DE19848112A1 - Minimalinvasives Sensorsystem - Google Patents
Minimalinvasives SensorsystemInfo
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Abstract
Die Erfindung betrifft ein minimalinvasives Sensorsystem zur Bestimmung von Stoffkonzentration im menschlichen Körper. Derartige Sensorsysteme werden in der medizinischen Diagnostik, beispielsweise zur Bestimmung der Konzentration an Glukose im Blut bzw. in der interstitiellen Flüssigkeit, bei der Therapie von Diabetikern verwendet. DOLLAR A Das erfindungsgemäße minimalinvasive Sensorsystem besteht aus einer Hohlsonde (3) zur Entnahme eines Fluids aus Geweben, die an einem Träger (2) angeordnet ist. An dem Träger angeordnet ist weiterhin ein Sensor (S) mit einem Sensorelement. Der Sensor (S) besitzt einen Durchflußkanal, der mit dem Sensorelement in räumlichem Kontakt steht und mit dem Innenraum der Hohlsonde (3) unmittelbar verbunden ist. Die Verbindung kann auch über eine Hohlkörperverbindung (4) erfolgen. Für die Hohlsonde (3), die Hohlkörperverbindung (4) und den Sensor (S) werden mikrofluidische Elemente verwendet, so daß unmittelbare und kontinuierliche Messungen von Stoffkonzentrationen der über die Hohlsonde (3) dem Gewebe entnommenen Flüssigkeiten durch den Sensor (S) möglich sind.
Description
Die Erfindung betrifft ein minimalinvasives Sensor
system zur Bestimmung von Stoffkonzentrationen im
menschlichen Körper. Derartige Sensorsysteme werden
in der medizinischen Diagnostik, beispielsweise zur
Bestimmung der Konzentration an Glukose im Blut bzw.
in der interstitiellen Flüssigkeit bei der Therapie
von Diabetikern verwendet.
Nach dem Stand der Technik, der beispielsweise in D.
Moskone et al. "Ultrafiltrate Sampling Device for
Continuous Monitoring", "Medical and Biological En
gineering and Computing", 1996, Band 34, Seiten 290-294
gegeben wird, bestehen Sensorsysteme zur Messung
von Glukose im Blut aus einer Ultrafiltrationssonde,
die mit einem dünnen und langen Schlauch zur
Speicherung der gewonnenen Gewebsflüssigkeit verbun
den ist. In regelmäßigen Zeitabständen wird die in
diesem Speicherschlauch gespeicherte gewonnene
Gewebsflüssigkeit zu einem Sensor transferiert, der
die in der Gewebsflüssigkeit befindliche Glukosekon
zentration bestimmt. Die interstitielle Gewebsflüs
sigkeit wird dabei mit Hilfe von Unterdruck durch
eine Ultrafiltrationsmembran in einer als Schleife
subkutan gelegten Ultrafiltrationssonde aus dem Sub
kutangewebe gewonnen. Die Probevolumina liegen im
Bereich von einigen 100 nl/min. Um die Volumina, die
dem Sensor zugeführt werden können, weiter zu er
höhen, wird nach der Sammlung und Zwischen
speicherung der gewonnenen Gewebsflüssigkeit diese
zusätzlich mittels eines Verdünnungspuffers verdünnt.
Nachteilig ist bei derartigen Ultrafiltrationsverfah
ren, daß solche Systeme nur für eine chargenweise
Probenvermessung eingesetzt werden können, denn die
Messung der Stoffkonzentrationen erfolgt aufgrund der
Zwischenspeicherung erheblich zeitversetzt. Ein
direktes Monitoring von Stoffkonzentration am
Menschen ist damit nicht möglich.
Ein weiterer Nachteil bei der Verwendung von
Ultrafiltrationssonden besteht darin, daß diese aus
einer Hohlfasermembran bestehen. Diese müssen
gewöhnlich durch stabilere Materialien in ihrem in
neren Lumen gestützt werden. Derartige
Ultrafiltrationssonden sind nicht nur aufwendig her
zustellen sondern sie weisen auch einen Durchmesser
auf, der deutlich über dem Durchmesser von dünnen
Stahlkanülen liegt, die beispielsweise in der In
sulintherapie von Diabetikern eingesetzt werden. Die
Akzeptanz zur Implantation derartig dicker Ultra
filtrationssonden ist bei Diabetikern daher
verständlicherweise gering.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein
Sensorsystem zur Verfügung zu stellen, das die Mes
sung von Stoffkonzentration im Blut oder in
Gewebsflüssigkeiten von Lebewesen direkt, kontinuier
lich und minimalinvasiv erlaubt und einfach und an
genehm angewandt werden kann. Weiterhin ist es Auf
gabe der vorliegenden Erfindung Verwendungen
derartiger minimalinvasiver Sensorsysteme zur Ver
fügung zu stellen.
Diese Aufgabe wird durch das minimalinvasive Sensor
system nach Anspruch 1 sowie die Verwendung eines
derartigen minimalinvasiven Sensorsystems nach
Anspruch 22 gelöst.
Das erfindungsgemäße minimalinvasive Sensorsystem
weist einen Träger auf, an dem eine Sonde zur
Fluidentnahme aus Geweben von Lebewesen sowie ein
Durchflußsensor angeordnet sind. Der Durchflußsensor
besitzt ein Sensorelement sowie einen Durchflußkanal,
der mit dem Sensorelement in räumlichem Kontakt
steht. Der Durchflußkanal und der Innenraum der
Hohlsonde sind unmittelbar miteinander verbunden.
Vorteilhaft an dem erfindungsgemäßen minimalinvasiven
Sensorsystem ist insbesondere seine kleine Bauart
aufgrund der kompakten Anordnung von Sonde und Sen
sorelement auf/an einem Träger sowie die direkte Ver
messung der geringen gewonnenen Gewebsflüssigkeiten.
Dadurch erübrigt sich eine Zwischenspeicherung oder
eine Verdünnung der gewonnenen Gewebsflüssigkeiten
vor der Messung der Stoffkonzentrationen im Sensor.
Folglich ist eine direkte, wirklich kontinuierliche
und minimalinvasive Bestimmung von Stoffkon
zentrationen im Blut bzw. in den Geweben eines
Lebewesens, insbesondere eines Menschen möglich.
Weiterhin ist durch die kleine Bauart und geringen
Dimensionen sowohl des Trägers, des Durchflußsensors
als auch insbesondere der Hohlsonde die Belastung des
Patienten nur sehr gering, so daß die Akzeptanz des
erfindungsgemäßen minimalinvasiven Sensorsystems bei
den Patienten erheblich höher ist als bei den
Meßverfahren nach dem Stand der Technik.
Das erfindungsgemäße Sensorsystem kann verwendet wer
den, um physikalische, chemische und/oder
biochemische Eigenschaften, insbesondere Stoffkon
zentrationen in Lebewesen, insbesondere in deren
Geweben und Körperflüssigkeiten, in vivo zu bestim
men.
Vorteilhafte Weiterbildungen des erfindungsgemäßen
minimalinvasiven Sensorsystems sowie seiner Verwen
dungen werden in den jeweiligen abhängigen Ansprüchen
gegeben.
Zur Aufnahme der Gewebs- oder Körperflüssigkeiten
besitzt die Hohlsonde mikroskopische und/oder makro
skopische Öffnungen. Dabei kann die Hohlsonde als
endständige Hohlsonde ausgebildet sein, die an dem
dem Durchflußsensor abgewandten Ende offen und/oder
auf ihrer Mantelfläche perforiert oder porös ist.
Dadurch wird erreicht, daß über die Öffnungen die
Gewebsflüssigkeit oder die Körperflüssigkeit in die
Hohlsonde eintritt und beispielsweise mit einer Vor
richtung zur Erzeugung eines Vakuums, insbesondere
einer Saugpumpe oder einem Vakuumbehälter, der auf
der der Hohlsonde abgewandten Seite des
Durchflußkanales des Durchflußsensors angeordnet ist,
in Richtung des Durchflußsensors transportiert wird.
Bei Verwendung mikrofluidischer Elemente für die
Hohlsonde, die Hohlkörperverbindung zwischen der
Hohlsonde und dem Durchflußsensor sowie für den
Durchflußsensor können besonders geringe Gewebsflüs
sigkeitsmengen vermessen werden.
Zur Stabilisierung der Hohlsonde kann diese einen Ar
mierungsträger, beispielsweise einen Draht, eine
Nadel oder ein Faserbündel, beispielsweise ein Glas
faserbündel oder ein Kohlefaserbündel, enthalten. Ist
dieser Armierungsträger entfernbar, so kann er nach
Legen der Hohlsonde in das subkutane Gewebe entfernt
werden, so daß der Tragekomfort für das erfin
dungsgemäße minimalinvasive Sensorsystem für einen
Patienten verbessert wird.
Der Fluß der interstitiellen Flüssigkeit oder der
Gewebsflüssigkeit in Richtung der Hohlsonde und damit
die Menge an gesammelter, zu vermessender Flüssigkeit
kann dadurch verbessert werden, daß an dem Träger
mindestens eine als Kathode schaltbare Elektrode an
geordnet ist. Als Gegenelektrode kann eine
großflächige Anode verwendet werden. Beim Anlegen
einer Spannung an die Kathode wird beispielsweise die
interstitielle Flüssigkeit in Richtung der Kathode,
d. h. in Richtung des Trägers gezogen und dadurch ein
Fluß in Richtung der Hohlsonde erzeugt. Als weiterer
Effekt quillt die Haut im Bereich der Kathode auf, so
daß ein größeres Volumen an interstitieller Flüssig
keit im Bereich der Hohlsonde vorliegt. Idealerweise
ist die Hohlsonde selbst oder der Armierungsträger,
sofern er in der Hohlsonde verbleibt, elektrisch
leitend und als Kathode schaltbar ausgelegt. Dadurch
ergibt sich eine Ausrichtung des oben beschriebenen
elektrophoretischen/elektroosmotischen Flusses der
interstitiellen Flüssigkeit auf die Hohlsonde hin.
Die Hohlsonde kann in diesem Falle aus elektrisch
leitendem Material, beispielsweise aus Edelstahl oder
einem Edelmetall, bestehen oder elektrisch leitend,
beispielsweise mit einem Metall, bedampft sein. Eine
weitere Verstärkung und Ausrichtung des
elektrophoretischen/elektroosmotischen Flusses der
interstitiellen Flüssigkeit wird bewirkt, wenn an dem
Träger weitere als Kathode schaltbare Elektroden an
geordnet sind.
Die Hohlsonde des erfindungsgemäßen minimalinvasiven
Sensorsystems ist nicht notwendigerweise als
Ultrafiltrationssonde ausgebildet. In diesem Falle
ist es günstig, zwischen der Hohlsonde und dem
Durchflußsensor einen Fluidfilter anzuordnen. Weiter
hin ist es vorteilhaft in diesem Bereich eine
Gasblasenfalle vorzusehen, um unerwünschte Gasblasen
aus dem Fluidstrom innerhalb der Hohlkörperverbindung
oder des Durchflußsensors zu entfernen, um Störungen
des Meßsystems zu vermeiden.
Da die Hohlsonde interstitielle Flüssigkeit oder Kör
perflüssigkeit sammelt, die neben dem zu vermessenden
Stoff weitere Bestandteile enthält, kann zwischen der
Hohlsonde und dem Durchflußsensor ein
Voroxidationsreaktor zur Entfernung dieser störenden
Stoffe angeordnet sein.
Als Durchflußsensoren für das erfindungsgemäße
minimalinvasive Sensorsystem eignen sich
Durchflußsensoren, die aus einer Grundplatte, einem
darauf angeordneten plattenförmigen Kanalträger mit
einer kanalartigen Aussparung sowie einem darauf
wiederum angeordneten plattenförmigen Sensorträger
mit einer flächigen Aussparung zur Aufnahme eines
Sensorelementes bzw. statt des plattenförmigen Sen
sorträgers ein flächiges Sensorelement aufweisen. Die
Grundplatte, der Kanalträger und der Sensorträger
bzw. das Sensorelement sind miteinander abdichtend
aufeinander so gestapelt, daß die flächige Aussparung
bzw. das flächige Sensorelement sich über der
kanalartigen Aussparung in dem Kanalträger befinden.
Dadurch entsteht ein Durchflußsensor mit minimalen
Abmessungen, der geeignet ist, die geringen Flüssig
keitsmengen präzise und unmittelbar kontinuierlich zu
vermessen. Die Hohlsonde selbst kann dabei an dem
Träger so angeordnet sein, daß ihr eines Ende die
Grundplatte durchbricht und in die kanalartige
Aussparung in den Kanalträger ragt.
Ein weiterer vorteilhafter Durchflußsensor, der
geeignet ist zur Vermessung der geringen gesammelten
Flüssigkeitsmengen besteht aus einem plattenförmigen
Sensorträger, in dem mindestens ein sich verjüngen
des, das Sensorelement enthaltende Containment ein
gebracht ist, das sich zwischen den beiden
Oberflächen des Sensorträgers erstreckt sowie min
destens eine mit der zweiten Oberfläche des Sen
sorträgers verbundene Platte enthält. Im Bereich der
Grenzfläche zwischen Sensorträger und Platte,
beispielsweise in der Oberfläche des Sensorträgers
oder in der Oberfläche der Platte oder auch jeweils
teilweise in beiden, ist eine kanalartige Vertiefung
ausgebildet, die mit der kleineren Öffnung des Con
tainments, die sich an der Grenzfläche zwischen Sen
sorträger und Platte befindet, in Kontakt steht.
Dadurch ist ein Durchflußsensor gegeben, der-bei
minimalen Abmessungen des Durchflußkanals eine op
timale Vermessung der durchströmenden Flüssigkeiten
ermöglicht.
Der Träger des minimalinvasiven Sensorsystems kann
zugleich als Grundplatte oder als plattenartiger
Kanalträger des Durchflußsensors mit einer
kanalartigen Aussparung ausgebildet sein. In diesem
Falle ergibt sich eine besonders kompakte und ein
fache Bauweise des erfindungsgemäßen minimalinvasiven
Sensorsystems.
Auch hier kann das Sensorsystem aus einem plattenför
mig ausgebildeten Substrat bestehen, in das ein sich
zwischen den beiden Oberflächen verjüngendes Contain
ment eingebracht ist, wobei das Containment das Sen
sorelement enthält und auf der dem Träger bzw. der
dem Kanal zugewandten Seite eine verjüngte kleinere
Öffnung aufweist.
Auch bei dieser Anordnung kann die Hohlsonde an dem
Träger so angeordnet sein, daß sie den als
Grundplatte des Sensorelementes ausgebildeten Träger
durchbricht und in den Kanal ragt. Träger, Hohlsonde
und Sensor bilden so eine äußerst kompakte Einheit
mit sehr kurzen Wegen des gewonnenen Fluides zwischen
Entnahmestelle im Gewebe und Sensorelement.
Das erfindungsgemäße minimalinvasive Sensorsystem
kann insbesondere zur Bestimmung von Stoffkon
zentrationin Geweben oder Körperflüssigkeiten in
vivo, insbesondere zur Bestimmung der Glukosekon
zentration im Blut und/oder der interstitiellen Flüs
sigkeit des subkutanen Gewebes des Menschen ein
gesetzt werden. Der Anwendungsbereich betrifft also
insbesondere die medizinische, insbesondere human
medizinische Diagnostik und Therapeutik, wobei die
Verwendung in der Diabetestherapie zur Kontrolle des
Blutzuckerspiegels und zur Bestimmung der einzuset
zenden Insulingaben im Vordergrund steht. Im folgen
den werden einige vorteilhafte Ausführungsbeispiele
des erfindungsgemäßen minimalinvasiven Sensorsystems
beschrieben.
Es zeigen:
Fig. 1 ein erfindungsgemäßes minimalinvasives Sen
sorsystem;
Fig. 2 ein weiteres erfindungsgemäßes minimal in
vasives Sensorsystem;
Fig. 3 zwei Sensorelemente für ein erfindungsgemäßes
minimalinvasives Sensorsystem;
Fig. 4 ein weiteres erfindungsgemäßes minimal in
vasives Sensorsystem;
Fig. 5 einen Sensor für ein erfindungsgemäßes
minimalinvasives Sensorsystem;
Fig. 6 einen weiteren Durchflußsensor für ein erfin
dungsgemäßes minimalinvasives Sensorsystem;
Fig. 7 ein erfindungsgemäßes minimalinvasives Sen
sorsystem;
Fig. 8 ein erfindungsgemäßes minimalinvasives Sen
sorsystem;
Fig. 9 ein erfindungsgemäßes minimalinvasives Sen
sorsystem;
Fig. 10 Hohlsonden für ein erfindungsgemäßes
minimalinvasives Sensorsystem;
Fig. 11 ein weiteres erfindungsgemäßes minimal in
vasives Sensorsystem;
Fig. 1 zeigt Beispiele für den Einsatz eines erfin
dungsgemäßen minimalinvasiven Sensorsystems. Das
minimalinvasive Sensorsystem besteht in Fig. 1a aus
einem Träger 2, auf dem ein Durchflußsensor 5 mit
einem Durchflußkanal 6 angeordnet ist.
Weiterhin erstreckt sich in Verlängerung des
Durchflußkanals 6 eine Hohlkörperverbindung zu einer
Hohlsonde 3. Die Hohlsonde 3 ist in dem Träger 2 an
geordnet und ragt über den Träger 2 auf der dem
Durchflußsensor 5 abgewandten Seite hinaus. Weiterhin
ist der Durchflußkanal 6 auf der der Hohlkörperver
bindung 4 abgewandten Seite über eine Hohlkörperver
bindung 7 mit einem Systemmodul 8 verbunden. Das Sys
temmodul 8 ist weiterhin über zwei elektrische
Zuleitungen 9, 10 mit dem Sensorelement des
Durchflußsensors 5 verbunden, über die das erfaßte
Meßsignal geleitet wird. Das Systemmodul 8 enthält
eine Elektronik E, eine Batterie B zur Stromversor
gung der Elektronik E, eine Saugpumpe P, um an die
Hohlkörperverbindung 7, den Durchflußkanal 6, die
Hohlkörperverbindung 4 sowie die Hohlsonde 3 einen
Unterdruck anzulegen, und einen Auffangcontainer C
für die über die Hohlkörperverbindung 7 in das Sys
temmodul eintretenden Flüssigkeiten. Die mit Hilfe
des Sensorsystems ermittelten Meßwerte sowie andere
Systemdaten können über ein Display D im Systemmodul
8 angezeigt werden.
Wie in Fig. 1a gezeigt, liegt der Träger 2 auf einer
Hautoberfläche 1 mit derjenigen Seite auf, auf der
die Hohlsonde 3 aus dem Träger 2 hervorragt. Dies
bedeutet, daß die Hohlsonde die Hautoberfläche 1
durchdringt und bis in das subkutane Gewebe des
Patienten ragt.
Mit Hilfe des durch die Saugpumpe P erzeugten
Unterdruckes in der Hohlsonde 3, den Hohlkörperver
bindungen 4, 7 und dem Durchflußkanal 6 wird nun durch
die Hohlsonde 3 interstitielle subkutane Gewebsflüs
sigkeit angesaugt und über die Hohlkörperverbindung 4
zum Durchflußkanal 6 des Durchflußsensors 5 und
weiter durch die Hohlkörperverbindung 7 zur Pumpe P
und anschließend in den Auffangcontainer C gepumpt.
Die Volumina der Hohlkörperverbindungen 4 und 7 sowie
des Durchflußkanals 6 sind sehr klein.
Fig. 1b zeigt ein prinzipiell ähnliches minimal in
vasives Sensorsystem wie Fig. 1a. Daher sind diesel
ben Elemente auch mit den selben Bezugszeichen wie in
Fig. 1a bezeichnet. Zusätzlich zu Fig. 1a ist hier
jedoch an der Hohlsonde 3 eine Elektrode, die als
Kathode geschaltet werden kann, angeordnet. Weiterhin
enthält der Träger 2 auf der der Hautoberfläche
zugewandten Seite eine großflächige Anode. Kathode 11
und Anode 12 sind über elektrische Verbindungen 13,
14 mit dem Systemmodul 8 verbunden, über das an beide
eine Spannung angelegt werden kann. Diese Spannungen
und Ströme werden mit Hilfe der Batterie B und der
Elektronik E im Systemmodul 8 erzeugt. Aufgrund der
angelegten Spannung ergibt sich im subkutanen Bereich
ein elektrophoretischer/elektroosmotischer Strom der
interstitiellen Gewebsflüssigkeit auf die Kathode 11
hin. Dies führt zu einem deutlich größeren Fluß der
interstitiellen Gewebsflüssigkeit zur Hohlsonde 3 und
in die Hohlsonde 3.
Dieser Effekt kann noch verstärkt werden, indem wie
in Fig. 1c gezeigt, auf dem Träger 2 an der der
Hautoberfläche 1 zugewandten Seite eine weitere
zusätzliche Kathode angeordnet ist, die über eine
elektrische Verbindung 16 ebenfalls von dem System
modul 8 beschaltet wird. Diese Kathode 15 verursacht
im subkutanen Gewebe einen zusätzlichen
elektrophoretischen/elektroosmotischen Fluß der
interstitiellen Gewebsflüssigkeit. Da senkrecht zur
Hautoberfläche 1 eine Divergenz des
elektrophoretisch/elektroosmotischen Flusses
auftritt, die durch die wenig durchlässigen oberen
Haut schichten verursacht wird, kommt es unter der
obersten Hautschicht zu einem Aufquellen der Haut in
unmittelbarer Nähe der Hohlsonde 3. Daher kann auf
diese Weise durch die Hohlsonde 3 ein größeres
Volumen der interstitiellen Gewebsflüssigkeit mit
Hilfe der Pumpe P zum Durchflußsensor 5 befördert
werden. Die weiteren Bezugszeichen bezeichnen die
selben Elemente wie in den Fig. 1a und 1b.
Fig. 2 zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel eines
erfindungsgemäßen minimalinvasiven Sensorsystems. Es
weist einen Träger 2, sowie einen Kanalträger 17 mit
einem darin befindlichen Kanal 18 sowie eine Kanalab
deckung 19 mit einer Öffnung 20 auf. Der Träger 2,
der Kanalträger 17 und die Kanalabdeckung 19 werden
miteinander abdichtend übereinander angeordnet.
Weiterhin wird in Fig. 2a, die eine Explosionszeich
nung des erfindungsgemäßen Sensorsystems aus Fig. 2b
ist, ein Sensor 5 gezeigt, dessen Außenabmessungen
den Abmessungen der Öffnung 20 in der Kanalabdeckung
19 entsprechen. Der Sensor 5 besitzt 2 Sensorkon
taktflächen 21, 22 zur Ableitung der elektrischen
Meßsignale. Auf der dem Kanalträger abgewandten Seite
des Trägers ist eine Hohlsonde 3 angeordnet, die sich
durch den Träger 2 bis in den Kanal 18 des
Kanalträgers 17 hinein erstreckt.
Fig. 2b zeigt dieses minimalinvasive Sensorsystem in
montiertem Zustand. Dieselben Elemente sind daher mit
den selben Bezugszeichen versehen. Zusätzlich zu
Fig. 1a sind die elektrischen Meßsignalableitungen
9, 10 eingezeichnet, die mit den Sensorkontaktflächen
21, 22 verbunden sind. Wie hier zu erkennen ist, ist
das Sensorelement 5 so angeordnet, daß es sich längs
des Kanals 18 zwischen der Hohlsonde und einer
äußeren Kanalöffnung 24 befindet. An der äußeren
Kanalöffnung 24 ist eine Hohlkörperverbindung 7,
beispielsweise ein Schlauch mittels einer Abdichtung
23 abdichtend angeordnet. Die von der Hohlsonde 3
aufgenommene interstitielle Flüssigkeit oder Blut
wird nun durch die Hohlsonde 3 und den Kanal 18 an
dem Sensorelement 5 vorbei bis zur äußeren Kanalöf
fnung 24 und weiter durch die Hohlkörperverbindung 7
transportiert.
Der Träger 2, der Kanalträger 17 und die Kanalab
deckung 19 können in Folientechnologie aus Polyester
folie hergestellt sein. Die Verbindung der
verschiedenen Schichten erfolgt durch Heißlaminieren
oder durch Kleben. Das Aufsetzen des Sensorelementes
5 in der Öffnung 20 erfolgt so, daß die Unterseite
des Sensorelementes eine feste Verbindung mit der
Oberfläche des Kanalträgers 17 durch Kleben oder
durch Anpressen eingeht. Dabei ragt die aktive Sen
soroberfläche auf der hier nicht dargestellten Unter
seite des Sensors 5 in den Kanal 18 hinein. Die Ab
dichtung 23 besteht aus einem herkömmlichen Dich
tungsmaterial wie z. B. Silikon.
Fig. 3 zeigt 2 Sensorelemente, wie sie
beispielsweise als Sensorelemente 5 in Fig. 2 ein
gesetzt werden können.
Das in Fig. 3a eingesetzte Sensorelement ist
beispielsweise in der deutschen Patentanmeldung P 41
15 414 beschrieben, deren Offenbarung hierdurch in
diese Anmeldung aufgenommen wird. Das Sensorelement
besteht aus einem Siliziumträger 25, der an seiner
Oberfläche mit einer dielektrischen Schicht 26 aus
SiO2 und/oder Si3N4 besteht. In den Siliziumträger
sind pyramidenstumpfförmige Öffnungen durch
anisotropes Ätzen eingebracht. Diese sogenannten Con
tainments 35 sind an ihrer inneren Oberfläche mit
einer Elektrodenschicht 27, 27', 27'', 27''',
beispielsweise aus Platin oder Ag/AgCl bedeckt. In
die Containments wird für einen Glukosesensor ein
Membranmaterial 28 aus PVA mit dem Enzym GOD ein
gefüllt. An der Unterseite des Sensorelementes liegt
die Membran 28, 28' frei und bildet die aktive
Membranoberfläche 29, 29'. diese bildet zugleich die
obere Begrenzung des Kanals 18 aus Fig. 2. Die
Elektrodenschichten 27, 27', 27'' und 27''' können
mittels Sensorkontaktflächen, wie sie unter
Bezugszeichen 21, 22 in Fig. 2 dargestellt sind,
elektrisch abgegriffen werden.
Fig. 3b zeigt ein Sensorelement, wie es aus dem
deutschen Patent P 41 37 261.1-52 bekannt ist, dessen
Offenbarung hier mit in diese Anmeldung aufgenommen
wird. Auf einem Sensorelementträger 30 mit einem
Durchbruch 36 ist eine Doppelmatrixmembran 31 fest
aufgebracht. Diese besteht z. B. aus einem Papier das
mit einem Gel getränkt ist, das das Enzym GOD
(Glukoseoxidase) enthält. Auf dem Membranmaterial 31
sind zwei Elektroden 33 und 34 durch Aufdampfen oder
Siebdruck aufgebracht. Die Elektrode 33 besteht aus
Platin und die Elektrode 34 ist eine Ag/AgCl-
Elektrode. Eine aktive freie Membranoberfläche 32 in
dem Durchbruch 36 bildet hier den oberen Abschluß des
Kanals 18 aus Fig. 2. Die Elektroden 33 und 34
entsprechen den Sensorkontaktflächen 21, 22 aus Fig.
2.
In Fig. 4 ist ein minimalinvasives Sensorsystem
ähnlich dem in Fig. 2 dargestellten, so daß diesel
ben Bezugszeichen wiederum dieselben Elemente wie in
Fig. 2 bezeichnen. Im Unterschied zu Fig. 2 ist nun
zwischen dem Träger 2 und dem Kanalträger 17 ein
weiterer plattenartiger Filterträger 37 angeordnet,
der eine Aussparung mit einer darin angeordneten Fil
termembran 38 enthält. Die Aussparung ist dabei im
Bereich des Kanals 18 in dem Kanalträger 17 an
geordnet und bildet selbst einen Teil des Kanals. Die
Hohlsonde 3 ist so angeordnet, daß sie mit der
Aussparung für die Filtermembran 38 in dem Fil
terträger 37 auf deren dem Träger 2 zugeordneten
Seite verbunden ist. Der Träger 2, der Filterträger
37, der Kanalträger 17, der Sensorträger 19 sowie das
Sensorelement 5 sind auf gleiche Art und Weise
miteinander abdichtend verbunden wie in Fig. 2. In
diesem Beispiel wird nun die Flüssigkeit, die durch
die Hohlsonde 3 gesammelt wird, durch die Filter
membran 38 geleitet und tritt erst dann anschließend
in den Kanal 18 in dem Kanalträger 17 ein und wird
weiterhin an dem Sensorelement 5 weitergeleitet zur
äußeren Öffnung 24 des Kanals. Durch eine derartige
Filtermembran können unerwünschte Substanzen in dem
Fall ausgefiltert werden, in dem keine Ultrafiltra
tionssonde als Hohlsonde eingesetzt wird.
Die Fig. 5 und 6 zeigen Durchflußsensoren
entsprechend denjenigen in Fig. 3a, wobei jedoch der
Durchflußkanal in die Sensoren integriert ist.
Derartige Sensoren sind aus dem deutschen Patent P 44
08 352 bekannt, dessen Offenbarung hiermit in die
vorliegende Anmeldung aufgenommen wird. Der Sensor
besteht aus einem Siliziumträger 25, in dem sich Con
tainments 35 befinden. Die Containments 35 enthalten
Sensormembranmaterial 28 sowie Elektroden 27, 27'',
die bis in das Containment hineinragen. Die Contain
ments verjüngen sich von einer Seite des Silizium
trägers 25 zur anderen Seite des Siliziumträgers 25.
Auf der Seite mit der kleineren Öffnung der Contain
ments ist ein Kanal 39 durch anisotropes Ätzen in den
Siliziumträger 25 eingebracht, der mit den aktiven
Membranoberflächen bildenden, kleineren Öffnungen 29,
29' der Containments in räumlichem Kontakt steht.
Dieser Kanal ist mit einer Glasabdeckung 40
verschlossen, die mit dem Siliziumträger durch
anodisches Bonden abdichtend verbunden wird. Damit
ist in dem Siliziumträger 25 ein Kanal 39 ausgebil
det, in dem die durch die Hohlsonde gesammelte Flüs
sigkeit an den aktiven Membranoberflächen 29, 29'
vorbeigeführt wird.
Die realisierbaren Durchmesser des Kanals 39 liegen
im Bereich von einigen 10 bis einigen 100 µm, so daß
sehr geringe Probevolumina vermessen werden können.
In der in Fig. 6 gezeigten Anordnung sind zusätzlich
zu den Sensorelementen 28, 28' Zuführungsöffnungen
41, 42 in den Siliziumträger 25 eingebracht, die sich
von einer Seite des Siliziumträgers zur anderen
erstrecken und mit dem Kanal 39' verbunden sind.
Durch diese Zuführungs/Abführungsöffnung 41 bzw. 42
wird das Meßmedium dem Kanal 39' (Öffnung 41) zu- bzw.
aus dem Kanal 39' (Öffnung 42) abgeführt. In
diesem Fall tritt daher der Kanal 39' nicht an der
Stirnseite des Siliziumträgers 25' aus, da er in der
Länge begrenzt ist.
Fig. 7 zeigt nun den Einsatz eines Sensorelementes
nach Fig. 6 in einem Sensorsystem, das demjenigen
der Fig. 2 und 3 entspricht. Dieselben
Bezugszeichen bezeichnen daher dieselben Elemente wie
in diesen Figuren. Im Unterschied zu Fig. 2 weist
der Kanalträger 17' nicht mehr einen einzigen Kanal
18 auf. Vielmehr ist der Kanal in zwei voneinander
durch einen Steg getrennte Abschnitte 18' und 18''
eingeteilt. Der Kanalabschnitt 18' erstreckt sich
zwischen der sensorelementseitigen Öffnung der
Hohlsonde und der Öffnung 20 in dem Sensorträger. Der
zweite Kanalabschnitt 18'' erstreckt sich seitlich
zum ersten Kanalabschnitt 18' unterhalb der Öffnung
20 des Sensorträgers 19 und der äußeren Öffnung 24,
wobei die beiden Kanalabschnitte 18' und 18''
lediglich über die Öffnung 20 des Sensorträgers 19
miteinander im Kontakt stehen. Das Sensorelement 5''
mit den Sensorkontaktflächen 21' und 22'' ist nun ein
Sensorelement gemäß Fig. 6. Dabei wird das Sen
sorelement 5'' so in der Öffnung 20 angeordnet, daß
die Zuführungsöffnung 41 aus Fig. 6 mit dem
Kanalabschnitt 18' und die Abführungsöffnung 42 aus
Fig. 6 mit dem Kanalabschnitt 18'' in Verbindung
steht. Damit wird die zu messende Flüssigkeit aus der
Hohlsonde über den Kanalabschnitt 18' und die Zufüh
rungsöffnung 41 durch den Kanal 39' an den Sen
sorelementen 28, 28' vorbeigeführt und anschließend
über die Abführungsöffnung 42 und den Kanalabschnitt
18'' aus dem erfindungsgemäßen Sensorsystem ab
geführt. Der Kanal 39' kann als Kapillardrossel zur
Steuerung des Flüssigkeitsstromes über den
Strömungswiderstand des Kanals 39' ausgebildet sein.
Diese Technik ist aus dem deutschen Patent P 44 10 224
bekannt, dessen Offenbarung in die vorliegende
Anmeldung hiermit eingeschlossen werden soll.
Um die zu messende Flüssigkeit aus der Hohlsonde an
dem Sensorelement 5'' vorbeizutransportieren, wird in
den miteinander kommunizierenden Hohlräumen des er
findungsgemäßen Sensorsystems ein Unterdruck erzeugt.
Hierfür kann ein sehr einfacher Behälter oder ein
Vakuumbehälter (Vakutainer) an die Öffnung 24 des
Kanalabschnitts 18'' angebracht werden. Aufgrund des
hohen Strömungswiderstandes des Kanals 39' mit gerin
gem Kanalquerschnitt wird dann die Flüssigkeit, die
über die Hohlsonde 3 in den Kanal 39' eintritt, mit
nahezu konstanter Flußrate gefördert. Der
Strömungswiderstand kann auch dadurch vergrößert wer
den, daß der Kanal 39' auf dem Chip selbst verlängert
wird.
Das in Fig. 7 dargestellte Sensorsystem kann wie in
Fig. 8 gezeigt weitergebildet werden. Zusätzlich zu
der Anordnung, wie in Fig. 7 gezeigt und daher auch
mit den jeweiligen entsprechenden Bezugszeichen
bezeichnet ist, befindet sich in der Kanalabdeckung
19' ein weiterer Kanal 43 als Vakuumkanal. Dieser
Kanal 43 läuft um die Öffnung 20 herum und ist von
dieser durch einen Steg getrennt. Weiterhin ist die
Kanalöffnung 18' in dem Kanalträger 17' seitlich et
was erweitert, so daß sie auch den Vakuumkanal 43
überdeckt. Der Vakuumkanal 43 verbindet folglich
zusätzlich zu der Öffnung 20 die Kanalöffnungen 18'
und 18''. Zwischen dem Kanalträger 17' und der
Kanalabdeckung 19' befindet sich nun in dem Bereich,
in dem die Kanalöffnung 18' und der Vakuumkanal 43
kommunizieren, eine gasdurchlässige Membran. Dies
bedeutet, daß an der dem Vakuumkanal 43 zugewandten
Seiten der gasdurchlässigen Membran das an die Öf
fnung 24 durch die Pumpe P oder den Vakutainer an
gelegte Vakuum anliegt. Sind im Meßmedium, das durch
die Hohlsonde 3 in den Kanalabschnitt 18' gelangt,
Gasblasen enthalten, so wird das Gas mit Hilfe des an
der gasdurchlässigen Membran vakuumkanalseitig an
liegenden Unterdrucks über die gasdurchlässige
Membran 44 in den Vakuumkanal 43 abgeleitet. Daher
ist das Meßmedium, das nicht durch die gasdurchläs
sige Membran strömen kann sondern in den integrierten
Durchflußkanal 39' aus Fig. 6 des Sensorelementes
5'' eintritt, entgast. Es ist ebenso möglich, zwi
schen Vakuumkanal 43 und Systemmodul 8 (s. Fig. 1)
eine eigene Vakuumleitung, z. B. einen Schlauch zu ver
legen.
Fig. 9 zeigt ein Ausführungsbeispiel entsprechend
dem in Fig. 2 gezeigten, bei dem jedoch in dem
Träger 2' Elektroden integriert sind, die zum
elektrophoretischen/elektroosmotischen Transport des
Meßmediums im subkutanen Gewebe dienen. Entsprechende
Elemente sind jedoch mit entsprechenden Bezugszeichen
wie in Fig. 2 bezeichnet.
Auf einem Träger 2' ist eine elektrisch leitfähige
Hohlsonde 3' aus Edelstahl schräg angeordnet, die
sich von der Unterseite des Trägers 2' bis in den
Kanal 18 in dem Kanalträger 17 erstreckt und deren
Innenraum mit dem Kanal 18 kommuniziert. In dem
Träger 2' sind weiterhin voneinander elektrisch
isolierte elektrische Leiterbahnen 48, 49 und 50 an
geordnet, die mit Anschlußkontakten 51, 52 bzw. 53
zum Anlegen von Spannungen versehen sind. Die Leiter
bahn 49 ist dabei mit der Hohlsonde elektrisch ver
bunden. Weiterhin befinden sich auf der der
Hautoberfläche zugewandten Oberfläche des Trägers 2'
zwei Elektroden 12' und 15', die mit den Leiterbahnen
50 bzw. 48 über Durchkontaktierungen des Trägers 2'
elektrisch leitend verbunden sind. Die Elektrode 12'
ist dabei eine großflächige Anode, die etwa mittig
auf der Unterseite des Trägers 2' angeordnet ist. Die
Elektrode 15' ist seitlich des Durchstoßpunktes der
Hohlsonde 3' durch den Träger 2' oberhalb des freien
Endes der schräg angeordneten Hohlsonde 3' auf der
Unterseite des Träger 2' angeordnet und dient als
Kathode. Diese Kathode 15' ist eine Platinkathode
oder eine Ag/AgCl-Kathode. Das äußere Ende der
Hohlsonde 3' ist wie bei Kanülen in der Medizintech
nik üblich angespitzt und vorne offen. Nicht darge
stellt ist jedoch eine Ausführungsform, bei der die
Hohlsonde auf ihrer äußeren Umfangsoberfläche per
foriert ist, so daß in diesem Falle ein noch größeres
Probenvolumen aus dem subkutanen Gewebe entnommen
werden kann. Werden nun über die Kontakte 51 und 52
an die Kathode 15' bzw. die Hohlsonde 3' eine
negative Spannung und an die Anode 12' über den
Anschlußkontakt 53 eine positive Spannung anlegt, so
ergibt sich ein elektrophoretischer/elektroosmoti
scher Transport der interstitiellen Flüssigkeit in
Richtung der Hohlsonde 3'. Weiterhin quillt das
Gewebe unterhalb der Kathode 15' auf, so daß zur
Probenentnahme ein vergrößert es Volumen an
interstitieller Flüssigkeit zur Verfügung steht.
Dadurch daß die Kathode 15' unmittelbar über dem
freien Ende der Hohlsonde 3' angeordnet ist, ist der
Fluß der interstitiellen Flüssigkeit auf das offene
Ende der Hohlsonde 3' gerichtet und es ergibt sich
damit eine noch weiter verbesserte Probenentnahme.
Fig. 9b zeigt das in Fig. 9a beschriebene Sensor
system in montiertem Zustand.
Fig. 10 zeigt verschiedene Ausführungsformen einer
Hohlsonde 3' für ein erfindungsgemäßes minimalin
vasives Sensorsystem. Die Hohlsonde 3' besteht aus
einem zylinderförmigen Korpus aus Edelstahl. Sie ist
elektrisch leitfähig und kann gleichzeitig als
Hohlsonde und als Kathode, beispielsweise bei der
Ausführungsform eines Sensorsystems gemäß Fig. 9
dienen. Das äußere Ende dieser Hohlsonden kann wie
bei Kanülen in der Medizintechnik üblich angespitzt
und vorne offen sein. Sie kann auch auf ihrer Um
fangsoberfläche perforiert oder mit Poren versehen
sein.
Fig. 10b zeigt eine Hohlsonde 3'', die aus Teflon,
Polyimid oder einem anderen Kunststoff hergestellt
ist und damit schlauchartige Eigenschaften aufweist.
Die Teflonmembran kann dabei auf ihrer Mantelfläche
perforiert und damit für die interstitielle Flüssig
keit durchlässig sein. Eine derartige Perforierung
bei Teflon oder anderen Membranmaterialien kann mit
Lasern hergestellt werden. Bei entsprechender Per
forierung kann die Hohlsonde 3'' auch als
Ultrafiltrationshohlfaser eingesetzt werden.
Die schlauchartige Konsistenz der in Fig. 10b
dargestellten Hohlsonde 3'' bedingt, daß der
Unterdruck im Hohlsondenlumen unter Umständen einen
Hohlsondenkollaps während der Messung erzeugt. Daher
ist die Hohlsonde mit einem Armierungsträger 54,
beispielsweise einem Draht, der gleichzeitig als
Hohlsondenkathode dienen kann, versehen. Auch zwei
oder mehr Drähte können zu einem Armierungsträger
verdrillt werden.
In Fig. 10c ist eine weitere armierte Hohlsonde 3'''
gezeigt, wobei der Armierungsträger 55 aus einem
Faserbündel besteht. Besonders geeignet sind hierfür
Kohlefaser- oder Glasfaserbündel. Werden Kohlefaser
bündel als Armierungsträger verwendet, so können
diese zugleich aufgrund ihrer elektrischen Leitfähig
keit als Kathoden dienen.
Typischerweise haben die hier beschriebenen Hohlson
den äußere Durchmesser zwischen 0,1 und 2 mm, vor
zugsweise jedoch 0,4 bis 0,5 mm.
Die Hohlsonden nach Fig. 10 können auch aus solchen
ansonsten bekannten Materialien hergestellt werden,
die für Dialyse- und Ultrafiltrationshohlfasern ver
wendet werden.
Ein weiteres Ausführungsbeispiel für ein erfin
dungsgemäßes Sensorsystem ist in Anlehnung an Fig. 2
in Fig. 11 dargestellt. Dabei sind entsprechende
Elemente mit entsprechenden Bezugszeichen wie in
Fig. 2 bezeichnet. Im Unterschied zu Fig. 2 ist
jedoch hier die Hohlsonde 3 durch eine flexible
Hohlsonde 3 IV aus einem perforierten Teflonkatheter
ersetzt. Diese flexible Hohlsonde kann jedoch nicht
ohne weiteres in das subkutane Gewebe insertiert wer
den. In der Hohlsonde 3 IV befindet sich daher eine
Stabilisierungsnadel 57 als Armierungsträger. Diese
Nadel ist durch ein Septum 56 aus Silikon auf der
Kanalabdeckung 19 durch den Kanal 18 in dem
Kanalträger 17 in die Hohlsonde 3 IV eingeführt. Das
Septum 56 muß dabei ausreichend dicht sein, um den in
dem Kanal 18 erzeugten Unterdruck aufrecht zu erhal
ten. Vorteilhaft bei dieser Ausführungsform ist, daß
die Stabilisierungsnadel 57 durch Ziehen aus der
Hohlsonde 3 IV entfernt werden kann sobald die
Hohlsonde 3 IV in das subkutane Gewebe insertiert ist.
Dadurch wird die Belastung für den Träger dieses er
findungsgemäßen minimalinvasiven Sensorsystems wäh
rend der Tragezeit stark verringert und die Akzeptanz
eines derartigen Sensorsystems bei den Patienten er
höht.
Fig. 11b zeigt dieses Sensorsystem in montiertem Zustand.
Vorteilhafterweise können die erfindungsgemäßen Sen
sorsysteme mit Flußkontrollen ausgestattet sein, um
eine Unterbrechung des Flusses anzuzeigen. Eine
besonders einfache Ausführungsform dieser
Flußkontrolle entsteht dadurch, daß zwei Glukosesen
soren in einem Durchflußkanal 6 des Sensors 5 (s.
Fig. 1) hintereinander angeordnet sind. Da die
herkömmlichen, im Stand der Technik allgemein bekann
ten Glukosesensoren den Analyten enzymatisch umset
zen, ergibt sich am zweiten Sensor im Vergleich zum
ersten Sensor eine geringere Glukosekonzentration.
Folgt nun das Signal des zweiten Sensors dem Signal
des ersten Sensors zeitlich mit einem geringeren ab
soluten Signal, so kann davon ausgegangen werden, daß
der Fluß der interstitiellen Gewebsflüssigkeit nicht
unterbrochen ist.
Weiterhin ist es vorteilhaft vor dem Glukosesensor
zwischen der Hohlsonde und dem Sensorelement einen
Voroxidationsreaktor anzuordnen. Mit seiner Hilfe
können störende Substanzen durch Voroxidation vom
Sensor ferngehalten werden. Da hierbei auch ein Strom
über den Voroxidationsreaktor fließt, kann das Ver
hältnis der Ströme zwischen Voroxidationsreaktor und
dem nachgeschalteten Glukosesensor als
Kontrollparameter für den Fluß der interstitiellen
Gewebsflüssigkeit im Kanal 6 des Sensors 5 (Fig. 1)
dienen. Ein derartiger vorgeschalteter
Voroxidationsreaktor läßt sich in gleicher Tech
nologie herstellen wie die hier beschriebenen Sen
soren, beispielsweise gemäß Fig. 5 und Fig. 6.
Bei den in den Fig. 2, 4, 7 bis 9 vorgestellten
minimalinvasiven Sensorsystemen bestehen die Träger
2, Kanalträger 17, die Kanalabdeckung 19 sowie der
Filterträger 37 bzw. die entsprechenden Elemente aus
Kunststoffen wie Polyvinylchlorid (PVC), Polyethylen
(PE), Polyoxymethylen (POM), Polycarbonat (PC),
Ethylen/Propylen-COP. (EPDM), Polyvinylidenchlorid
(PVDC), Polychlortrifluorethylen (PCTFE), Polyvinyl
butyral (PVB), Celluloseacetat (CA), Polypropylen
(PP), Polymethylmetacrylat (PMMA), Polyamid (PA),
Tetrafluorethylen/Hexafluorpropylen-COP. (FEP),
Polytetrafluorethylen (PTFE), Phenol-Formaldehyd
(PF), Epoxyd (EP), Polyurethan (PUR), Polyester (UP),
Silikon, Melamin-Formaldehyd (MF), Harnstoff-Formal
dehyd (UF), Anilin-Formaldehyd, Capton oder
dergleichen.
Die Verbindung zwischen den Trägern 2, Kanalträger
17, Kanalabdeckung 19 sowie Filterträger 37 kann
durch Kleben, Schweißen oder Laminieren erfolgen.
Speziell für das Laminieren stehen spezielle
Laminierfolien zur Verfügung, die sich heißlaminieren
lassen (z. B. CODOR-Folie aus Polyethylen und
Polyester der Firma TEAM CODOR, Marl, Deutschland).
Die Dicke der einzelnen Folien für die Träger 2,
Kanalträger 17, Kanalabdeckung 19 oder Filterträger
37 können zwischen 10 und einigen 1000 µm, vor
zugsweise bei wenigen 100 µm liegen. Die flächenhaf
ten Ausdehnungen des Trägers 2 sowie der anderen
Träger und Abdeckungen liegen im Bereich weniger cm,
beispielsweise für den Träger 2 aus Fig. 2 bei 2 × 3 cm.
Die Unterseite des Trägers 2 ist wiederum vor
teilhafterweise ganz oder teilweise mit einer Klebe
schicht aus hautverträglichen Klebematerialien ver
sehen, die für eine sichere Haftung auf der
Hautoberfläche sorgt.
Die Anode 12, Kathoden 11 und 15' sowie die Leiter
bahn 48, 49, 50 in den entsprechenden Zeichnungen und
ebenso die Anschlußkontakte 51, 52 und 53 können
durch Siebdruck oder Dünnschichtverfahren hergestellt
werden. Die hierfür verwendeten Materialien können
Siebdruckpasten auf der Basis von Edelmetallen und
Metallen sein. Die im Dünnschichtverfahren herge
stellten Schichten können aus Edelmetallen wie
Platin, Gold, Silber oder chloridisierten Sil
berschichten (Ag/AgCl) bestehen. Die Dicke dieser
Schichten für die Anoden, Kathoden sowie Leiterbahnen
und Anschlußkontakte können zwischen einigen 100 nm
bis einigen µm betragen.
Claims (30)
1. Minimalinvasives Sensorsystem mit mindestens
einer Sonde zur Entnahme eines Fluides aus
Geweben sowie mindestens einem Sensorelement,
dadurch gekennzeichnet,
daß an einem Träger eine Hohlsonde, ein Sensor
mit einem Sensorelement und ein mit diesem in
räumlichem Kontakt stehender Durchflußkanal an
geordnet sind und der Innenraum der Hohlsonde,
gegebenenfalls über eine Hohlkörperverbindung,
unmittelbar mit dem Durchflußkanal des Sensors
verbunden ist.
2. Sensorsystem nach Anspruch 1, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Hohlsonde mikroskopische
und/oder makroskopische Öffnungen aufweist.
3. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
die Hohlsonde eine endständige Hohlsonde ist.
4. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
die Hohlsonde an ihrem dem Sensor abgewandten
Ende offen und/oder auf ihrer Mantelfläche per
foriert oder porös ist.
5. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
der Durchflußkanal des Sensors auf der der Sonde
abgewandten Seite mit einer Vorrichtung zur Er
zeugung eines Vakuums, insbesondere einer Saug
pumpe oder einem Vakuumbehälter, verbunden ist.
6. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
die Hohlsonde, die Hohlkörperverbindung, der
Durchflußkanal und/oder der Sensor mik
rofluidische Elemente sind.
7. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
in der Hohlsonde ein Armierungsträger,
beispielsweise ein Draht, eine Nadel oder ein
Faserbündel, beispielsweise ein Glasfaserbündel
oder Kohlefaserbündel, angeordnet ist.
8. Sensorsystem nach dem vorhergehenden Anspruch,
dadurch gekennzeichnet, daß der Armierungsträger
entfernbar ist.
9. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
an dem Träger mindestens eine als Kathode
schaltbare Elektrode angeordnet ist.
10. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
die Hohlsonde und/oder der Armierungsträger
elektrisch leitend und als Kathode schaltbar
sind.
11. Sensorsystem nach dem vorhergehenden Anspruch,
dadurch gekennzeichnet, daß die Hohlsonde
und/oder der Armierungsträger aus einem
elektrisch leitenden Material besteht oder
elektrisch leitend beschichtet ist.
12. Sensorsystem nach mindestens einem der Ansprüche
7 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß die
Hohlsonde und/oder der Armierungsträger aus
Edelstahl oder einem Edelmetall besteht oder mit
einem Metall bedampft ist.
13. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
an dem Träger eine weitere als Kathode
schaltbare Elektrode angeordnet ist.
14. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
an dem Träger eine großflächige, als Anode
schaltbare Elektrode angeordnet ist.
15. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
zwischen der Hohlsonde und dem Sensor ein Fluid
filter angeordnet ist.
16. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
zwischen der Hohlsonde und dem Sensor eine
Gasblasenfalle angeordnet ist.
17. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
zwischen der Hohlsonde und dem Sensor ein
Voroxidationsreaktor angeordnet ist.
18. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
der Sensor eine Grundplatte, einen platten
förmigen Kanalträger mit einer kanalartigen
Aussparung sowie einen plattenförmigen Sen
sorträger mit einer flächigen Aussparung zur
Aufnahme des Sensorelementes und/oder ein
flächiges Sensorelement aufweist, wobei die
Grundplatte, der Kanalträger und der Sen
sorträger und/oder das Sensorelement miteinander
abdichtend derart aufeinander gestapelt sind,
daß die flächige Aussparung und/oder das
flächige Sensorelement sich über der kanal
artigen Aussparung befindet.
19. Sensorsystem nach dem vorhergehenden Anspruch,
dadurch gekennzeichnet, daß die Hohlsonde die
Grundplatte durchbrechend so angeordnet ist, daß
ihr eines Ende in die kanalartige Aussparung
ragt.
20. Sensorsystem nach mindestens einem der Ansprüche
1 bis 17, dadurch gekennzeichnet, daß der Sensor
aus einem plattenförmig ausgebildeten Substrat
besteht, in dem mindestens ein von der vorder
seitigen Oberfläche des Substrates sich zur
zweiten Oberfläche verjüngendes Containment ein
gebracht ist, wobei das das Sensorelement ent
haltende Containment auf der vorderseitigen
Oberfläche eine größere Öffnung und auf der
zweiten Oberfläche eine kleinere Öffnung auf
weist und mit mindestens einer mit der zweiten
Oberfläche verbundenen Platte sowie mindestens
einem mit der kleineren Öffnung des Containments
in Kontakt stehenden kanalförmigen, als
Meßkammer dienenden Hohlraum, der im Substrat
oder in der Platte oder in beiden ausgebildet
ist.
21. Sensorsystem nach mindestens einem der Ansprüche
18 bis 20, dadurch gekennzeichnet, daß der
Träger des Sensorsystems als plattenförmiges
Substrat bzw. als plattenförmiger Kanalträger
ausgebildet ist.
22. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
der Durchflußkanal mit mindestens zwei in
Flußrichtung des Durchflußkanals hintereinander
angeordneten Sensorelementen in räumlichem Kon
takt steht.
23. Sensorsystem nach mindestens einem der vorher
gehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß
der Träger und gegebenenfalls die Grundplatte,
der Kanalträger, der Sensorträger, der Fil
terträger, das plattenförmige Substrat und/oder
die mit der zweiten Oberfläche des Substrates
verbundene Platte aus Kunststoffen wie
Polyvinylchlorid (PVC), Polyethylen (PE),
Polyoxymethylen (POM), Polycarbonat (PC),
Ethylen/Propylen-COP. (EPDM), Polyvinyliden
chlorid (PVDC), Polychlortrifluorethylen (PCTFE),
Polyvinylbutyral (PVB), Celluloseacetat
(CA), Polypropylen (PP), Polymethylmetacrylat
(PMMA), Polyamid (PA), Tetrafluorethylen/Hexa
fluorpropylen-COP. (FEP), Polytetrafluorethylen
(PTFE), Phenol-Formaldehyd (PF), Epoxyd (EP),
Polyurethan (PUR), Polyester (UP), Silikon,
Melamin-Formaldehyd (MF), Harnstoff-Formaldehyd
(UF), Anilin-Formaldehyd, Capton oder
dergleichen bestehen.
24. Sensorsystem nach Anspruch 23, dadurch gekenn
zeichnet, daß der Träger und gegebenenfalls die
Grundplatte, der Kanalträger, der Sensorträger,
der Filterträger, das plattenförmige Substrat
und/oder die mit der zweiten Oberfläche des
Substrates verbundene Platte aus Kunststoffen
eine Dicke von 10 µm bis einigen 1000 µm, vor
teilhafterweise um 100 µm aufweisen.
25. Sensorsystem nach Anspruch 23, dadurch gekenn
zeichnet, daß der Träger und der Sensor,
gegebenenfalls die Grundplatte, der Kanalträger,
der Sensorträger, der Filterträger, das platten
förmige Substrat und/oder die mit der zweiten
Oberfläche des Substrates verbundene Platte
durch Kleben, Schweißen und/oder Laminieren ver
bunden sind.
26. Verwendung eines minimalinvasiven Sensorsystems
nach mindestens einem der vorhergehenden
Ansprüche zur Bestimmung von physikalischen,
chemischen und/oder biochemischen Eigenschaften
in Lebewesen.
27. Verwendung nach dem vorhergehenden Anspruch zur
Bestimmung von Stoffkonzentrationen in Geweben
und Körperflüssigkeiten in vivo.
28. Verwendung nach einem der beiden vorhergehenden
Ansprüche zur Bestimmung der Glukosekon
zentration in Blut und/oder interstitieller
Flüssigkeit des Menschen.
29. Verwendung nach mindestens einem der Ansprüche
26 bis 28 in der medizinischen, insbesondere
humanmedizinischen Diagnostik und Therapeutik.
30. Verwendung nach dem vorhergehenden Anspruch in
der Diabetestherapie.
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