メチル−Ｎ−（オルト−ボロノベンジル）アミノ）メチル）アントラセン−２−カルボン酸は、融点１２１℃、ＤＭＳＯ−ｄ６中の１Ｈ−ＮＭＲデータは、２．１５ｐｐｍ（ｄ，６Ｈ，Ｎ−ＣＨ３）、４．１０ｐｐｍ（ｍ，４Ｈ，Ｎ−ＣＨ２−ｂｅｎｚｅｎｅ）、４．４５ｐｐｍ（ｍ，４Ｈ，Ｎ−ＣＨ２−ａｎｔｈｒａｃｅｎｅ）、７．５５−８．９０ｐｐｍ（ｍ，１５Ｈ，Ｎ−ＣＨ２−ａｒｏｍａｔｉｃ）であった。 The resulting 9,10-bis ((N-methyl-N- (ortho-boronobenzyl) amino) methyl) anthracene-2-carboxylic acid has a melting point of 121 ° C. and 1 H-NMR data in DMSO-d 6 is 2.15 ppm (d, 6 H, N—CH 3 ), 4.10 ppm (m, 4 H, N—CH 2 -benzene), 4.45 ppm (m, 4 H, N—CH 2 -anthracene), 7.55- It was 8.90 ppm (m, 15 H, N—CH 2 -aromatic).

上記蛍光指示薬の作成過程の反応を示す化学式を下記に示す。   The chemical formula showing the reaction in the preparation process of the fluorescent indicator is shown below.

Figure 2005315871
Figure 2005315871

（２）グルコース測定用検出層の作成
エチレングリコールジグリシジルエーテル１．２５ｇを４ｍＬのジメチルスルホキシドに溶解させ、さらに６０ｍｇの水酸化ナトリウムを含む１６ｍＬの蒸留水を加え、１０ｃｍ×ｌ０ｃｍの浅い角型ステンレス容器に入れた。 (2) Preparation of detection layer for glucose measurement 1.25 g of ethylene glycol diglycidyl ether was dissolved in 4 mL of dimethyl sulfoxide, and 16 mL of distilled water containing 60 mg of sodium hydroxide was added, and 10 cm × 10 cm shallow square stainless steel Placed in a container.

この容器内に、１０ｃｍ四方に切断した再生セルロース膜（Ｃｕｐｒｏｐｈａｎ）を静かに浸し、室温で２０分反応した後反応液を除去し、４０ｍＬの蒸留水で静かに４回洗浄を行った。   A regenerated cellulose membrane (Cuprophan) cut into 10 cm square was gently immersed in this container, reacted at room temperature for 20 minutes, then the reaction solution was removed, and gently washed 4 times with 40 mL of distilled water.

続いて、同様の容器に入れた２０ｍＬの４．２％（ｗ／ｖ）１，６‐へキサンジアミン水溶液に浸し、室温で２時間反応した後反応液を除去し、４０ｍＬの蒸留水で４回、２０ｍＬのジメチルホルムアミドで２回静かに洗浄を行い活性化セルロース膜を得た。   Subsequently, the sample was immersed in 20 mL of 4.2% (w / v) 1,6-hexanediamine aqueous solution in the same container, reacted at room temperature for 2 hours, then the reaction solution was removed, and 4 mL with 40 mL of distilled water. This was gently washed twice with 20 mL of dimethylformamide to obtain an activated cellulose membrane.

上記（１）で得られた９，１０−ビス（（Ｎ−メチル−Ｎ−（オルト−ボロノベンジル）アミノ）メチル）アントラセン−２−カルボン酸２０ｍｇ、１−（３−（ジメチルアミノ）プロピル）‐３−エチルカルボジイミド１２ｍｇ、１−ヒドロキシベンゾトリアゾール８ｍｇをジメチルホルムアミド１０ｍＬに溶解して同様の容器に取り、上記反応で作成した活性化セルロース膜を浸す。   9,10-bis ((N-methyl-N- (ortho-boronobenzyl) amino) methyl) anthracene-2-carboxylic acid 20 mg, 1- (3- (dimethylamino) propyl)-obtained in (1) above 12 mg of 3-ethylcarbodiimide and 8 mg of 1-hydroxybenzotriazole are dissolved in 10 mL of dimethylformamide and taken in the same container, and the activated cellulose membrane prepared by the above reaction is immersed therein.

室温で１７時間反応させた後、２０ｍＬのジメチルホルムアミドで３回、４０ｍＬの０．０１Ｎ塩酸で２回、４０ｍＬの蒸留水で３回洗浄し、５０ｍＭのリン酸緩衝液（ｐＨ＝７，０）に１０時間以上浸漬洗浄した。   After reacting at room temperature for 17 hours, it was washed 3 times with 20 mL of dimethylformamide, twice with 40 mL of 0.01N hydrochloric acid and 3 times with 40 mL of distilled water, and then 50 mM phosphate buffer (pH = 7.0) For 10 hours or more.

（３）インジケータ層の作成
デキストラン７ｇを１７５ｍＬの蒸留水に５０℃で撹拝溶解させ、さらにカーボンブラック５ｇを加えた後、均一に分散するまで超音波処理を行った。そこに５０％水酸化ナトリウム水溶液３．５ｍＬとエチレングリコールジグリシジルエーテル６．５ｇを加え、４５℃で３０分間撹幹を行った。このようにして得られた溶液が、光学分離層を形成するための前駆体となる。この段階で、デキストランの架橋、重合、および官能基の導入が部分的に生じる。 (3) Preparation of indicator layer 7 g of dextran was stirred and dissolved in 175 mL of distilled water at 50 ° C., and 5 g of carbon black was added, followed by sonication until uniformly dispersed. Thereto, 3.5 mL of a 50% aqueous sodium hydroxide solution and 6.5 g of ethylene glycol diglycidyl ether were added, and the mixture was stirred at 45 ° C. for 30 minutes. The solution thus obtained becomes a precursor for forming the optical separation layer. At this stage, dextran crosslinking, polymerization, and functional group introduction occur in part.

この溶液をさらに２３０ｍＬの蒸留水を加えてよく撹拝した後、この混合溶液を噴霧器に投入した。   The solution was further stirred by adding 230 mL of distilled water, and the mixed solution was put into a sprayer.

上記（２）で作成したグルコース測定用検出層を平らなガラス板に固定し、上記混合溶液を均一に噴霧し、さらに４５℃のオーブンで３０分乾燥を行って光学分離層を形成した。この加熱乾燥により、デキストラン内部における架橋、重合がさらに進行して網目構造ができあがると共に、検出層との結合が行われる。これにより本発明に係るインジケータ層となる薄膜を得た。   The glucose measurement detection layer prepared in the above (2) was fixed to a flat glass plate, the mixed solution was sprayed uniformly, and further dried in an oven at 45 ° C. for 30 minutes to form an optical separation layer. By this heat drying, cross-linking and polymerization inside the dextran further progress to complete a network structure and bond with the detection layer. This obtained the thin film used as the indicator layer based on this invention.

（実施例２）
グルコース測定用インジケータ層の作成２
Ａ．検出層の作成
８ｇの過塩素酸水溶液（有効塩素濃度５％）と、５ｍＬの１２Ｎ水酸化ナトリウム水溶液を蒸留水１５ｍＬと混合し、１０ｃｍ×１０ｃｍの浅い角型ステンレス容器に取り、０℃に冷却した。この容器内に、１０ｃｍ四方に切断したポリアクリルアミド膜を静かに浸し、−５℃で２時間反応させた。 (Example 2)
Preparation of indicator layer for glucose measurement 2
A. Preparation of detection layer 8 g of perchloric acid aqueous solution (effective chlorine concentration 5%) and 5 mL of 12N sodium hydroxide aqueous solution are mixed with 15 mL of distilled water, taken into a 10 cm × 10 cm shallow square stainless steel container, and cooled to 0 ° C. did. A polyacrylamide membrane cut into a 10 cm square was gently immersed in this container and reacted at −5 ° C. for 2 hours.

反応液を除去し、４０ｍＬの蒸留水で４回、２０ｍＬのジメチルホルムアミドで２回静かに洗浄を行い、活性化ポリアクリルアミド膜を得た。   The reaction solution was removed and washed gently 4 times with 40 mL distilled water and twice with 20 mL dimethylformamide to obtain an activated polyacrylamide membrane.

実施例１で合成した９，１０−ビス（（Ｎ−メチル−Ｎ−（オルト−ボロノベンジル）アミノ）メチル）アントラセン−２−カルボン酸２０ｍｇ、１−（３−（ジメチルアミノ）プロピル）‐３−エチルカルボジイミド１２ｍｇ、１−ヒドロキシベンゾトリアゾール８ｍｇをジメチルホルムアミド１０ｍＬに溶解して同様の容器に取り、上記反応で作成した活性化ポリアクリルアミド膜を浸す。   9,10-bis ((N-methyl-N- (ortho-boronobenzyl) amino) methyl) anthracene-2-carboxylic acid 20 mg, 1- (3- (dimethylamino) propyl) -3- synthesized in Example 1 12 mg of ethylcarbodiimide and 8 mg of 1-hydroxybenzotriazole are dissolved in 10 mL of dimethylformamide and taken in the same container, and the activated polyacrylamide membrane prepared by the above reaction is immersed therein.

室温で１７時間反応させた後、２０ｍＬのジメチルホルムアミドで３回、４０ｍＬの０．０１Ｎ塩酸で２回、４０ｍＬの蒸留水で３回洗浄し、５０ｍＭのリン酸緩衝液（ｐＨ＝７．０）に１０時間以上浸潰洗浄した。   After reacting at room temperature for 17 hours, it was washed 3 times with 20 mL of dimethylformamide, twice with 40 mL of 0.01N hydrochloric acid and 3 times with 40 mL of distilled water, and then 50 mM phosphate buffer (pH = 7.0). For 10 hours or more.

Ｂ．光学分離層の検出層への付与
デキストラン７ｇを１７５ｍＬの蒸留水に５０℃で撹拝溶解させ、さらにカーボンブラック５ｇを加えた後、均一に分散するまで超音波処理を行った。そこに、５０％水酸化ナトリウム水溶液３．５ｍＬとエチレングリコールジグリシジルエーテル６．５ｇを加え、４５℃で３０分問撹幹し、光学分離層となる前駆体を得た。さらにこの溶液を２３０ｍＬの蒸留水を加えて、この混合溶液を噴霧器に入れた。 B. Application of optical separation layer to detection layer 7 g of dextran was stirred and dissolved in 175 mL of distilled water at 50 ° C., and 5 g of carbon black was added, followed by sonication until evenly dispersed. Thereto, 3.5 mL of a 50% aqueous sodium hydroxide solution and 6.5 g of ethylene glycol diglycidyl ether were added, and the mixture was stirred at 45 ° C. for 30 minutes to obtain a precursor serving as an optical separation layer. Further, 230 mL of distilled water was added to this solution, and this mixed solution was put in a sprayer.

前記Ａで作成した検出層を平らなガラス板に固定し、上記混合溶液を均一に噴霧し、さらに４５℃のオーブンで３０分乾燥を行って光学分離層を形成し、本発明に係るインジケータ層となる薄膜を得た。   The detection layer prepared in A is fixed to a flat glass plate, the mixed solution is uniformly sprayed, and further dried in an oven at 45 ° C. for 30 minutes to form an optical separation layer. The indicator layer according to the present invention A thin film was obtained.

（実施例３）
グルコース測定用インジケータ層の作成３
デキストラン７ｇを１７５ｍＬの蒸留水に５０℃で撹持溶解させ、さらにフラーレン５ｇを加えた後、均一に分散するまで超音波処理を行った。それに５０％水酸化ナトリウム水溶液３．５ｍＬとエチレングリコールジグリシジルエーテル６．５ｇを加え、４５℃で３０分問攪拌し、光学分離層となる前駆体を得た。さらにこの溶液を２３０ｍＬの蒸留水を加えて、この混合溶液を噴霧器に入れる。 Example 3
Preparation of indicator layer for glucose measurement 3
7 g of dextran was stirred and dissolved in 175 mL of distilled water at 50 ° C., and 5 g of fullerene was further added, followed by sonication until it was uniformly dispersed. Thereto were added 3.5 mL of a 50% aqueous sodium hydroxide solution and 6.5 g of ethylene glycol diglycidyl ether, and the mixture was stirred at 45 ° C. for 30 minutes to obtain a precursor serving as an optical separation layer. Further, 230 mL of distilled water is added to the solution, and the mixed solution is put into a sprayer.

前記実施例１の（２）で作成したグルコース測定用検出層を平らなガラス板に固定し、上記混合溶液を均一に噴霧し、さらに４５℃のオーブンで３０分乾燥を行って光学分離層を形成し、本発明に係るインジケータ層となる薄膜を得た。   The glucose measurement detection layer prepared in (2) of Example 1 was fixed on a flat glass plate, the above mixed solution was sprayed uniformly, and further dried in an oven at 45 ° C. for 30 minutes to form an optical separation layer. A thin film was formed to be an indicator layer according to the present invention.

（実施例４）
グルコース測定用インジケータ層の作成４
セルロースジアセテート２０ｇをジメチルホルムアミド１５０ｇに溶解し、トリエチレングリコール５０ｇを加え、さらにカーボンブラック６ｇを加えて均一になるまで攪拌分散を行った。得られたスラリーを５０μｍのクリアランスに調整したアプリケーターを用いてガラス平板上にキャストし、３０％ＤＭＦ水溶液中で凝固させ、さらに５％グリセリン水溶液中に浸漬し、ガラス平板より剥離した膜を回収して５％グリセリン水溶液で十分洗浄した後、室温で２４時間乾燥し、光学分離層を得た。電子顕微鏡により観察された膜表面の平均孔径は０．０１μｍであり、グルコース透過速度／ウシ血清アルブミン透過速度は７１．６であった。 Example 4
Preparation of indicator layer for glucose measurement 4
20 g of cellulose diacetate was dissolved in 150 g of dimethylformamide, 50 g of triethylene glycol was added, and 6 g of carbon black was further added and stirred and dispersed until uniform. The obtained slurry was cast on a glass plate using an applicator adjusted to a clearance of 50 μm, solidified in a 30% DMF aqueous solution, further immersed in a 5% glycerin aqueous solution, and the film peeled off from the glass plate was collected. After sufficiently washing with a 5% glycerin aqueous solution, it was dried at room temperature for 24 hours to obtain an optical separation layer. The average pore diameter of the membrane surface observed by an electron microscope was 0.01 μm, and the glucose transmission rate / bovine serum albumin transmission rate was 71.6.

前記実施例１の（２）で作成したグルコース測定用検出層を平らなガラス板に固定し、検出層より大きめに切り抜いた光学分離層を積層して周囲（外周端から０．５〜１ｍｍの部分）をエポキシ系接着剤で固定し、本発明に係るインジケータ層となる薄膜を得た。   The detection layer for glucose measurement prepared in (2) of Example 1 was fixed to a flat glass plate, and an optical separation layer cut out larger than the detection layer was laminated, and the periphery (0.5 to 1 mm from the outer peripheral edge) was laminated. Part) was fixed with an epoxy adhesive to obtain a thin film to be an indicator layer according to the present invention.

（評価１）
インジケータ層のグルコース応答性の評価
インジケータ層のグルコース応答性評価を行った。なお、比較のために実施例１の（２）で作成したグルコース測定用検出層のみを用いたインジケータ層（すなわち光学分離層のないもの）を比較例とした（以下比較例は同様のものである）。 (Evaluation 1)
Evaluation of the glucose response of the indicator layer The glucose response of the indicator layer was evaluated. For comparison, an indicator layer using only the glucose measurement detection layer prepared in (2) of Example 1 (that is, the one without an optical separation layer) was used as a comparative example (hereinafter, the comparative examples are the same). is there).

この評価は、インジケータ層を評価装置に固定し、血漿中で蛍光強度のグルコース濃度に対する応答性を評価した。   In this evaluation, the indicator layer was fixed to the evaluation apparatus, and the response of the fluorescence intensity to the glucose concentration in plasma was evaluated.

図８は、インジケータ層のグルコース応答性を評価するための評価装置の構造を示す概略図である。   FIG. 8 is a schematic diagram showing the structure of an evaluation apparatus for evaluating the glucose responsiveness of the indicator layer.

この評価装置は、インジケータ層１を固定し内部に液体を循環することのできるフローセル５１と、フローセル５１のインジケータ層１を固定した面に励起光を照射するための光源４と、インジケータ層１からの蛍光放射光を受光する光検出器５と、を有する。なお、実際の装置においては、光源４から励起光は、光源となる発光ダイオードなどから光ファイバーによって導かれた光がインジケータ層に向かって照射されるようになっている。また、光検出器５はインジケータ層の蛍光を光ファイバーによって受光して、蛍光分光光度計まで導くようになっている。ここで、励起波長は３８０ｎｍ、測定波長は４４０ｎｍを用いた。   This evaluation apparatus includes a flow cell 51 capable of fixing the indicator layer 1 and circulating a liquid therein, a light source 4 for irradiating excitation light onto the surface of the flow cell 51 on which the indicator layer 1 is fixed, and the indicator layer 1. And a photodetector 5 for receiving the fluorescence emission light. In an actual apparatus, the excitation light from the light source 4 is irradiated toward the indicator layer by light guided by an optical fiber from a light emitting diode or the like serving as the light source. The photodetector 5 receives the fluorescence of the indicator layer with an optical fiber and guides it to the fluorescence spectrophotometer. Here, the excitation wavelength was 380 nm and the measurement wavelength was 440 nm.

図９は、実施例１、２、４および比較例で作成されたインジケータ層のグルコース応答性評価の結果を示すグラフである。   FIG. 9 is a graph showing the results of the glucose responsiveness evaluation of the indicator layers created in Examples 1, 2, 4 and the comparative example.

検出層の検出層用基材がセルロースである実施例１、検出層の検出層用基材がポリアクリルアミドである実施例２、および検出層用基材がセルロースである実施例４のインジケータ層は、いずれも良好なグルコース応答性を示したが、光学分離層がない比較例はほとんど応答性がなかった。   Example 1 in which the detection layer substrate of the detection layer is cellulose, Example 2 in which the detection layer substrate of the detection layer is polyacrylamide, and Example 4 in which the detection layer substrate is cellulose are the indicator layers. Both showed good glucose responsiveness, but the comparative example without the optical separation layer had almost no responsiveness.

これは、比較例においては、光学分離層がないため血漿中の物質が検出層の蛍光指示薬との相互作用を妨害し、発生する蛍光を効率よく収集できないため、または光学分離層がないために蛍光指示薬以外から由来の光を拾ったなどの理由によるものと考えられる。   This is because, in the comparative example, since there is no optical separation layer, substances in plasma interfere with the interaction with the fluorescent indicator in the detection layer, and the generated fluorescence cannot be collected efficiently, or there is no optical separation layer. This is probably because light from a source other than the fluorescent indicator was picked up.

以上のように、このように、本発明を適用した実施例１および２では光学分離層を用いることで、確実にグルコースを測定できることがわかる。   As described above, it can be seen that in Examples 1 and 2 to which the present invention is applied, glucose can be reliably measured by using the optical separation layer.

（評価２）
インジケータ層の励起光および蛍光遮蔽効果の評価
インジケータ層を前記評価装置に固定して４０５ｎｍの励起光を当て、センサー上面の光学分離層側に配置した光検出器によって励起光および蛍光の漏れを測定した。光検出器には、３６０ｎｍから５００ｎｍまでの光を連続して感知することができるものを用いた。 (Evaluation 2)
Evaluation of the excitation light and fluorescence shielding effect of the indicator layer The indicator layer is fixed to the evaluation device and irradiated with excitation light of 405 nm, and the leakage of excitation light and fluorescence is measured by a photodetector arranged on the optical separation layer side of the upper surface of the sensor. did. A photodetector capable of continuously sensing light from 360 nm to 500 nm was used.

実施例１、２および４で作成されたインジケータ層、および比較例のインジケータ層を用いて比較評価を行った。   Comparative evaluation was performed using the indicator layers prepared in Examples 1, 2, and 4 and the indicator layer of the comparative example.

図１０は、実施例１、２、４および比較例の光漏れ評価の結果を示すグラフである。なお、光の漏れは光学分離層のない比較例の検出層を測定した結果（測定値）を１００として相対値で示した。   FIG. 10 is a graph showing the results of light leakage evaluation of Examples 1, 2, and 4 and the comparative example. The light leakage was shown as a relative value, with the result (measurement value) obtained by measuring the detection layer of the comparative example having no optical separation layer as 100.

図示するように、比較例に対して実施例１、２、および４で作成されたインジケータ層は、光漏れがほとんどないことがわかる。このことは、このインジケータ層を体内埋込型センサーに用いた場合に、その外側に位置する光学分離層が有効に光を遮敵するできることを示している。したがって、たとえば、励起光としてセンサー内部で紫外線などを用いる場合には、紫外線がセンサー外へ漏れて生体組織へ影響を与えることを防止することができる。また逆に生体内に埋め込まれたセンサーに生体組織を透過した光が入り込んで蛍光検出が妨害されるのを防止することができる。   As shown in the figure, it can be seen that the indicator layers prepared in Examples 1, 2, and 4 with respect to the comparative example have almost no light leakage. This indicates that, when this indicator layer is used for an implantable sensor, the optical separation layer located outside thereof can effectively block light. Therefore, for example, when ultraviolet light or the like is used as the excitation light inside the sensor, it is possible to prevent the ultraviolet light from leaking out of the sensor and affecting the living tissue. On the contrary, it is possible to prevent the fluorescence detection from being disturbed by the light transmitted through the living tissue entering the sensor embedded in the living body.

（評価３）
インジケータ層の経時的変化の評価
インジケータ層の光学分離層側のみを１００ｍｇ／ｄｌのグルコースを含有する血漿と４℃で連続的に接触させ、経時的に蛍光強度を測定して蛍光強度変化を評価した。 (Evaluation 3)
Evaluation of change over time of indicator layer Only the optical separation layer side of the indicator layer is continuously contacted with plasma containing 100 mg / dl glucose at 4 ° C., and fluorescence intensity is measured over time to evaluate changes in fluorescence intensity. did.

図１１は、インジケータ層の経時的変化の評価結果を示すグラフである。なお、図１１は、最初の蛍光強度を１００％として相対的な蛍光強度を時間の経過によりどのように変化したかを示したグラフである。ここで用いた励起波長は４０５ｎｍ、測定波長は４４０ｎｍである。   FIG. 11 is a graph showing the evaluation results of changes in the indicator layer over time. In addition, FIG. 11 is a graph showing how the relative fluorescence intensity has changed over time with the initial fluorescence intensity being 100%. The excitation wavelength used here is 405 nm, and the measurement wavelength is 440 nm.

実施例２、３および４の光学分離層を持つインジケータ層は、比較例である光学分離層のないインジケータ層に比較して、時間の経過による蛍光強度の低下が少ないことがわかる。これは、すなわち、実施例２および３の光学分離層を持つインジケータ層の劣化速度が遅いことを示している。   It can be seen that the indicator layers having the optical separation layers of Examples 2, 3 and 4 have less decrease in fluorescence intensity over time than the indicator layer having no optical separation layer as a comparative example. This indicates that the indicator layer having the optical separation layers of Examples 2 and 3 has a slow deterioration rate.

また、実施例３のフラーレンを不透明物質として光学分離層に持つインジケータ層は、実施例２のカーボンブラックを不透明物質として光学分離層に持つインジケータ層と比較して、さらに時間の経過による蛍光強度の低下が少なく、劣化速度が遅いことがわかる。   Further, the indicator layer having the fullerene of Example 3 as an opaque substance in the optical separation layer has a higher fluorescence intensity over time than the indicator layer of Example 2 having the carbon black as an opaque substance in the optical separation layer. It can be seen that the decrease is small and the deterioration rate is slow.

このような結果は、光学分離層が検出層の劣化防止に寄与していることを示すものであり、またフラーレンがカーボンブラックより高い劣化遅延作用を有していることを示している。これは、フラーレンやカーボンブラックが血漿中の劣化を促進する物質、たとえばラジカルなどを不活性化して、蛍光指示薬の分解が抑えられた結果によるものと考えられる。   Such a result indicates that the optical separation layer contributes to prevention of deterioration of the detection layer, and that fullerene has a higher deterioration delaying action than carbon black. This is probably because fullerene and carbon black inactivate substances that promote deterioration in plasma, such as radicals, to suppress decomposition of the fluorescent indicator.

以上説明した実施形態および実施例から、本発明に係る体内物質測定用構成物（インジケータ層）は、被測定物質に応じて蛍光を発する検出層の上に、光学分離層を設けたことで、被測定物質に対する応答特性がよくなり、また、この光学分離層が被測定物質の測定を妨げるような生体物質を検出層に届かないようにしているので、確実に被測定物質を測定することがき、また、検出層、特にその中の蛍光指示薬の劣化を抑え、長時間の連続測定が可能となっている。   From the embodiments and examples described above, the in-vivo substance measurement composition (indicator layer) according to the present invention is provided with an optical separation layer on the detection layer that emits fluorescence according to the substance to be measured. The response characteristics to the substance to be measured are improved, and the optical separation layer prevents biological substances that interfere with the measurement of the substance to be measured from reaching the detection layer, so that the substance to be measured can be reliably measured. Further, it is possible to suppress the deterioration of the detection layer, particularly the fluorescent indicator therein, and to perform continuous measurement for a long time.

以上本発明の実施形態および実施例を説明したが、本発明は、これらの実施形態および実施例に限定されるものではない。   Although the embodiments and examples of the present invention have been described above, the present invention is not limited to these embodiments and examples.

たとえば、上述した実施例では、インジケータ層として薄膜状のものを製作したが、その形状は限定されるものではく、たとえば、棒状、ペレット状などどのような形状であってもよい。また、使用目的に応じてその大きさや厚さを自由に定めることができる。この場合、光学分離層は、検出層に対して生体物質が直接接触しないように、検出層上に設けられていればよく、それらの形状や大きさも各々独立して自由に設定することができる。   For example, in the above-described embodiments, a thin film-like indicator layer is manufactured, but the shape thereof is not limited, and may be any shape such as a rod shape or a pellet shape. Further, the size and thickness can be freely determined according to the purpose of use. In this case, the optical separation layer only needs to be provided on the detection layer so that the biological substance does not directly contact the detection layer, and the shape and size of each can be freely set independently. .

さらに、本発明は、当業者によって様々に変形可能であることは言うまでもなく、それら変形例についても本発明の技術思想の範囲に含まれるものである。   Furthermore, it goes without saying that the present invention can be variously modified by those skilled in the art, and these modified examples are also included in the scope of the technical idea of the present invention.

本発明の体内物質測定用構成物は、生体内における被測定物を測定する埋込型物質センサー、特に、生体に貼り付けたり、その一部または全部を生体内に埋め込む体内埋込型センサーに好適に用いることができる。また、本発明のセンサーは、体内の被測定物質を連続的に、または間欠的に測定するために公的に用いることができる。   The composition for measuring an in-vivo substance of the present invention is an implantable substance sensor for measuring an object to be measured in a living body. It can be used suitably. In addition, the sensor of the present invention can be used publicly for continuously or intermittently measuring a substance to be measured in the body.

本発明による体内物質測定用構成物とそれを用いたセンサーの原理構成を示す説明するための説明図である。It is explanatory drawing for demonstrating the principle structure of the structure for a body substance measurement by this invention, and a sensor using the same. 体内物質測定用構成物における検出層内の構成を示す概念図である。It is a conceptual diagram which shows the structure in the detection layer in the structure for a body substance measurement. 体内物質測定用構成物における光学分離層内の構成を示す概念図である。It is a conceptual diagram which shows the structure in the optical separation layer in the structure for a body substance measurement. 完全埋込型センサーの外観を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the external appearance of a fully embedded type sensor. 完全埋込型センサーの内部構造を示す部分破断斜視図である。It is a partially broken perspective view which shows the internal structure of a fully embedded type sensor. 図４におけるＡ−Ａ線に沿う断面図である。It is sectional drawing which follows the AA line in FIG. 図６に示した断面におけるインジケータ層、光学導波路、光検出器などの部分の拡大断面図である。It is an expanded sectional view of parts, such as an indicator layer in the cross section shown in FIG. 6, an optical waveguide, and a photodetector. インジケータ層のグルコース応答性を評価するための評価装置の構造を示す概略図である。It is the schematic which shows the structure of the evaluation apparatus for evaluating the glucose responsiveness of an indicator layer. インジケータ層のグルコース応答性評価の結果を示すグラフである。It is a graph which shows the result of glucose responsiveness evaluation of an indicator layer. インジケータ層の光漏れ評価の結果を示すグラフである。It is a graph which shows the result of light leakage evaluation of an indicator layer. インジケータ層の経時的変化の評価結果を示すグラフである。It is a graph which shows the evaluation result of a time-dependent change of an indicator layer.

符号の説明Explanation of symbols

１…インジケータ層、
２…検出層、
３…光学分離層、
４…光源、
５…光検出器、
２０１…蛍光指示薬、
２０２…検出層用基材、
３０１…不透明物質、
３０２…光学分離層用基材。 1 ... indicator layer,
2 ... detection layer,
3 ... optical separation layer,
4 ... light source,
5 ... photodetector,
201 ... fluorescent indicator,
202 ... base material for detection layer,
301 ... Opaque material,
302 ... Substrate for optical separation layer.

Claims (14)

生体内の被測定物質を検知して測定する埋込型物質センサーに設けられる、体内物質測定用構成物であって、
被測定物質の濃度に応じた蛍光を発する少なくとも一種類以上の蛍光指示薬を含有した検出層と、
前記検出層の一面に設けられ、光学的に不透明であり、かつ被測定物質を透過させる光学分離層と、
を有することを特徴とする体内物質測定用構成物。 A body substance measuring component provided in an implantable substance sensor that detects and measures a substance to be measured in a living body,
A detection layer containing at least one fluorescent indicator that emits fluorescence according to the concentration of the substance to be measured;
An optical separation layer that is provided on one surface of the detection layer, is optically opaque, and transmits a substance to be measured;
A composition for measuring an in-vivo substance, comprising: 前記検出層は、前記蛍光指示薬を結合させた基材からなることを特徴とする請求項１に記載の体内物質測定用構成物。   The composition for measuring an in-vivo substance according to claim 1, wherein the detection layer is made of a base material to which the fluorescent indicator is bound. 前記被測定物質が糖類である場合に、前記蛍光指示薬はフェニルボロン酸を含む蛍光物質であることを特徴とする請求項１または２に記載の体内物質測定用構成物。   The composition for measuring an in-vivo substance according to claim 1 or 2, wherein when the substance to be measured is a saccharide, the fluorescent indicator is a fluorescent substance containing phenylboronic acid. 前記フェニルボロン酸を含む蛍光物質が化学式（１）
Figure 2005315871
 （ただし、化学式（１）中、Ｑは蛍光残基であり、Ｒ１，Ｒ２，およびＲ３のうち少なくとも一つは前記検出層の前記基材と結合するための活性基であり、Ｒ４，Ｒ５，Ｒ６，およびＲ７は水素原子、アルキル基、アルケニル基、アリル基、アリルアルケニル基、置換アルキル基、オキシアルキル基、アシル基、およびハロゲン原子よりなる群から選択された少なくとも一つの置換基である）で示されるものであることを特徴とする請求項３に記載の体内物質測定用構成物。 The fluorescent substance containing phenylboronic acid is represented by the chemical formula (1)
Figure 2005315871
 (In the chemical formula (1), Q is a fluorescent residue, and at least one of R1, R2, and R3 is an active group for binding to the substrate of the detection layer; R6 and R7 are at least one substituent selected from the group consisting of a hydrogen atom, an alkyl group, an alkenyl group, an allyl group, an allylalkenyl group, a substituted alkyl group, an oxyalkyl group, an acyl group, and a halogen atom) The composition for measuring an in-vivo substance according to claim 3, wherein 前記Ｑは、アントラセンを含む蛍光残基であることを特徴とする請求項４に記載の体内物質測定用構成物。   The constituent for measuring a substance in a body according to claim 4, wherein Q is a fluorescent residue containing anthracene. 前記光学分離層は、不透明物質とそれを担持する基材よりなることを特徴とする請求項１に記載の体内物質測定用構成物。   The composition for measuring an in-vivo substance according to claim 1, wherein the optical separation layer comprises an opaque substance and a base material carrying the opaque substance. 前記光学分離層は、相転法により形成された高分子多孔質膜であることを特徴とする請求項１に記載の体内物質測定用構成物。   The composition for measuring a substance in a body according to claim 1, wherein the optical separation layer is a polymer porous film formed by a phase inversion method. 前記不透明物質は、カーボンブラック、フラーレン、カーボンナノチューブよりなる群から選択された少なくとも一つの物質よりなることを特徴とする請求項６に記載の体内物質測定用構成物。   The composition for measuring an in-vivo substance according to claim 6, wherein the opaque substance is made of at least one substance selected from the group consisting of carbon black, fullerene, and carbon nanotubes. 前記光学分離層は、前記検出層を劣化させる生体成分を透過させないことを特徴とする請求項１〜８のいずれか一つに記載の体内物質測定用構成物。   The composition for measuring a substance in a body according to any one of claims 1 to 8, wherein the optical separation layer does not transmit a biological component that degrades the detection layer. 前記光学分離層は、前記生体成分を不活性化させることを特徴とする請求項９に記載の体内物質測定用構成物。   The in-vivo substance measurement composition according to claim 9, wherein the optical separation layer inactivates the biological component. 請求項１〜１０のいずれか一つに記載の体内物質測定用構成物の製造方法であって、
前記光学分離層を形成するための前駆体を検出層に付加した後、前記検出層へ結合させることを特徴とする体内物質測定用構成物の製造方法。 It is a manufacturing method of the constituent for body substance measurement according to any one of claims 1 to 10,
A method for producing a composition for measuring an in-vivo substance, wherein a precursor for forming the optical separation layer is added to a detection layer and then bonded to the detection layer. 請求項１〜１０のいずれか一つに記載の体内物質測定用構成物の製造方法であって、前記検出層の周囲に前記光学分離層の周辺部を接着させることを特徴とする体内物質測定用構成物の製造方法。   It is a manufacturing method of the composition for a body substance measurement as described in any one of Claims 1-10, Comprising: The periphery part of the said optical separation layer is adhere | attached around the said detection layer, The body substance measurement characterized by the above-mentioned. Method for manufacturing a construction. 請求項１〜１０のいずれか一つに記載の体内物質測定用構成物と、
前記体内物質測定用構成物の前記検出層側から前記検出層へ光を照射する光源と、
前記検出層からの蛍光を受光する光検出器と、
を有することを特徴とする埋込型物質センサー。 The in-vivo substance measurement composition according to any one of claims 1 to 10,
A light source for irradiating light from the detection layer side of the in-vivo substance measurement composition to the detection layer;
A photodetector for receiving fluorescence from the detection layer;
An implantable material sensor comprising: 前記体内物質測定用構成物の前記光学分離層側を生体に接触させて用いることを特徴とする請求項１３に記載の埋込型物質センサー。   The implantable substance sensor according to claim 13, wherein the optical separation layer side of the in-vivo substance measurement component is used in contact with a living body.
JP2005099024A 2004-03-31 2005-03-30 Intracorporeal substance measuring assembly, manufacturing method for intracorporeal substance measuring assembly, and embedded type substance sensor Pending JP2005315871A (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2005099024A JP2005315871A (en) 2004-03-31 2005-03-30 Intracorporeal substance measuring assembly, manufacturing method for intracorporeal substance measuring assembly, and embedded type substance sensor

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2004107653 2004-03-31
JP2005099024A JP2005315871A (en) 2004-03-31 2005-03-30 Intracorporeal substance measuring assembly, manufacturing method for intracorporeal substance measuring assembly, and embedded type substance sensor

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2005315871A true JP2005315871A (en) 2005-11-10

Family

ID=35443431

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2005099024A Pending JP2005315871A (en) 2004-03-31 2005-03-30 Intracorporeal substance measuring assembly, manufacturing method for intracorporeal substance measuring assembly, and embedded type substance sensor

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP2005315871A (en)

Cited By (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009537247A (en) * 2006-05-17 2009-10-29 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド Implantable medical device with chemical sensor and related method
JP2010517693A (en) * 2007-02-06 2010-05-27 グルメトリクス， インコーポレイテッド Optical system and method for ratiometric measurement of blood glucose concentration
JP2010539484A (en) * 2007-09-18 2010-12-16 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド Embedded electro-optic sensor
JP2013519895A (en) * 2010-02-16 2013-05-30 ライトシップ メディカル リミテッド Barrier layer for glucose sensor
JP2013141578A (en) * 2012-01-12 2013-07-22 Sakae:Kk Method and apparatus for measuring biological component and system for inspecting biological component
JP2014514033A (en) * 2011-03-15 2014-06-19 センセオニクス，インコーポレーテッド Integrated catalytic protection of oxidation sensitive materials
JP2014528788A (en) * 2011-09-06 2014-10-30 メドトロニック・ミニメッド・インコーポレーテッド Glucose sensor
JP2015509803A (en) * 2012-03-15 2015-04-02 ライトシップ メディカル リミテッド sensor
WO2015084570A1 (en) * 2013-12-06 2015-06-11 Google Inc. Sensor membrane with low temperature coefficient
US9963556B2 (en) 2013-09-18 2018-05-08 Senseonics, Incorporated Critical point drying of hydrogels in analyte sensors
JP2020515870A (en) * 2017-04-03 2020-05-28 インディゴ ダイアビーティーズ エヌ．ヴェー．Ｉｎｄｉｇｏ Ｄｉａｂｅｔｅｓ Ｎ．Ｖ． Implantable optical sensor with hermetic seal, cover and cap
US10716500B2 (en) 2015-06-29 2020-07-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for normalization of chemical sensor data based on fluid state changes
US10952621B2 (en) 2017-12-05 2021-03-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Multimodal analyte sensor optoelectronic interface
US11089983B2 (en) 2017-12-01 2021-08-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Multimodal analyte sensors for medical devices
US11129557B2 (en) 2017-05-31 2021-09-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with chemical sensor
US11439304B2 (en) 2017-08-10 2022-09-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods including electrolyte sensor fusion
EP3965657A4 (en) * 2019-05-08 2022-12-28 Senseonics, Incorporated Mediation of in vivo analyte signal degradation
US11571151B2 (en) 2017-08-23 2023-02-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable chemical sensor with staged activation

Cited By (33)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8571659B2 (en) 2006-05-17 2013-10-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with chemical sensor and related methods
JP2009537247A (en) * 2006-05-17 2009-10-29 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド Implantable medical device with chemical sensor and related method
JP2010517693A (en) * 2007-02-06 2010-05-27 グルメトリクス， インコーポレイテッド Optical system and method for ratiometric measurement of blood glucose concentration
US8838195B2 (en) 2007-02-06 2014-09-16 Medtronic Minimed, Inc. Optical systems and methods for ratiometric measurement of blood glucose concentration
US9839378B2 (en) 2007-02-06 2017-12-12 Medtronic Minimed, Inc. Optical systems and methods for ratiometric measurement of blood glucose concentration
JP2010539484A (en) * 2007-09-18 2010-12-16 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド Embedded electro-optic sensor
JP2013519895A (en) * 2010-02-16 2013-05-30 ライトシップ メディカル リミテッド Barrier layer for glucose sensor
US9151764B2 (en) 2010-02-16 2015-10-06 Lightship Medical Limited Barrier layer for glucose sensor
US9681824B2 (en) 2011-03-15 2017-06-20 Senseonics, Incorporated Integrated catalytic protection of oxidation sensitive materials
US10674937B2 (en) 2011-03-15 2020-06-09 Senseonics, Incorporated Integrated catalytic protection of oxidation sensitive materials
JP2014514033A (en) * 2011-03-15 2014-06-19 センセオニクス，インコーポレーテッド Integrated catalytic protection of oxidation sensitive materials
KR101959067B1 (en) * 2011-03-15 2019-03-15 센세오닉스, 인코포레이티드 Integrated catalytic protection of oxidation sensitive materials
JP2014528788A (en) * 2011-09-06 2014-10-30 メドトロニック・ミニメッド・インコーポレーテッド Glucose sensor
US11229384B2 (en) 2011-09-06 2022-01-25 Medtronic Minimed, Inc. Orthogonally redundant sensor systems and methods
US9642568B2 (en) 2011-09-06 2017-05-09 Medtronic Minimed, Inc. Orthogonally redundant sensor systems and methods
JP2016033519A (en) * 2011-09-06 2016-03-10 メドトロニック・ミニメッド・インコーポレーテッド Glucose sensor
US10194845B2 (en) 2011-09-06 2019-02-05 Medtronic Minimed, Inc. Orthogonally redundant sensor systems and methods
US11931145B2 (en) 2011-09-06 2024-03-19 Medtronic Minimed, Inc. Orthogonally redundant sensor systems and methods
JP2013141578A (en) * 2012-01-12 2013-07-22 Sakae:Kk Method and apparatus for measuring biological component and system for inspecting biological component
JP2015509803A (en) * 2012-03-15 2015-04-02 ライトシップ メディカル リミテッド sensor
US9963556B2 (en) 2013-09-18 2018-05-08 Senseonics, Incorporated Critical point drying of hydrogels in analyte sensors
US10435517B2 (en) 2013-09-18 2019-10-08 Senseonics, Incorporated Critical point drying of hydrogels in analyte sensors
WO2015084570A1 (en) * 2013-12-06 2015-06-11 Google Inc. Sensor membrane with low temperature coefficient
US9617578B2 (en) 2013-12-06 2017-04-11 Verily Life Sciences Llc Sensor membrane with low temperature coefficient
US10716500B2 (en) 2015-06-29 2020-07-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for normalization of chemical sensor data based on fluid state changes
JP7128202B2 (en) 2017-04-03 2022-08-30 インディゴ ダイアビーティーズ エヌ．ヴェー． Implantable optical sensor with hermetic seal cover cap
JP2020515870A (en) * 2017-04-03 2020-05-28 インディゴ ダイアビーティーズ エヌ．ヴェー．Ｉｎｄｉｇｏ Ｄｉａｂｅｔｅｓ Ｎ．Ｖ． Implantable optical sensor with hermetic seal, cover and cap
US11129557B2 (en) 2017-05-31 2021-09-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with chemical sensor
US11439304B2 (en) 2017-08-10 2022-09-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods including electrolyte sensor fusion
US11571151B2 (en) 2017-08-23 2023-02-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable chemical sensor with staged activation
US11089983B2 (en) 2017-12-01 2021-08-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Multimodal analyte sensors for medical devices
US10952621B2 (en) 2017-12-05 2021-03-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Multimodal analyte sensor optoelectronic interface
EP3965657A4 (en) * 2019-05-08 2022-12-28 Senseonics, Incorporated Mediation of in vivo analyte signal degradation

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2005315871A (en) Intracorporeal substance measuring assembly, manufacturing method for intracorporeal substance measuring assembly, and embedded type substance sensor
US7450980B2 (en) Intracorporeal substance measuring assembly
US6304766B1 (en) Optical-based sensing devices, especially for in-situ sensing in humans
US5882936A (en) Method of making a sensor with improved drift stability
US7096053B2 (en) Internal biochemical sensing device
JP5207491B2 (en) Optical detector
AU633498B2 (en) Fiber-optic physiological probes
Frost et al. Real-time monitoring of critical care analytes in the bloodstream with chemical sensors: progress and challenges
Mansouri et al. A miniature optical glucose sensor based on affinity binding
US6454710B1 (en) Devices and methods for monitoring an analyte
US4861727A (en) Luminescent oxygen sensor based on a lanthanide complex
US5326531A (en) CO2 sensor using a hydrophilic polyurethane matrix and process for manufacturing
JP2000501499A (en) Method of manufacturing optical fiber sensor and novel sensor provided thereby
Coffel et al. BioMEMS for biosensors and closed-loop drug delivery
Navarro-Villoslada et al. Fiber-optic luminescent sensors with composite oxygen-sensitive layers and anti-biofouling coatings
JPH04314429A (en) Sensor for detecting kalium ion concentration, preparing method therefor, and detector for kalium ion concentration using its sensor
WO2009064773A1 (en) Implantable creatinine sensor and related methods
JPH01134252A (en) Sensor for analysis
JP2014215292A (en) Biosensor and molecular identification member
WO2000064492A1 (en) Apparatus for optically monitoring concentration of a bioanalyte in blood and related methods
EP2150176B1 (en) Implantable concentration sensor and device
US9970940B2 (en) Barrier layer for glucose sensor
Zhang et al. Investigation of an optical fibre pH sensor with the membrane based on phospholipid copolymer
Hanbury et al. Fiber-optic immunosensor for measurement of myoglobin
Dobmeier et al. Nitric oxide-releasing xerogel-based fiber-optic pH sensors