DE69017428T2 - Implantierbare vorrichtung zur bestimmung des glukose-gehaltes. - Google Patents

Implantierbare vorrichtung zur bestimmung des glukose-gehaltes.

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Description

  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf medizinische Vorrichtungen, genauer auf eine implantierbare Vorrichtung, die eine genaue und einfache Ermittlung des Blutglucosegehalts einer Person gestattet.
  • Die mit der Bestimmung des Blutglucosegehalts bei Zuckerkranken verbundenen Probleme sind heute bekannt, namentlich weil die benutzten Methoden Gebundenheit und Eingriffe bedingen. Es kann sich zum Beispiel darum handeln, zwei- bis dreimal täglich von einer Fingerspitze einen Tropfen Blut zu ziehen, der auf ein Glucosimeter gegeben wird; dies liefert sehr rasch ein genaues Ergebnis, hinterlässt aber mit der Zeit erhebliche Folgeerscheinungen. Es kann sich gleichermassen um eine subkutane Elektrode handeln, die durch elektrische Anschlüsse mit der Aussenwelt verbinden ist und drei bis sieben Tage an Ort und Stelle verbleiben kann, jedoch erhebliche Vorsichtsmassnahmen zur Keimfreiheit erfordert und eine dauernde Behinderung für den Patienten darstellt.
  • Trotzdem sind genaue Messungen des Blutglucosegehalts für eine gute Ausgewogenheit der bei jeder Mahlzeit zu verabreichenden Insulindosis unerlässlich. Mangelt es daran, so setzt sich der Kranke bedeutenden Gefahren aus. Kurzfristige Gefahren schliessen die Hypoglykämie und Hyperglykämie ein, die bis zum Koma führen können; zu den langfristigen Gefahren gehören mehr noch alle Probleme der peripheren Arterienerkrankung (Arterienverschluss durch Verkalkung), die zu Blindheit oder Amputation von Extremitäten führen können. Angesichts dieser ernsthaften Probleme haben die Zuckerkranken es gelernt, die Insulindosen durch sich wiederholende Messungen des Glucosegehalts anzupassen und einen strikten Rhythmus der Ernährung und körperlichen Anstrengung einzuhalten. Damit ist gesagt, wie wichtig und folgenreich für diese Kranken die Bedingungen sind, unter denen der Blutglucosegehalt ermittelt wird.
  • Die Erfindung hat zum Ziel, eine genaue Ermittlung des Blutzuckergehalts einer Person durch eine nichtaggressive Methode und vermittels einer Vorrichtung zu ermöglichen, die einen sehr geringen Raumbedarf hat und zum Beispiel im subkutanen Bereich implantiert wird.
  • Es ist bekannt, dass zwischen dem Blutglucosegehalt und dem Glucosegehalt im Zwischengewebe, wie er zum Beispiel im subkutanen Bereich herrscht, eine sehr gute Übereinstimmung besteht. Die Glucose diffundiert nämlich frei durch die Gefässe bis ins Zwischengewebe.
  • Es ist gleichermassen bekannt, dass die wesentlichen Änderungen in der Zusammensetzung der Zwischengewebeflüssigkeit an die Änderung einer begrenzten Zahl von Substenzen, darunter Glucose, gebunden sind. Bei einem Platzbedarf der Moleküle, der grössenordnungsmässig dem der Glucose entspricht (etwa 0,8 nm), ist unter diesen Substanzen Glucose diejenige, die sich am bedeutsamsten verändert. Eine selektive Messung des osmotischen Drucks, der durch Moleküle mit einem der Glucose gleichwertigen Raumbedarf bedingt wird, reflektiert daher in genügend genauer Weise den osmotischen Druck der Glucose in diesem Bereich und folglich den Blutglucosegehalt. Diese Art von Messung kann natürlich in jeder beliebigen, in Glucosegleichgewicht mit dem Blutsystem befindlichen Raumeinheit (zum Beispiel im subkutanen Bereich oder in der Bauchhöhle) erfolgen.
  • Gewisse Erfinder haben eine Bestimmung des Glucosegehalts durch alleinige Messung des osmotischen Drucks, der von allen Molekülen mit einem grösseren Raumbedarf als dem der Glucose verursacht wird, beanspruchen können, wobei eine solche Messung mit Hilfe einer für Glucose halbdurchlässigen Membran ausgeführt wird. Es kann im besonderen die Patentschrift U.S. 4 538 616 von Robert Rogoff angeführt werden, die ein solches System beschreibt. Es ist aber angebracht zu bemerken, dass Veränderungen der Wasserversorgung des Patienten und mehr noch Veränderungen bestimmter Aminosäuren, um nur einige Beispiele zu nehmen, die Ursache für bedeutende Änderungen des osmotischen Druckes einer Person bilden und in der beschriebenen Näherung zu einem Interpretationsfehler führen können, dessen Folgen für den Patienten äusserst schwerwiegend sein können.
  • Das erfindungsgemässe Prinzip besteht darin, mit einer implantierbaren Vorrichtung sehr geringer Abmessungen auf genaue Weise in einem Zwischengewebe den Absolutwert - oder die Veränderungen - des osmotischen Drucks zu messen, der von Molekülen verursacht wird, die einen der Glucose gleichwertigen Raumbedarf haben, wobei eine solche Messung in allen Bereichen oder Räumen erfolgen kann, die in Glucosegleichgewicht mit dem Gefässsystem stehen. Aus dem gemessenen Wert leitet man den durch die Glucose verursachten osmotischen Druck und folglich den Glucosegehalt im Kreislauf ab.
  • Heute sind schon zahlreiche miniaturisierte Druckmessvorrichtungen aus Silizium bekannt, die mit photolithographischen Bearbeitungsverfahren erzeugt werden. Ein Drucksensor aus solchen Verfahren könnte vorteilhaft benutzt werden, weil er sehr geringe räumliche Endabmessungen hat (einige mm², bei weniger als 1 mm Dicke). Insbesondere sind die damit erreichten Empfindlichkeitswerte völlig verträglich mit den zu messenden Druckänderungen, die von der Grössenordnung einiger Millimeter Quecksilber sind.
  • Gleichermassen sind verschiedene Membrantypen bekannt, die präzise perforiert sind, so dass sie Wasser, Ionen und Lactate durchlassen, jedoch nicht die Glucose. Solche Membranen werden als für Glucose halbdurchlässig bezeichnet. Die Porenabmessungen liegen in diesem Falle zwischen ungefähr 0,6 nm und 0,74 nm.
  • Gleichermassen sind Membranen bekannt, deren Poren die Grösse des Glucosemoleküls übersteigen und Glucose durchlassen. Wenn man eine solche Membran mit Porendurchmessern in der Grössenordnung von 0,9 nm wählt, so kann man eine Membran schaffen, die für Glucose grenzdurchlässig genannt wird.
  • Gleichermassen sind bioverträgliche Überzüge bekannt, die für Glucose und zahlreiche Moleküle durchlässig, aber für Zellen undurchlässig sind. Derartige Überzüge wie Perfluorsulfonsäurepolymer (Nafion von Du Pont de Nemours) haben den Vorteil, auch nach mehreren Jahren im Zwischengewebe nicht zu verstopfen und vom Körper nicht abgestossen zu werden. Ein solcher Überzug kann folglich mit Vorteil als bioverträgliche Schutzmembran verwendet werden.
  • Die Erfindung besteht darin, einen Satz zweier Messkammern zu schaffen, der sich zusammensetzt,
  • - einerseits aus einer ersten Messkammer für den osmotischen Druck, die in direkter Verbindung mit einem ersten Drucksensor steht und vom Zwischengeweberaum durch eine für Glucose halbdurchlässige Membran getrennt ist, wobei die benannte Membran vom Zwischengeweberaum durch eine bioverträgliche Schutzmembran getrennt ist;
  • - andererseits aus einer zweiten Messkammer für den osmotischen Druck, die in direkter Verbindung mit einem zweiten Drucksensor steht und vom Zwischengeweberaum durch eine für Glucose grenzdurchlässige Membran getrennt ist, wobei die benannte Membran vom Zwischengeweberaum ebenfalls durch eine bioverträgliche Schutzmembran getrennt ist.
  • Die erfindungsgemässe Vorrichtung gestattet es, auf genaue Weise einen absoluten osmotischen Druck oder osmotische Druckunterschiede zu messen, die auf Moleküle mit einem der Glucose gleichwertigen Raumbedarf zurückgehen. Eine Ankopplung der beiden Drucksensoren an ein elektronisches System gestattet es, die Messwerte an einen ausserhalb der Person befindlichen Empfänger zu übermitteln. Ein solches elektronisches System kann namentlich durch ein passives LC-Resonanzsystem mit veränderlicher Frequenz gegeben sein, das auf ein von aussen gesendetes Radiofrequenzsignal anspricht. In diesem Falle erfordert das elektronische System keine Energiequelle und kann daher sehr langzeitlich implantiert bleiben. Ein solcher resonanter Druckdetektor wurde von der schwedischen Arbeitsgruppe der Technischen Hochschule Uppsala für einen Sensor des Drucks im Augeninneren beschrieben, der auf dem Kongress "Transducer 89" in Montreux (Schweiz) am 26. Juni 1989 vorgestellt wurde (Ylbva Bäcklund, Lars Rosengren et Bertril Hök von der Technischen Hochschule Uppsala, Björn Svedbergh vom Institut für Augenheilkunde, Uppsala). Ein solches Resonanzsystem ist bereits industrieüblich und wurde zuerst von Collins im Jahre 1967 beschrieben.
  • Andere Ziele und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden aus der folgenden Beschreibung und den beigefügten Figuren erhellen, die zur Veranschaulichung, jedoch nicht begrenzend, gegeben sind.
  • Figur 1 ist eine schematische Darstellung einer der beiden die Vorrichtung bildenden Messkammern, die eine Schnittansicht der diese Messkammer bildenden verschiedenen Elemente zeigt.
  • Figur 2 ist eine schematische Darstellung einer der beiden Messkammern, die die der vorliegenden Erfindung entsprechende Vorrichtung bilden, wobei diese Figur die elektronischen Elemente dieser Kammer und den auf sie ansprechenden äusseren Sender zeigt.
  • Figur 3 stellt einen Typ der Resonanzfrequenzkurve dar, die mit einem Typ des beschriebenen Drucksensors für jede der beiden Messkammmern der Vorrichtung erhalten werden kann.
  • Es sei bemerkt, dass aus Sorge um die Deutlichkeit die Dicken- und Grössenverhältnisse der verschiedenen die Vorrichtung bildenden Elemente ausser Acht gelassen worden sind.
  • Mit Bezug auf Figur 1 können die verschiedenen Elemente beschrieben werden, die eine der beiden Messkammern bilden, die die erfindungsgemässe Vorrichtung ergeben, die sich in einem Milieu 1 befindet, worin man den osmotischen Druck messen möchte, der von Molekülen eines der Glucose gleichwertigen Raumbedarfs verursacht wird. Da diese beiden Messkammern funktionell gleichwertig sind, begnügen wir uns damit, die erste der beiden zu beschreiben, die sich von der zweiten nur durch die Eigenschaften der benutzten halbdurchlässigen Membran unterscheidet. Für diese erste Messkammer werden in Figur 1 die beiden Teile A und B vorgestellt, die eine auseinandergezogene Ansicht dieser Messkammer entsprechend einem durch ihre Mitte gehenden Symmetrieschnitt bilden. Membran 20 ist für Glucose halbdurchlässig, also durchlässig für Wasser und Moleküle, die kleiner als Glucose sind, aber undurchlässig für Glucose. Die Dicke dieser Membran wird in Abhängigkeit ihrer Natur gewählt. Höhlung 41, die durch photolithographische Bearbeitung (chemischer Angriff mit KOH) in einer Siliziumschicht 40 von etwa 30 µm Dicke erzeugt wurde, stellt die innere Messkammer für den osmotischen Druck dar. Der Drucksensor wird von der Membran 10 und der Schicht 12 sowie der Höhlung 11 gebildet, wobei Membran 10 in direkter Beziehung mit der inneren Messkammer 41 steht. Die Membran 10 ist eine Membran aus p&spplus;-dotiertem Silizium von etwa 20 µm Dicke, die im peripheren Bereich 53 auf ihrer einen Seite und im peripheren Bereich 52 auf ihrer anderen Seite oxidiert wurde, um durch ein Heissverfahren (Bonding- Verfahren) bei 1000 ºC an die Schicht 12 bzw. an die Schicht 40 angeschweisst werden zu können. Die Schicht 53 dient auch als Isolation zwischen der Membran 10 und der Schicht 12, um einen abstimmbaren Kondensator zu bilden. Die Schicht 12, die etwa 60 µm dick ist, ist in ihrer Mitte photolithographisch (chemischer Angriff mit KOH) ausgehöhlt, so dass ein Hohlraum 11 von etwa 20 µm Tiefe der Schicht 10 gegenüber gebildet wird.
  • Dieser Hohlraum 11 muss vollständig dicht sein, um eine hohe Genauigkeit und schwache zeitliche Drift des Drucksensors zu gewährleisten.
  • Der Drucksensor funktioniert daher als abstimmbarer Kondensator, dessen Kapazität sich in Abhängigkeit von den Verformungen der Membran 10 ändert, die unter dem Einfluss des in der Kammer 41 herrschenden Drucks erfolgen.
  • Um den Wirkungsgrad der Druckmessung seitens der Membran 10 des Drucksensors zu optimieren, ist die Membran 20 durch eine Schicht 30 verstärkt, die zum Beispiel aus Silizium nach dem von Gjermund Kittilsland und Göran Stemme (Abteilung für Festkörper-Elektronik, Technische Universität Chalmers, Göteborg, Schweden) beschriebenen und auf dem Kongress "Transducer 89" am 26. Juni 1989 in Montreux (Schweiz) vorgestellten Verfahren hergestellt wird. Ein solcher Schichttyp hat den Vorteil, in jeder möglichen Dicke, folglich mit einem hohen Steifigkeitsfaktor, aus Silizium gefertigt werden zu können und Poren geringen Durchmessers zu haben. Dieser Schichttyp wird durch Verschweissen zweier perforierter Siliziummembranen 31 und 32 erhalten, wobei sich die Perforationen nicht überlagern und das Verschweissen in der Hitze (Bonding-Verfahren) dank einer feinen Siliziumoxidschicht 33 auf den beiden sich gegenüberliegenden Seiten, deren Dicke vollkommen bekannt ist, zustande kommt. Diese Schicht 30 ist an ihrer Peripherie 51 auf der der Schicht 40 gegenüberliegenden Seite oxidiert, so dass sie auf diese heiss (Bonding-Verfahren) aufgeschweisst werden kann. Eine Schicht 35 derselben Natur (die aus perforierten Membranen 36 und 37 sowie einer feinen Siliziumoxidschicht 38 gebildet wird) kann gleichfalls auf der anderen Seite der Membran 20 angeordnet werden.
  • Eine bioverträgliche Schutzschicht 60 überzieht die ganze Vorrichtung, damit weder die Poren der Versteifungsschicht 30 oder 35 noch die der Membran 20 verstopfen. Eine solche Schicht muss namentlich für Moleküle, die kleiner als die Glucose sind, sowie für die Glucose durchlässig sein. Zum Beispiel kann es eine Schicht aus Perfluorsulfonsäurepolymer sein, deren Haltbarkeit im subkutanen Gewebe ausgezeichnet ist. Der Schutz, der durch diese Schicht gegeben ist, wirkt namentlich bezüglich der Zellen und der Ablagerungen wie Fibrin.
  • Die zweite, die Vorrichtung bildende Messkammer ist mit der ersten, soeben beschriebenen identisch, mit dem einen Unterschied, dass seine Membran 20 für Glucose grenzdurchlässig gewählt wurde, also Glucose durchlässt, jedoch nicht die Moleküle, die grösser als Glucose sind.
  • Die Grösse einer solchen Vorrichtung mit zwei Messkammern des beschriebenen Typs ist tatsächlich vereinbar mit ihrer Implantation, da ihre Dicke etwa 300 µm und seine seitlichen Abmessungen etwa 2 mm sein können.
  • Figur 2 zeigt die auf dem Prinzip eines passiven LC-Resonanzkreises basierende elektronische Wirkungsweise für jede der Messkammern der Vorrichtung. Der Kondensator C ergibt sich aus dem Drucksensor, der durch die Schichten 10 und 12 gebildet wird, die voneinander durch die Siliziumoxidschicht 53 isoliert sind. Jede von Druckveränderungen in der Kammer 41 hervorgerufene Bewegung der Membran 10 bringt eine Veränderung des Wertes von C mit sich. Da dieser Kondensator in parallel mit einer Selbstinduktion L geschaltet ist, bringt jede Veränderung von C automatisch eine Veränderung der Resonanzfrequenz zufolge der Funktion: f = 1/2π(LC)½ mit sich. Diese Resonanzfrequenz wird mit einem magnetisch gekoppelten Schwingkreis ferngemessen, der den Messwert in den osmotischen Druck im Hohlraum 41 umwandelt, ferner über den Unterschied zwischen den in den beiden Messkammern erhaltenen Werten in den osmotischen Druck, der durch Moleküle verursacht wird, deren Raumbedarf mit dem der Glucose identisch ist, und durch Ableitung und Bezug auf einen Basiswert in den Glucosegehalt. Diese äussere elektronische Baugruppe umfasst folglich für jede der beiden Messkammern ein aus einem Schwingkreis 5 mit variabler Frequenz, einer Selbstinduktion L' und einem Resonanzdetektor 6 an den Klemmen eines Widderstands 7 bestehenden Baugruppe, wobei die Resonanzeigenschaften für jede dieser Messkammern verschieden sind, so dass sie von aussen ohne Interferenz analysisiert werden können.
  • Für geläufige Werte des Glucosegehalts bei Zuckerkranken, die zwischen 0,6 und 3 g/l schwanken können, kann man die sich ergebenden osmotischen Druckveränderungen aus van't Hoffs Gesetz zur Berechnung des osmotischen Drucks ableiten:
  • π = RTc/M,
  • worin π der osmotische Druck, R die Gaskonstante, T die absolute Temperatur in K, c die Gewichtskonzentration und M die Molmasse sind. Die Variationsbreite des von Glucose verursachten osmotischen Drucks liegt also zwischen 60 und 300 mmHg. Für Messungen, die einige Prozent Genauigkeit erreichen, muss folglich der Drucksensor eine Empfindlichkeit in der Grössenordnung von einigen mmHg haben.
  • Um optimale Messbedingungen zu sichern, was von den physiologischen Veränderungen und von den Eigenschaften des Drucksensors abhängt, kann eine Konzentration von Makromolekülen definiert werden, die für die Messung des osmotischen Drucks in den Hohlraum 41 eingebracht werden. Um einen weiten Messbereich und hohe Genauigkeit zu erreichen, können mehrere einzelne Messkammern in parallel benutzt werden, die eine einzige Messkammer der Vorrichtung simulieren, wobei jede dieses Satzes von Messkammern für sich in ihrer inneren Messkammer eine verschiedene Konzentration von Makromolekülen aufweist. Natürlich werden für jeden der Sensoren verschiedene Resonanzfrequenzen gewählt, damit jeder der Sensoren für eine individuelle Messung von aussen analysiert werden kann, ohne Interferenzen hervorzurufen.
  • Figur 3 stellt einen Typ von Resonanzfrequenzkurve dar, wie sie von dem oben beschriebenen Drucksensor ermittelt werden kann. Es ist zu sehen, dass maximale Empfindlichkeit für einen bestimmten Bereich P der Druckveränderung erhalten wird, der empfehlenswerterweise an den nützlichen Bereich G der Messwerte des Glucosegehalts beim Zuckerkranken angepasst wird.
  • Eine spezielle Ortswahl für das Implantat kann erfolgen, um die Wechselwirkungen zwischen der bioverträglichen Membran und der Umgebung zu begrenzen und damit die normale Funktionsdauer der Vorrichtung zu verlängern. So sind die Bauchhöhle und die subkutanen Zwischengewebe unter diesem Gesichtspunkt die günstigsten Regionen. Die subkutane Region des Bauches kann zum Beispiel besonders angezeigt sein, wenn man die Bequemlichkeit und Harmlosigkeit einer Implantation der Vorrichtung an dieser Stelle in Betracht zieht.
  • Um die Sicherheit der ausgeführten Messungen zu erhöhen, können natürlich mehrere Vorrichtungen in der gleichen Gegend oder in verschiedenen Gegenden implantiert werden, wobei das erhaltene Ergebnis nur angenommen wird, wenn eine gute Wechselbeziehung zwischen den von den verschiedenen Vorrichtungen ausgeführten Messungen besteht. Auch in diesem Falle werden die Resonanzfrequenzen jedes individuellen Sensors so gewählt, dass keine Interferenzen entstehen.
  • Es sei auch bemerkt, dass die beiden beschriebenen Messkammern, die die Vorrichtung bilden, vorteilhafterweise im selben Gehäuse realisiert bzw. durch photolithographische Bearbeitung auf demselben Substrat erzeugt werden können.
  • Es ist auch offensichtlich, dass es je nach dem Typ und Langzeitverhalten der gewählten halbdurchlässigen Membran erforderlich werden kann, Messungen von Veränderungen des osmotischen Drucks anstelle von absoluten osmotischen Druckwerten zu messen. Nur für Glucose völlig undurchlässige Membranen und für Glucose genau und langzeitlich grenzdurchlässige Membranen gestatten eine Absolutmessung des osmotischen Drucks nach der beschriebenen Methode. Bei Membranen, die für den Durchgang der Glucose (in Abhängigkeit vom Porendurchmesser der Membran gemäss den von Renkin adaptierten Diffusionsgesetzen) ein mehr oder weniger bedeutsames Hindernis darstellen, kann jede Messung nur den Unterschied des osmotischen Drucks gegenüber einem veränderlichen Basiswert darstellen. Je nach Geschwindigkeit des Glucosedurchgangs bei jeder der Membranen wird man sich entweder mit den spezifischen Eigenschaften dieser Membranen begnügen oder eine exakte Messung des Basiswertes in regelmässigen Zeitabständen zum Beispiel durch Blutabnahme verlangen.
  • Ein weiterer Vorteil der Erfindung ist es, dass die von der Messvorrichtung erhaltenen Daten direkt an eine Insulin-Mikropumpe weitergegeben werden können, um auf diese Weise eine automatische Regelung der dem Patienten zu verabreichenden Insulindosen vornehmen zu können. Mit einem solchen Gesamtsystem lässt sich eine wirkliche künstliche Bauchspeicheldrüse schaffen.

Claims (9)

1. Implantierbare Vorrichtung zur Ermittlung des Glucosegehalts durch Messung des von der Glucose verursachten osmotischen Druckes mit einer durch eine für Glucose halbdurchlässigen Membran (20) vom umgebenden Medium (1) abgeschlossenen ersten Messkammer (41), die mit einem ersten Drucksensor (10, 11, 12) in Beziehung steht, der seinerseits mit einem elektronischen System (L) verbunden ist, das es gestattet, den Wert des gemessenen Druckes in die Körperumgebung zu übermitteln, dadurch gekennzeichnet, dass sie eine zweite Messkammer umfasst, die vom umgebenden Medium durch eine Membran abgeschlossen ist, die für Glucose durchlässig, aber für Moleküle, die grösser als Glucose sind, undurchlässig ist, wobei diese zweite Kammer mit einem zweiten Drucksensor in Beziehung steht, der seinerseits mit einem elektronischen System verbunden ist, das es gestattet, den Wert des gemessenen Druckes in die Körperumgebung zu übermitteln, und wobei das Ganze so eingerichtet ist, dass allein der von der Glucose verursachte osmotische Druck und folglich der Glucosegehalt mit beiden Sensoren zusammen in genauer Weise aus der Differenz zwischen den gemessenen Drücken ermittelt werden kann.
2. Vorrichtung gemäss Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die die Messkammer (41) vom umgebenden Medium (1) abschliessende Membran (20) durch eine perforierte, wenig elastische Membran (30) versteift ist, um die durch diese abschliessende Membran verursachte Abschwächung des in der Messkammer herrschenden Druckes zu vermindern und somit den Wirkungsgrad des Drucksensors zu optimieren.
3. Vorrichtung gemäss Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die zur Versteifung der abschliessenden Membran (20) dienende perforierte Membran (30) durch photolithographische Verfahren geschaffen wird.
4. Vorrichtung gemäss einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Drucksensor (10, 11, 12) durch photolithographische Bearbeitung aus Silizium geschaffen wird.
5. Vorrichtung gemäss einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass das mit dem Drucksensor verbundene elektronische System ein passives LC-Resonanzsystem ist, dessen Resonanzfrequenz sich in Abhängigkeit vom gemessenen Druck ändert, wobei der Wert dieses Druckes durch einen magnetisch gekoppelten, ausserhalb des Körpers befindlichen veränderlichen Schwingungserzeuger abgeleitet wird.
6. Vorrichtung gemäss einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass beide Messkammern (41) Makromoleküle enthalten, deren Konzentration in Abhängigkeit von den zu messenden Werten des osmotischen Druckes und vom optimalen Funktionsbereich des Drucksensors gewählt wird.
7. Vorrichtung gemäss einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die vom umgebenden Medium abschliessende Membran selbst durch eine bioverträgliche, für Zellen undurchlässige, aber zumindest für Glucose und Wasser durchlässige Membran (60) vor dem Medium geschützt wird, in das die Vorrichtung implantiert ist.
8. Verfahren für die Anwendung der Vorrichtung gemäss einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Ergebnisse der ausgeführten Messungen selbsttätig an eine Insulin-Mikropumpe übermittelt werden und es somit erlauben, die erforderliche Menge von Insulin zu verabreichen und das Ganze anstelle der normalen Bauchspeicheldrüsenfunktion des Kranken einzusetzen.
9. Verfahren für die Anwendung der Vorrichtung gemäss einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass Sensordruckmessungen zu einem gegebenen Zeitpunkt in zumindest einer der Messkammern im Hinblick auf ihre zeitlichen Veränderungen und im Vergleich zu einer für einen Wert oder bekannte Veränderungen des Glucosegehalts im Blut geschaffene Datenbasis gedeutet werden, wobei diese Datenbasis gegebenenfalls in Zeitabständen aufgefrischt wird, die von der Natur der gewählten halbdurchlässigen Membran oder vom Patienten abhängen.
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WO (1) WO1991004704A1 (de)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102015108644A1 (de) * 2015-06-01 2016-12-01 Biotronik Se & Co. Kg Querempfindlichkeitskompensierter Biosensor

Families Citing this family (238)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5593852A (en) 1993-12-02 1997-01-14 Heller; Adam Subcutaneous glucose electrode
JPH04278450A (ja) 1991-03-04 1992-10-05 Adam Heller バイオセンサー及び分析物を分析する方法
NL9200207A (nl) * 1992-02-05 1993-09-01 Nedap Nv Implanteerbare biomedische sensorinrichting, in het bijzonder voor meting van de glucoseconcentratie.
US5569186A (en) * 1994-04-25 1996-10-29 Minimed Inc. Closed loop infusion pump system with removable glucose sensor
US7091008B1 (en) * 1994-07-01 2006-08-15 The Board Of Regents Of The University Of Oklahoma Hyaluronan synthase genes and expression thereof in Bacillus hosts
US6455304B1 (en) * 1994-07-01 2002-09-24 The Board Of Regents Of The University Of Oklahoma Hyaluronate synthase gene and uses thereof
DE19540456C2 (de) * 1995-10-30 1997-10-09 Buschmann Johannes Verfahren zur Messung der Glukosekonzentration in einer Flüssigkeit und Verwendung des Verfahrens
US5711861A (en) 1995-11-22 1998-01-27 Ward; W. Kenneth Device for monitoring changes in analyte concentration
FR2748310A1 (fr) 1996-05-03 1997-11-07 Debiotech Sa Dispositif d'obturation par pincement d'un tube souple
JP3394262B2 (ja) 1997-02-06 2003-04-07 セラセンス、インク． 小体積インビトロ被検体センサー
US8527026B2 (en) 1997-03-04 2013-09-03 Dexcom, Inc. Device and method for determining analyte levels
US6862465B2 (en) * 1997-03-04 2005-03-01 Dexcom, Inc. Device and method for determining analyte levels
US9155496B2 (en) 1997-03-04 2015-10-13 Dexcom, Inc. Low oxygen in vivo analyte sensor
US7899511B2 (en) 2004-07-13 2011-03-01 Dexcom, Inc. Low oxygen in vivo analyte sensor
US7657297B2 (en) * 2004-05-03 2010-02-02 Dexcom, Inc. Implantable analyte sensor
US6001067A (en) 1997-03-04 1999-12-14 Shults; Mark C. Device and method for determining analyte levels
EP1029229A1 (de) * 1997-09-30 2000-08-23 M- Biotech, Inc. Biosensor zur messung der konzentration eines organischen moleküls
CN101113436B (zh) * 1997-10-31 2013-02-06 俄克拉何马大学董事会 透明质酸合酶基因及其应用
AU762036B2 (en) * 1997-10-31 2003-06-19 Board Of Regents Of The University Of Oklahoma, The Hyaluronan synthase gene and uses thereof
US6103033A (en) 1998-03-04 2000-08-15 Therasense, Inc. Process for producing an electrochemical biosensor
US6134461A (en) 1998-03-04 2000-10-17 E. Heller & Company Electrochemical analyte
GB9805896D0 (en) 1998-03-20 1998-05-13 Eglise David Remote analysis system
GB2335496B (en) * 1998-03-20 2000-06-07 David Eglise Sensing devices & systems
US6987023B2 (en) * 1998-04-02 2006-01-17 The Board Of Regents Of The University Of Oklahoma DNA encoding hyaluronan synthase from Pasteurella multocida and methods of use
US7223571B2 (en) * 1998-04-02 2007-05-29 The Board Of Regents Of The Universtiy Of Oklahoma Targeted glycosaminoglycan polymers by polymer grafting and methods of making and using same
US20080108110A1 (en) * 1998-04-02 2008-05-08 Deangelis Paul L Targeted glycosaminoglycan polymers by polymer grafting and methods of making and using same
US20060188966A1 (en) * 1998-04-02 2006-08-24 Deangelis Paul L Natural, chimeric and hybrid glycosaminoglycan polymers and methods of making and using same
US8346337B2 (en) 1998-04-30 2013-01-01 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6949816B2 (en) 2003-04-21 2005-09-27 Motorola, Inc. Semiconductor component having first surface area for electrically coupling to a semiconductor chip and second surface area for electrically coupling to a substrate, and method of manufacturing same
US8480580B2 (en) 1998-04-30 2013-07-09 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8688188B2 (en) 1998-04-30 2014-04-01 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8465425B2 (en) 1998-04-30 2013-06-18 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8974386B2 (en) 1998-04-30 2015-03-10 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US9066695B2 (en) 1998-04-30 2015-06-30 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6175752B1 (en) 1998-04-30 2001-01-16 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6251260B1 (en) 1998-08-24 2001-06-26 Therasense, Inc. Potentiometric sensors for analytic determination
US6201980B1 (en) * 1998-10-05 2001-03-13 The Regents Of The University Of California Implantable medical sensor system
US6338790B1 (en) 1998-10-08 2002-01-15 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator
US6591125B1 (en) 2000-06-27 2003-07-08 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator
US7094581B2 (en) * 1998-10-26 2006-08-22 The Board Of Regents Of The University Of Oklahoma Hyaluronan synthases and methods of making and using same
JP2002529064A (ja) 1998-11-11 2002-09-10 ザ ボード オブ リージェンツ オブ ザ ユニヴァーシティー オブ オクラホマ 多糖類シンターゼによるポリマーグラフティング
US6193656B1 (en) * 1999-02-08 2001-02-27 Robert E. Jeffries Intraocular pressure monitoring/measuring apparatus and method
US7642071B2 (en) 1999-04-01 2010-01-05 The Board Of Regents Of The University Of Oklahoma Methods of expressing gram-negative glycosaminoglycan synthase genes in gram-positive hosts
US6669663B1 (en) * 1999-04-30 2003-12-30 Medtronic, Inc. Closed loop medicament pump
US6546268B1 (en) 1999-06-02 2003-04-08 Ball Semiconductor, Inc. Glucose sensor
EP1192269A2 (de) 1999-06-18 2002-04-03 Therasense, Inc. Stofftransportliitierrter in vivo sensor
US6616819B1 (en) 1999-11-04 2003-09-09 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor and methods
US7534589B2 (en) 1999-11-10 2009-05-19 The Board Of Regents Of The University Of Oklahoma Polymer grafting by polysaccharide synthases
US6383767B1 (en) * 2000-01-21 2002-05-07 Motorola, Inc. Luminescent in vivo glucose measurement
US6458118B1 (en) * 2000-02-23 2002-10-01 Medtronic, Inc. Drug delivery through microencapsulation
US6405066B1 (en) 2000-03-17 2002-06-11 The Regents Of The University Of California Implantable analyte sensor
US20050287638A1 (en) * 2000-04-25 2005-12-29 Weigel Paul H Hyaluronan receptor for endocytosis, variants thereof, and methods of making and using same
US6560471B1 (en) 2001-01-02 2003-05-06 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
WO2002058551A2 (en) * 2001-01-22 2002-08-01 Integrated Sensing Systems, Inc. Wireless mems capacitive sensor for physiologic parameter measurement
WO2002078512A2 (en) 2001-04-02 2002-10-10 Therasense, Inc. Blood glucose tracking apparatus and methods
US20030032874A1 (en) 2001-07-27 2003-02-13 Dexcom, Inc. Sensor head for use with implantable devices
US6663615B1 (en) * 2001-09-04 2003-12-16 The Ohio State University Dual stage microvalve and method of use
US20070020737A1 (en) * 2001-12-03 2007-01-25 Pummill Philip E Hyaluronan synthases and methods of making and using same
GB2383846A (en) * 2002-01-02 2003-07-09 Sentec Ltd Passive biological sensor
DE10392210T5 (de) * 2002-01-23 2004-12-23 Danfoss A/S Verfahren und Vorrichtung zum Überwachen einer analytischen Konzentration mittels einer Osmose-Differenz-Druckmessung
US10173008B2 (en) 2002-01-29 2019-01-08 Baxter International Inc. System and method for communicating with a dialysis machine through a network
US8364229B2 (en) 2003-07-25 2013-01-29 Dexcom, Inc. Analyte sensors having a signal-to-noise ratio substantially unaffected by non-constant noise
US8010174B2 (en) 2003-08-22 2011-08-30 Dexcom, Inc. Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream
US9247901B2 (en) 2003-08-22 2016-02-02 Dexcom, Inc. Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream
US9282925B2 (en) 2002-02-12 2016-03-15 Dexcom, Inc. Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream
US7613491B2 (en) 2002-05-22 2009-11-03 Dexcom, Inc. Silicone based membranes for use in implantable glucose sensors
US8260393B2 (en) 2003-07-25 2012-09-04 Dexcom, Inc. Systems and methods for replacing signal data artifacts in a glucose sensor data stream
US10022078B2 (en) 2004-07-13 2018-07-17 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US7381184B2 (en) 2002-11-05 2008-06-03 Abbott Diabetes Care Inc. Sensor inserter assembly
AU2003303597A1 (en) 2002-12-31 2004-07-29 Therasense, Inc. Continuous glucose monitoring system and methods of use
US7134999B2 (en) 2003-04-04 2006-11-14 Dexcom, Inc. Optimized sensor geometry for an implantable glucose sensor
NO317911B1 (no) * 2003-06-10 2004-12-27 Lifecare As Sensor for in-vivo malinger av osmotiske forandringer
US8066639B2 (en) 2003-06-10 2011-11-29 Abbott Diabetes Care Inc. Glucose measuring device for use in personal area network
US7715893B2 (en) 2003-12-05 2010-05-11 Dexcom, Inc. Calibration techniques for a continuous analyte sensor
US9763609B2 (en) 2003-07-25 2017-09-19 Dexcom, Inc. Analyte sensors having a signal-to-noise ratio substantially unaffected by non-constant noise
US8423113B2 (en) 2003-07-25 2013-04-16 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing sensor data
WO2007120442A2 (en) 2003-07-25 2007-10-25 Dexcom, Inc. Dual electrode system for a continuous analyte sensor
US7074307B2 (en) 2003-07-25 2006-07-11 Dexcom, Inc. Electrode systems for electrochemical sensors
US9135402B2 (en) 2007-12-17 2015-09-15 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing sensor data
US20100168657A1 (en) 2003-08-01 2010-07-01 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data
US7986986B2 (en) 2003-08-01 2011-07-26 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data
US8369919B2 (en) 2003-08-01 2013-02-05 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing sensor data
US8275437B2 (en) 2003-08-01 2012-09-25 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US8160669B2 (en) 2003-08-01 2012-04-17 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US7778680B2 (en) 2003-08-01 2010-08-17 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data
US7519408B2 (en) 2003-11-19 2009-04-14 Dexcom, Inc. Integrated receiver for continuous analyte sensor
US7591801B2 (en) 2004-02-26 2009-09-22 Dexcom, Inc. Integrated delivery device for continuous glucose sensor
US7774145B2 (en) 2003-08-01 2010-08-10 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US8845536B2 (en) 2003-08-01 2014-09-30 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US20190357827A1 (en) 2003-08-01 2019-11-28 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8626257B2 (en) 2003-08-01 2014-01-07 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8761856B2 (en) 2003-08-01 2014-06-24 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data
US8886273B2 (en) 2003-08-01 2014-11-11 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US20140121989A1 (en) 2003-08-22 2014-05-01 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing analyte sensor data
US7920906B2 (en) 2005-03-10 2011-04-05 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data for sensor calibration
US20050124896A1 (en) * 2003-08-25 2005-06-09 Jacob Richter Method for protecting implantable sensors and protected implantable sensors
USD902408S1 (en) 2003-11-05 2020-11-17 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor control unit
US9247900B2 (en) 2004-07-13 2016-02-02 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8425417B2 (en) 2003-12-05 2013-04-23 Dexcom, Inc. Integrated device for continuous in vivo analyte detection and simultaneous control of an infusion device
US8425416B2 (en) 2006-10-04 2013-04-23 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8364230B2 (en) 2006-10-04 2013-01-29 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8364231B2 (en) 2006-10-04 2013-01-29 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US20080200788A1 (en) * 2006-10-04 2008-08-21 Dexcorn, Inc. Analyte sensor
US8287453B2 (en) 2003-12-05 2012-10-16 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8532730B2 (en) 2006-10-04 2013-09-10 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8423114B2 (en) 2006-10-04 2013-04-16 Dexcom, Inc. Dual electrode system for a continuous analyte sensor
US11633133B2 (en) 2003-12-05 2023-04-25 Dexcom, Inc. Dual electrode system for a continuous analyte sensor
EP3263032B1 (de) 2003-12-09 2024-01-24 Dexcom, Inc. Signalverarbeitung in einem durchgehenden analytsensor
US7615375B2 (en) * 2003-12-18 2009-11-10 Xerox Corporation Osmotic reaction cell for monitoring biological and non-biological reactions
US7553669B2 (en) * 2003-12-18 2009-06-30 Palo Alto Resaerch Center Incorporated Osmotic reaction detector for monitoring biological and non-biological reactions
US7637868B2 (en) * 2004-01-12 2009-12-29 Dexcom, Inc. Composite material for implantable device
CA2556331A1 (en) 2004-02-17 2005-09-29 Therasense, Inc. Method and system for providing data communication in continuous glucose monitoring and management system
US8808228B2 (en) 2004-02-26 2014-08-19 Dexcom, Inc. Integrated medicament delivery device for use with continuous analyte sensor
WO2009048462A1 (en) 2007-10-09 2009-04-16 Dexcom, Inc. Integrated insulin delivery system with continuous glucose sensor
US8792955B2 (en) 2004-05-03 2014-07-29 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US20050245799A1 (en) * 2004-05-03 2005-11-03 Dexcom, Inc. Implantable analyte sensor
US20060015020A1 (en) * 2004-07-06 2006-01-19 Dexcom, Inc. Systems and methods for manufacture of an analyte-measuring device including a membrane system
US7654956B2 (en) 2004-07-13 2010-02-02 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US7783333B2 (en) 2004-07-13 2010-08-24 Dexcom, Inc. Transcutaneous medical device with variable stiffness
US8565848B2 (en) 2004-07-13 2013-10-22 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US7905833B2 (en) 2004-07-13 2011-03-15 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US8886272B2 (en) 2004-07-13 2014-11-11 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8452368B2 (en) 2004-07-13 2013-05-28 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
AU2005304912A1 (en) 2004-11-04 2006-05-18 Smith & Nephew, Inc. Cycle and load measurement device
US7790111B2 (en) * 2004-12-20 2010-09-07 Palo Alto Research Center Incorporated Osmotic reaction detector for detecting biological and non-biological reactions
US10226207B2 (en) 2004-12-29 2019-03-12 Abbott Diabetes Care Inc. Sensor inserter having introducer
US9259175B2 (en) 2006-10-23 2016-02-16 Abbott Diabetes Care, Inc. Flexible patch for fluid delivery and monitoring body analytes
US7697967B2 (en) 2005-12-28 2010-04-13 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing analyte sensor insertion
US8613703B2 (en) 2007-05-31 2013-12-24 Abbott Diabetes Care Inc. Insertion devices and methods
US8333714B2 (en) 2006-09-10 2012-12-18 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing an integrated analyte sensor insertion device and data processing unit
US7883464B2 (en) 2005-09-30 2011-02-08 Abbott Diabetes Care Inc. Integrated transmitter unit and sensor introducer mechanism and methods of use
US7731657B2 (en) 2005-08-30 2010-06-08 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor introducer and methods of use
US9572534B2 (en) 2010-06-29 2017-02-21 Abbott Diabetes Care Inc. Devices, systems and methods for on-skin or on-body mounting of medical devices
US20090105569A1 (en) 2006-04-28 2009-04-23 Abbott Diabetes Care, Inc. Introducer Assembly and Methods of Use
US8571624B2 (en) 2004-12-29 2013-10-29 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for mounting a data transmission device in a communication system
US9743862B2 (en) 2011-03-31 2017-08-29 Abbott Diabetes Care Inc. Systems and methods for transcutaneously implanting medical devices
US8512243B2 (en) 2005-09-30 2013-08-20 Abbott Diabetes Care Inc. Integrated introducer and transmitter assembly and methods of use
US9398882B2 (en) 2005-09-30 2016-07-26 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing analyte sensor and data processing device
US9788771B2 (en) 2006-10-23 2017-10-17 Abbott Diabetes Care Inc. Variable speed sensor insertion devices and methods of use
US8133178B2 (en) 2006-02-22 2012-03-13 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US20090076360A1 (en) 2007-09-13 2009-03-19 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US8112240B2 (en) 2005-04-29 2012-02-07 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing leak detection in data monitoring and management systems
CA2620247C (en) 2005-08-23 2014-04-29 Smith & Nephew, Inc. Telemetric orthopaedic implant
US9521968B2 (en) 2005-09-30 2016-12-20 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor retention mechanism and methods of use
US7766829B2 (en) 2005-11-04 2010-08-03 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing basal profile modification in analyte monitoring and management systems
US11298058B2 (en) 2005-12-28 2022-04-12 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing analyte sensor insertion
CA2636034A1 (en) 2005-12-28 2007-10-25 Abbott Diabetes Care Inc. Medical device insertion
US9757061B2 (en) 2006-01-17 2017-09-12 Dexcom, Inc. Low oxygen in vivo analyte sensor
US7885698B2 (en) 2006-02-28 2011-02-08 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing continuous calibration of implantable analyte sensors
WO2007103276A2 (en) * 2006-03-03 2007-09-13 Smith & Nephew, Inc. Systems and methods for delivering a medicament
WO2007102842A2 (en) 2006-03-09 2007-09-13 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing analyte sensor data
US7620438B2 (en) 2006-03-31 2009-11-17 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for powering an electronic device
US8226891B2 (en) 2006-03-31 2012-07-24 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring devices and methods therefor
US20080071157A1 (en) 2006-06-07 2008-03-20 Abbott Diabetes Care, Inc. Analyte monitoring system and method
US8562528B2 (en) 2006-10-04 2013-10-22 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8447376B2 (en) 2006-10-04 2013-05-21 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8478377B2 (en) 2006-10-04 2013-07-02 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8449464B2 (en) 2006-10-04 2013-05-28 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US7831287B2 (en) 2006-10-04 2010-11-09 Dexcom, Inc. Dual electrode system for a continuous analyte sensor
US8275438B2 (en) 2006-10-04 2012-09-25 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8298142B2 (en) 2006-10-04 2012-10-30 Dexcom, Inc. Analyte sensor
JP5247714B2 (ja) * 2006-11-09 2013-07-24 ジー−センス エルテーデー． ほ乳類の身体内の代謝産物の濃度をほぼ連続的に測定するシステムと方法
US8732188B2 (en) 2007-02-18 2014-05-20 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing contextual based medication dosage determination
US8930203B2 (en) 2007-02-18 2015-01-06 Abbott Diabetes Care Inc. Multi-function analyte test device and methods therefor
WO2008103181A1 (en) 2007-02-23 2008-08-28 Smith & Nephew, Inc. Processing sensed accelerometer data for determination of bone healing
US8123686B2 (en) 2007-03-01 2012-02-28 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing rolling data in communication systems
US8267863B2 (en) * 2007-04-30 2012-09-18 Integrated Sensing Systems, Inc. Procedure and system for monitoring a physiological parameter within an internal organ of a living body
US7928850B2 (en) 2007-05-08 2011-04-19 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods
US8456301B2 (en) 2007-05-08 2013-06-04 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods
US8665091B2 (en) 2007-05-08 2014-03-04 Abbott Diabetes Care Inc. Method and device for determining elapsed sensor life
US8461985B2 (en) 2007-05-08 2013-06-11 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods
US20200037875A1 (en) 2007-05-18 2020-02-06 Dexcom, Inc. Analyte sensors having a signal-to-noise ratio substantially unaffected by non-constant noise
US8562558B2 (en) 2007-06-08 2013-10-22 Dexcom, Inc. Integrated medicament delivery device for use with continuous analyte sensor
ES2689717T3 (es) * 2007-08-20 2018-11-15 Lifecare As Aparato y método para medir la presión osmótica aumentada en una cavidad de referencia
US8570187B2 (en) 2007-09-06 2013-10-29 Smith & Nephew, Inc. System and method for communicating with a telemetric implant
US8062008B2 (en) 2007-09-27 2011-11-22 Curlin Medical Inc. Peristaltic pump and removable cassette therefor
US8083503B2 (en) 2007-09-27 2011-12-27 Curlin Medical Inc. Peristaltic pump assembly and regulator therefor
US7934912B2 (en) 2007-09-27 2011-05-03 Curlin Medical Inc Peristaltic pump assembly with cassette and mounting pin arrangement
US8417312B2 (en) 2007-10-25 2013-04-09 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing sensor data
GB2446247B (en) * 2007-11-27 2008-12-17 Robert Joseph Wagener Homeostatic insulin pump
US9839395B2 (en) 2007-12-17 2017-12-12 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing sensor data
AU2009209045B2 (en) * 2008-02-01 2014-09-18 Smith & Nephew, Inc. System and method for communicating with an implant
WO2009105709A1 (en) 2008-02-21 2009-08-27 Dexcom, Inc. Systems and methods for processing, transmitting and displaying sensor data
US8396528B2 (en) 2008-03-25 2013-03-12 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US9023063B2 (en) 2008-04-17 2015-05-05 Apollo Endosurgery, Inc. Implantable access port device having a safety cap
WO2009129474A1 (en) 2008-04-17 2009-10-22 Allergan, Inc. Implantable access port device and attachment system
US10089443B2 (en) 2012-05-15 2018-10-02 Baxter International Inc. Home medical device systems and methods for therapy prescription and tracking, servicing and inventory
EP2326944B1 (de) 2008-09-19 2020-08-19 Dexcom, Inc. Partikelhaltige membran und partikelelektrode für analytsensoren
WO2010033878A2 (en) 2008-09-19 2010-03-25 David Brown Solute concentration measurement device and related methods
US8554579B2 (en) 2008-10-13 2013-10-08 Fht, Inc. Management, reporting and benchmarking of medication preparation
US9492210B2 (en) 2008-10-15 2016-11-15 Smith & Nephew, Inc. Composite internal fixators
US9149220B2 (en) 2011-04-15 2015-10-06 Dexcom, Inc. Advanced analyte sensor calibration and error detection
US8103456B2 (en) 2009-01-29 2012-01-24 Abbott Diabetes Care Inc. Method and device for early signal attenuation detection using blood glucose measurements
US20100198034A1 (en) 2009-02-03 2010-08-05 Abbott Diabetes Care Inc. Compact On-Body Physiological Monitoring Devices and Methods Thereof
US20100213057A1 (en) 2009-02-26 2010-08-26 Benjamin Feldman Self-Powered Analyte Sensor
EP2410910A4 (de) 2009-03-27 2014-10-15 Dexcom Inc Verfahren und systeme zur förderung eines blutzuckermanagements
US9226701B2 (en) 2009-04-28 2016-01-05 Abbott Diabetes Care Inc. Error detection in critical repeating data in a wireless sensor system
US9184490B2 (en) 2009-05-29 2015-11-10 Abbott Diabetes Care Inc. Medical device antenna systems having external antenna configurations
WO2011014704A2 (en) 2009-07-30 2011-02-03 Tandem Diabetes Care, Inc. Infusion pump system with disposable cartridge having pressure venting and pressure feedback
US8708979B2 (en) 2009-08-26 2014-04-29 Apollo Endosurgery, Inc. Implantable coupling device
US8506532B2 (en) 2009-08-26 2013-08-13 Allergan, Inc. System including access port and applicator tool
US8715158B2 (en) 2009-08-26 2014-05-06 Apollo Endosurgery, Inc. Implantable bottom exit port
EP2473098A4 (de) 2009-08-31 2014-04-09 Abbott Diabetes Care Inc Analytsignalverarbeitungsvorrichtung und -verfahren
WO2011026148A1 (en) 2009-08-31 2011-03-03 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods for managing power and noise
EP2482720A4 (de) 2009-09-29 2014-04-23 Abbott Diabetes Care Inc Verfahren und vorrichtung zur bereitstellung einer benachrichtigungsfunktion in analytüberwachungssystemen
WO2011041531A1 (en) 2009-09-30 2011-04-07 Abbott Diabetes Care Inc. Interconnect for on-body analyte monitoring device
USD924406S1 (en) 2010-02-01 2021-07-06 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte sensor inserter
US8882728B2 (en) 2010-02-10 2014-11-11 Apollo Endosurgery, Inc. Implantable injection port
US9265453B2 (en) 2010-03-24 2016-02-23 Abbott Diabetes Care Inc. Medical device inserters and processes of inserting and using medical devices
US20110270025A1 (en) 2010-04-30 2011-11-03 Allergan, Inc. Remotely powered remotely adjustable gastric band system
US8992415B2 (en) 2010-04-30 2015-03-31 Apollo Endosurgery, Inc. Implantable device to protect tubing from puncture
US20110270021A1 (en) 2010-04-30 2011-11-03 Allergan, Inc. Electronically enhanced access port for a fluid filled implant
US11064921B2 (en) 2010-06-29 2021-07-20 Abbott Diabetes Care Inc. Devices, systems and methods for on-skin or on-body mounting of medical devices
US20120041258A1 (en) 2010-08-16 2012-02-16 Allergan, Inc. Implantable access port system
US20120065460A1 (en) 2010-09-14 2012-03-15 Greg Nitka Implantable access port system
US8821373B2 (en) 2011-05-10 2014-09-02 Apollo Endosurgery, Inc. Directionless (orientation independent) needle injection port
US8801597B2 (en) 2011-08-25 2014-08-12 Apollo Endosurgery, Inc. Implantable access port with mesh attachment rivets
US9199069B2 (en) 2011-10-20 2015-12-01 Apollo Endosurgery, Inc. Implantable injection port
EP2775918B1 (de) 2011-11-07 2020-02-12 Abbott Diabetes Care Inc. Analytüberwachungsvorrichtung und -verfahren
US8858421B2 (en) 2011-11-15 2014-10-14 Apollo Endosurgery, Inc. Interior needle stick guard stems for tubes
US9089395B2 (en) 2011-11-16 2015-07-28 Appolo Endosurgery, Inc. Pre-loaded septum for use with an access port
JP6211529B2 (ja) 2011-12-11 2017-10-11 アボット ダイアベティス ケア インコーポレイテッドＡｂｂｏｔｔ Ｄｉａｂｅｔｅｓ Ｃａｒｅ Ｉｎｃ． 検体センサ装置
US9555186B2 (en) 2012-06-05 2017-01-31 Tandem Diabetes Care, Inc. Infusion pump system with disposable cartridge having pressure venting and pressure feedback
US9968306B2 (en) 2012-09-17 2018-05-15 Abbott Diabetes Care Inc. Methods and apparatuses for providing adverse condition notification with enhanced wireless communication range in analyte monitoring systems
KR101623326B1 (ko) 2012-10-26 2016-05-20 백스터 코포레이션 잉글우드 의료 투여분 조제 시스템을 위한 개선된 작업 스테이션
KR102078768B1 (ko) 2012-10-26 2020-02-19 백스터 코포레이션 잉글우드 의료 투여분 조제 시스템을 위한 개선된 이미지 취득
CA2933166C (en) 2013-12-31 2020-10-27 Abbott Diabetes Care Inc. Self-powered analyte sensor and devices using the same
EP2974656A1 (de) * 2014-07-14 2016-01-20 Universität Zürich Vorrichtung zur Messung der Konzentration eines Analyten im Blut oder Gewebe eines Tieres oder einer Person, insbesondere eines frühgeborenen Kindes auf selbstkalibrierende Weise
US11107574B2 (en) 2014-09-30 2021-08-31 Baxter Corporation Englewood Management of medication preparation with formulary management
WO2016090091A1 (en) 2014-12-05 2016-06-09 Baxter Corporation Englewood Dose preparation data analytics
US11948112B2 (en) 2015-03-03 2024-04-02 Baxter Corporation Engelwood Pharmacy workflow management with integrated alerts
US10213139B2 (en) 2015-05-14 2019-02-26 Abbott Diabetes Care Inc. Systems, devices, and methods for assembling an applicator and sensor control device
US10674944B2 (en) 2015-05-14 2020-06-09 Abbott Diabetes Care Inc. Compact medical device inserters and related systems and methods
US11071478B2 (en) 2017-01-23 2021-07-27 Abbott Diabetes Care Inc. Systems, devices and methods for analyte sensor insertion
NO20170927A1 (en) 2017-06-07 2018-12-10 Lifecare As Interstitial fluid osmotic pressure measuring device system and method
US11331022B2 (en) 2017-10-24 2022-05-17 Dexcom, Inc. Pre-connected analyte sensors
EP3928687B1 (de) 2017-10-24 2024-06-26 Dexcom, Inc. Tragbare vorrichtung mit vorverbundenem analytsensor
WO2024039711A1 (en) * 2022-08-16 2024-02-22 The United States Government As Represented By The Department Of Veterans Affairs Pressure sensor apparatus and systems and methods comprising same

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4403984A (en) * 1979-12-28 1983-09-13 Biotek, Inc. System for demand-based adminstration of insulin
US4431004A (en) * 1981-10-27 1984-02-14 Bessman Samuel P Implantable glucose sensor
US4538616A (en) * 1983-07-25 1985-09-03 Robert Rogoff Blood sugar level sensing and monitoring transducer
US4890620A (en) * 1985-09-20 1990-01-02 The Regents Of The University Of California Two-dimensional diffusion glucose substrate sensing electrode
GB8611009D0 (en) * 1986-05-06 1986-06-11 Ase Uk Ltd Adjustable anchorage
US4703756A (en) * 1986-05-06 1987-11-03 The Regents Of The University Of California Complete glucose monitoring system with an implantable, telemetered sensor module
US4822336A (en) * 1988-03-04 1989-04-18 Ditraglia John Blood glucose level sensing

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102015108644A1 (de) * 2015-06-01 2016-12-01 Biotronik Se & Co. Kg Querempfindlichkeitskompensierter Biosensor
US10274408B2 (en) 2015-06-01 2019-04-30 Biotronik Se & Co. Kg Cross-sensitivity-compensated biosensor

Also Published As

Publication number Publication date
FR2652736A1 (fr) 1991-04-12
AU6510090A (en) 1991-04-28
EP0451233A1 (de) 1991-10-16
JP2784259B2 (ja) 1998-08-06
JPH04506919A (ja) 1992-12-03
ES2071115T3 (es) 1995-06-16
CA2044150C (fr) 1999-03-30
US5337747A (en) 1994-08-16
ATE119006T1 (de) 1995-03-15
WO1991004704A1 (fr) 1991-04-18
DK0451233T3 (da) 1995-08-28
DE69017428D1 (de) 1995-04-06
CA2044150A1 (fr) 1991-04-07
AU638067B2 (en) 1993-06-17
EP0451233B1 (de) 1995-03-01

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