JP2620236B2 - ブドウ糖モニタリング用電気化学システム - Google Patents
ブドウ糖モニタリング用電気化学システムInfo
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
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- A61B5/14865—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using enzyme electrodes, e.g. with immobilised oxidase invasive, e.g. introduced into the body by a catheter or needle or using implanted sensors
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Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、皮膚を通しての遠隔計測能力を有する植え
込み可能なセンサモジュールによって、体内のブドウ糖
レベルを監視するためのブドウ糖モニタリング用電気化
学システムに関する。
込み可能なセンサモジュールによって、体内のブドウ糖
レベルを監視するためのブドウ糖モニタリング用電気化
学システムに関する。
［従来の技術］ 真性糖尿病は、高くなったブドウ糖レベルに応じてイ
ンシュリンを作って分泌するための膵臓の不調に対処す
るために、インシュリンを投与することで治療される。
有効にこれを行うためには、適当なインシュリンの量及
び投与時間を特定するように、体内のブドウ糖濃度を監
視することが必要である。このため、体内のブドウ糖レ
ベルを測定するための装置が必要とされる。従って、効
果的な植え込み可能なブドウ糖センサを開発するため
に、少なからぬ研究が成されてきた。
ンシュリンを作って分泌するための膵臓の不調に対処す
るために、インシュリンを投与することで治療される。
有効にこれを行うためには、適当なインシュリンの量及
び投与時間を特定するように、体内のブドウ糖濃度を監
視することが必要である。このため、体内のブドウ糖レ
ベルを測定するための装置が必要とされる。従って、効
果的な植え込み可能なブドウ糖センサを開発するため
に、少なからぬ研究が成されてきた。
かなりの数の植え込み可能なブドウ糖センサが、いわ
ゆる「酵素電極」を前提としている。酵素電極は、容易
に監視されることができるブドウ糖及び酸素を伴う化学
反応を引起こす固定された酵素を含んでいる。一般に、
酵素による反応は、酵素を同時に消費するブドウ糖のグ
ルコン酸への触媒転換を伴う。この活動の原因である酵
素は、グルコースオキシダーゼである。そして、酸素の
減少が、電流測定酸素電極によって測定される。
ゆる「酵素電極」を前提としている。酵素電極は、容易
に監視されることができるブドウ糖及び酸素を伴う化学
反応を引起こす固定された酵素を含んでいる。一般に、
酵素による反応は、酵素を同時に消費するブドウ糖のグ
ルコン酸への触媒転換を伴う。この活動の原因である酵
素は、グルコースオキシダーゼである。そして、酸素の
減少が、電流測定酸素電極によって測定される。
幾らかの植え込み可能なブドウ糖センサが、現在入手
できる。例えば、米国特許第4,431,004号に於いてBessm
an等は、血液中の酸素濃度の絶対レベルを検知し、酸素
の絶対レベルに従ってブドウ糖量を表わす出力差測定値
を補正することによって、ブドウ糖量を決定するための
方法及び装置を開示している。さらに、このBessman等
の装置は、電気システムにサーミスタを持つことによっ
て、体内の温度変動を補正している。また、Clarkの米
国特許第4,458,686号は、体内の流体のブドウ糖を測定
する皮下測定方法を開示している。即ち、グルコースオ
キシダーゼが皮膚の下に注射され、これがブドウ糖と反
応する過程に於いて酸素を消費する。そして、結果とし
て生ずる酸素の減少が、注射位置上に又はその近くに置
かれた皮膚を通しての電極によって検知される。なお、
触媒反応の副産物、グルコン酸と過酸化水素は、注射位
置から拡散されて血液の流れによって取除かれる。
できる。例えば、米国特許第4,431,004号に於いてBessm
an等は、血液中の酸素濃度の絶対レベルを検知し、酸素
の絶対レベルに従ってブドウ糖量を表わす出力差測定値
を補正することによって、ブドウ糖量を決定するための
方法及び装置を開示している。さらに、このBessman等
の装置は、電気システムにサーミスタを持つことによっ
て、体内の温度変動を補正している。また、Clarkの米
国特許第4,458,686号は、体内の流体のブドウ糖を測定
する皮下測定方法を開示している。即ち、グルコースオ
キシダーゼが皮膚の下に注射され、これがブドウ糖と反
応する過程に於いて酸素を消費する。そして、結果とし
て生ずる酸素の減少が、注射位置上に又はその近くに置
かれた皮膚を通しての電極によって検知される。なお、
触媒反応の副産物、グルコン酸と過酸化水素は、注射位
置から拡散されて血液の流れによって取除かれる。
上記植え込み可能なブドウ糖センサに加えて、生体外
でブドウ糖を検出するためには適当であるが、生体内で
使用する時には厳しい制限を有する幾らかの装置もまた
存在する。例えば、Hicks等の米国特許第3,542,662号
は、流体ビード分析物と第１の酸素センサ電極との間に
配置された含酵素膜と、流体と第２のリファレンス電極
との間に配置された酵素を含まない同様の膜とを有する
二電極システムを開示している。酸素は、含酵素膜を通
して拡散し、グルコースオキシダーゼによって引起こさ
れたブドウ糖との等モル反応に於いて消費される。従っ
て、酸素センサ電極による検出のためには、酸素は利用
できない。第２の酸素センサ電極は、酵素で引起こされ
る反応のない時の酸素の濃度を測定する。従って、２つ
の電極によって検出された酸素レベルの差は、ブドウ糖
濃度に比例している。このセンサが体外で十分に働くと
はいえ、低酸素環境中では十分に機能しないので、上記
装置は体内では信頼できない。
でブドウ糖を検出するためには適当であるが、生体内で
使用する時には厳しい制限を有する幾らかの装置もまた
存在する。例えば、Hicks等の米国特許第3,542,662号
は、流体ビード分析物と第１の酸素センサ電極との間に
配置された含酵素膜と、流体と第２のリファレンス電極
との間に配置された酵素を含まない同様の膜とを有する
二電極システムを開示している。酸素は、含酵素膜を通
して拡散し、グルコースオキシダーゼによって引起こさ
れたブドウ糖との等モル反応に於いて消費される。従っ
て、酸素センサ電極による検出のためには、酸素は利用
できない。第２の酸素センサ電極は、酵素で引起こされ
る反応のない時の酸素の濃度を測定する。従って、２つ
の電極によって検出された酸素レベルの差は、ブドウ糖
濃度に比例している。このセンサが体外で十分に働くと
はいえ、低酸素環境中では十分に機能しないので、上記
装置は体内では信頼できない。
目下、酸素濃度がブドウ糖濃度よりも低い体の部位の
ブドウ糖を測定するのに適当な、植え込み可能なブドウ
糖センサは存在しない。しかしながら、「Ａ Membrane
Combination for Implantable Glucose Sensor,M
easurements in Undiluted Biological Fluids」
（Trans.Am.Soc.Artif.Intern.Organs,Volume XXVIII,
1982）に於いてFisherとAbelは、そのワーキング表面の
回りに、酵素層と接触している疎水性層を配置した酸素
電極センサを構成することによって、上記問題に取掛か
っている。上記疎水性層は、酸素電極に直接酵素層を接
触するために、ブドウ糖の優勢な接近を許すように、そ
の真下に酸素電極センサが整列させられた微小孔を有し
ている。上記疎水性層は、酸素に対しては優勢に透過性
であるがブドウ糖に対してはそうでない物質で構成され
ている。従って、ブドウ糖が疎水性層の孔を通してのみ
酵素層中に拡散するのに対して、酸素は疎水性層上の全
ての点で酵素層中に拡散する。このデザインは、酵素層
の領域のブドウ糖を越える酸素の化学量超過を効果的に
確立すると同時に、幾らかの人目を引かない特徴を有す
る。第１に、上記微小孔に入るブドウ糖の作用のために
配置された少量の酵素は、比較的短時間で不活性になる
傾向にある。さらに、ブドウ糖が入るのは疎水性膜の孔
に制限されるので、検出可能なブドウ糖濃度の領域は、
狭い。
ブドウ糖を測定するのに適当な、植え込み可能なブドウ
糖センサは存在しない。しかしながら、「Ａ Membrane
Combination for Implantable Glucose Sensor,M
easurements in Undiluted Biological Fluids」
（Trans.Am.Soc.Artif.Intern.Organs,Volume XXVIII,
1982）に於いてFisherとAbelは、そのワーキング表面の
回りに、酵素層と接触している疎水性層を配置した酸素
電極センサを構成することによって、上記問題に取掛か
っている。上記疎水性層は、酸素電極に直接酵素層を接
触するために、ブドウ糖の優勢な接近を許すように、そ
の真下に酸素電極センサが整列させられた微小孔を有し
ている。上記疎水性層は、酸素に対しては優勢に透過性
であるがブドウ糖に対してはそうでない物質で構成され
ている。従って、ブドウ糖が疎水性層の孔を通してのみ
酵素層中に拡散するのに対して、酸素は疎水性層上の全
ての点で酵素層中に拡散する。このデザインは、酵素層
の領域のブドウ糖を越える酸素の化学量超過を効果的に
確立すると同時に、幾らかの人目を引かない特徴を有す
る。第１に、上記微小孔に入るブドウ糖の作用のために
配置された少量の酵素は、比較的短時間で不活性になる
傾向にある。さらに、ブドウ糖が入るのは疎水性膜の孔
に制限されるので、検出可能なブドウ糖濃度の領域は、
狭い。
現在入手できないブドウ糖モニタリングシステムのさ
らに望まれる特徴は、ユーザの状態を連続的に監視する
ことの可能な、体外装置に体内にあるブドウ糖レベルに
関連したデータを皮膚を通して送信する、遠隔計測能力
である。
らに望まれる特徴は、ユーザの状態を連続的に監視する
ことの可能な、体外装置に体内にあるブドウ糖レベルに
関連したデータを皮膚を通して送信する、遠隔計測能力
である。
植え込み可能な電極モジュールを有する皮膚を通す遠
隔計測システムは、該分野では既知である。例えば、そ
のようなシステムとしては、現在入手可能なペースメー
カがある。これは、心臓に植え込まれて接続された時
に、そのペースメーカに取付けられた電極を通して心電
的に活動を監視することができる。電極は電気電位セン
サとして機能し、ペースメーカは、センサ信号をバッフ
ァし、それをフォーマッティングし、そのフォーマッテ
ィングした信号を外部通信モジュールに双方向RF通信リ
ンクによって送信するインタフェース回路を含んでい
る。遠隔計測された信号は、外部モジュールを介して監
視され、処理される。
隔計測システムは、該分野では既知である。例えば、そ
のようなシステムとしては、現在入手可能なペースメー
カがある。これは、心臓に植え込まれて接続された時
に、そのペースメーカに取付けられた電極を通して心電
的に活動を監視することができる。電極は電気電位セン
サとして機能し、ペースメーカは、センサ信号をバッフ
ァし、それをフォーマッティングし、そのフォーマッテ
ィングした信号を外部通信モジュールに双方向RF通信リ
ンクによって送信するインタフェース回路を含んでい
る。遠隔計測された信号は、外部モジュールを介して監
視され、処理される。
さらに、植え込まれた装置内に、２つ以上の機能を可
能にすることを提供することが、該分野で既知である。
例えば、植え込み可能なペースメーカは、活性電気刺激
の受動的な心電的監視から、電極機能を切換えるように
プログラムされることができる。機能の切換えは、RFリ
ンクを介して外部モジュールから、植え込まれた装置に
送信されるコマンドによって実行されることができる。
植え込まれた装置内のプログラマブル回路は、上記コマ
ンドに応じて電極機能を変更する。この事については、
Batty,Jr.等の米国特許第4,550,732号及びSlocum等の米
国特許第4,571,589号を参照されたい。
能にすることを提供することが、該分野で既知である。
例えば、植え込み可能なペースメーカは、活性電気刺激
の受動的な心電的監視から、電極機能を切換えるように
プログラムされることができる。機能の切換えは、RFリ
ンクを介して外部モジュールから、植え込まれた装置に
送信されるコマンドによって実行されることができる。
植え込まれた装置内のプログラマブル回路は、上記コマ
ンドに応じて電極機能を変更する。この事については、
Batty,Jr.等の米国特許第4,550,732号及びSlocum等の米
国特許第4,571,589号を参照されたい。
［発明が解決しようとする問題点］ しかしながら、目下のところ、体内の身体化学的プロ
セスを遠隔計測的に監視するための手段を含むシステム
はない。そのようなシステムは、ブドウ糖モニタリング
の上記の例では、非常に有効なものである。
セスを遠隔計測的に監視するための手段を含むシステム
はない。そのようなシステムは、ブドウ糖モニタリング
の上記の例では、非常に有効なものである。
本発明は上記の点に鑑みて成されたもので、体内の身
体化学的プロセスを遠隔計測的に監視するための手段を
含むブドウ糖モニタリング用電気化学システムを提供す
ることを目的とする。
体化学的プロセスを遠隔計測的に監視するための手段を
含むブドウ糖モニタリング用電気化学システムを提供す
ることを目的とする。
［問題点を解決するための手段及び作用］ 即ち、本発明による植え込み可能なブドウ糖モニタリ
ング用電気化学システムは、異なった酸素濃度を有する
体内の流体又は組織の関数であり且つ体内の濃度の範囲
を越えるブドウ糖の測定を許すものである。該システム
は、ハウジング内に一列に並んだ関係で配置された２つ
の酸素センサを利用している。第１の酸素センサは変わ
らないものであり、第２の酸素センサの後ろに配置され
ている。上記第２の酸素センサはグルコースオキシダー
ゼと接触しており、このグルコースオキシダーゼは膜の
中に染み込ませられて、上記センサの回りに配置されて
いる。上記酸素センサは両方とも上記ハウジング内に引
込まれて配置されており、それらが体内の流体と連絡し
ている体内の流体の酸素量差を測定する。上記ハウジン
グは、体外の外部ユニットに通信チャンネルによってリ
ンクされている電子回路に接続されている。そして、上
記差酸素測定値が、上記回路によって増幅されて上記外
部ユニットに送信される。
ング用電気化学システムは、異なった酸素濃度を有する
体内の流体又は組織の関数であり且つ体内の濃度の範囲
を越えるブドウ糖の測定を許すものである。該システム
は、ハウジング内に一列に並んだ関係で配置された２つ
の酸素センサを利用している。第１の酸素センサは変わ
らないものであり、第２の酸素センサの後ろに配置され
ている。上記第２の酸素センサはグルコースオキシダー
ゼと接触しており、このグルコースオキシダーゼは膜の
中に染み込ませられて、上記センサの回りに配置されて
いる。上記酸素センサは両方とも上記ハウジング内に引
込まれて配置されており、それらが体内の流体と連絡し
ている体内の流体の酸素量差を測定する。上記ハウジン
グは、体外の外部ユニットに通信チャンネルによってリ
ンクされている電子回路に接続されている。そして、上
記差酸素測定値が、上記回路によって増幅されて上記外
部ユニットに送信される。
［実施例］ 以下図面を参照して本発明の一実施例を説明する。ブ
ドウ糖モニタリング用電気化学システムは、２つの酸素
センサをその中に配置したハウジングから成っている。
第１図及び第２図は酸素センサ10,12を示し、第３図は
ハウジング14内に配置されたそれらのセンサを示してい
る。カテーテルは、装置の容易な植え込みを許すような
ハウジングであることが好ましい。さらには、酸素を透
過させることができるが、ブドウ糖は比較的透過させな
い物質で作られたカテーテルが望ましい。ブドウ糖又は
酸素のいずれも最も低い濃度で在ることによって、ブド
ウ糖のグルコン酸への転換が制限される故に、広い範囲
のブドウ糖濃度を十分に越える装置機能を有するため
に、酸素は酵素領域のブドウ糖に少なくとも化学量的に
等しくなければならない。従って、カテーテル内部への
ブドウ糖の入力レートを下げるが、カテーテル内部に酸
素の接近を許すようなカテーテルを有することによっ
て、ブドウ糖の濃度に関して酸素の濃度を変える有効な
手段が提供される。
ドウ糖モニタリング用電気化学システムは、２つの酸素
センサをその中に配置したハウジングから成っている。
第１図及び第２図は酸素センサ10,12を示し、第３図は
ハウジング14内に配置されたそれらのセンサを示してい
る。カテーテルは、装置の容易な植え込みを許すような
ハウジングであることが好ましい。さらには、酸素を透
過させることができるが、ブドウ糖は比較的透過させな
い物質で作られたカテーテルが望ましい。ブドウ糖又は
酸素のいずれも最も低い濃度で在ることによって、ブド
ウ糖のグルコン酸への転換が制限される故に、広い範囲
のブドウ糖濃度を十分に越える装置機能を有するため
に、酸素は酵素領域のブドウ糖に少なくとも化学量的に
等しくなければならない。従って、カテーテル内部への
ブドウ糖の入力レートを下げるが、カテーテル内部に酸
素の接近を許すようなカテーテルを有することによっ
て、ブドウ糖の濃度に関して酸素の濃度を変える有効な
手段が提供される。
第３図は、ハウジング14内に配置された２つの酸素セ
ンサ16及び18が、一列に並んだ関係で示されている。こ
れらのセンサ16及び18は両方とも、カテーテルの先端か
ら引込まれ配置されている。第１の酸素センサ16は変わ
らないものであり、第２のセンサ18の後ろに配置されて
いる。第１の酸素センサ16は、周囲の酸素を測定する。
これに対して、第２の酸素センサ18は、後述される酵素
による反応のブドウ糖の酸化に於ける酸素の消費から発
生する、より低いレベルの酸素を測定する。第４図は、
ブドウ糖の酸化によって引起こされる酸素の減少を検出
するための、酸素レベルに依存するブドウ糖レベルを測
定するために使用される酸素センサ、例えば18が、ゼラ
チン状の層22即ち親水性物質で作られた膜を、そのワー
キング領域の回りに配置しているということを示してい
る。この層は、酸素センサのワーキング電極エリアと接
触している。その中に含まれているのは、即ちゼラチン
状物質22と関連しているのは、酵素即ちグルコースオキ
シダーゼ、及び随意に第２の酵素即ちカタラーゼであ
る。カタラーゼは、ブドウ糖の酸化で発生される過酸化
水素を分解するのに役立つ。カタラーゼは、以下の関係
を引起こす。即ち、 過酸化水素→酸素＋水 ブドウ糖濃度と無関係に酸素を測定するセンサ16は、
そのワーキング領域の回りに配置された同様ではある
が、しかしグルコースオキシダーゼ又はカタラーゼのな
い膜を有することができる。
ンサ16及び18が、一列に並んだ関係で示されている。こ
れらのセンサ16及び18は両方とも、カテーテルの先端か
ら引込まれ配置されている。第１の酸素センサ16は変わ
らないものであり、第２のセンサ18の後ろに配置されて
いる。第１の酸素センサ16は、周囲の酸素を測定する。
これに対して、第２の酸素センサ18は、後述される酵素
による反応のブドウ糖の酸化に於ける酸素の消費から発
生する、より低いレベルの酸素を測定する。第４図は、
ブドウ糖の酸化によって引起こされる酸素の減少を検出
するための、酸素レベルに依存するブドウ糖レベルを測
定するために使用される酸素センサ、例えば18が、ゼラ
チン状の層22即ち親水性物質で作られた膜を、そのワー
キング領域の回りに配置しているということを示してい
る。この層は、酸素センサのワーキング電極エリアと接
触している。その中に含まれているのは、即ちゼラチン
状物質22と関連しているのは、酵素即ちグルコースオキ
シダーゼ、及び随意に第２の酵素即ちカタラーゼであ
る。カタラーゼは、ブドウ糖の酸化で発生される過酸化
水素を分解するのに役立つ。カタラーゼは、以下の関係
を引起こす。即ち、 過酸化水素→酸素＋水 ブドウ糖濃度と無関係に酸素を測定するセンサ16は、
そのワーキング領域の回りに配置された同様ではある
が、しかしグルコースオキシダーゼ又はカタラーゼのな
い膜を有することができる。
ゼラチン状層22を作成するために有効な物質は、ポリ
アクリルアミドゲル、グルタルアルデヒド架橋蛋白質、
特にコラーゲン又はアルブミン、多水酸基エチレン・メ
タクリル酸塩、及びその誘導体、及び他の親水性重合体
及び共重合体を含む。また、上記層は、架橋グルコース
オキシダーゼ、又は化学架橋反応物を有する他の酵素か
ら構成されることができる。ゼラチン状層を作成するた
めに使用される物質及び方法は、米国特許第4,484,987
号に開示されている。
アクリルアミドゲル、グルタルアルデヒド架橋蛋白質、
特にコラーゲン又はアルブミン、多水酸基エチレン・メ
タクリル酸塩、及びその誘導体、及び他の親水性重合体
及び共重合体を含む。また、上記層は、架橋グルコース
オキシダーゼ、又は化学架橋反応物を有する他の酵素か
ら構成されることができる。ゼラチン状層を作成するた
めに使用される物質及び方法は、米国特許第4,484,987
号に開示されている。
植え込み可能なモニタリングシステムの感度及び応答
時間が、センサを取巻く親水性膜22の厚さは勿論、第２
の酸素センサの電極表面エリアの大きさを変えることに
よって、簡単に変えることができるということを注意す
ることが重要である。さらに、第４図は、グルコースオ
キシダーゼを含む物質の層22が、疎水性層24の回りは勿
論のこと、その前面に配置されることができるというこ
とを示している。疎水性膜24は、システムが植え込まれ
る酸素及びブドウ糖環境に依存して、システムの感度及
び応答時間を最適にすることをユーザに許す。
時間が、センサを取巻く親水性膜22の厚さは勿論、第２
の酸素センサの電極表面エリアの大きさを変えることに
よって、簡単に変えることができるということを注意す
ることが重要である。さらに、第４図は、グルコースオ
キシダーゼを含む物質の層22が、疎水性層24の回りは勿
論のこと、その前面に配置されることができるというこ
とを示している。疎水性膜24は、システムが植え込まれ
る酸素及びブドウ糖環境に依存して、システムの感度及
び応答時間を最適にすることをユーザに許す。
第２図は酸素センサ12を示すもので、これはワーキン
グ電極26、カウンタ電極28、及びリファレンス電極30を
有する３電極デザインを示している。ワーキング電極26
及びカウンタ電極28はそれぞれ、一般に貴金属から製造
される。これに対して、リファレンス電極30は、標準的
な銀／塩化銀電極であることができる。電極アセンブリ
は、ガラス、エポキシ等のような電気絶縁物質32内では
あるが、露出したワーキング面が残るように取付けられ
る。３つの電極の露出領域は、お互いに直接物理的に接
触しないように配置されており、さらにそれらは覆われ
ることができる。中空ファイバ34が、上記電極を随意に
覆うのに適当である。または、電極アセンブリは、電解
による通信のための水性環境を提供するように、含水ゲ
ル等で、特に重合体（２ヒドロキシ・メタクリル酸エチ
ル）でコーティングされる。また、電極アセンブリは、
電極に対する極溶質の接近を抑制するために、（20のよ
うな）疎水性重合体でコーティングされることができ
る。
グ電極26、カウンタ電極28、及びリファレンス電極30を
有する３電極デザインを示している。ワーキング電極26
及びカウンタ電極28はそれぞれ、一般に貴金属から製造
される。これに対して、リファレンス電極30は、標準的
な銀／塩化銀電極であることができる。電極アセンブリ
は、ガラス、エポキシ等のような電気絶縁物質32内では
あるが、露出したワーキング面が残るように取付けられ
る。３つの電極の露出領域は、お互いに直接物理的に接
触しないように配置されており、さらにそれらは覆われ
ることができる。中空ファイバ34が、上記電極を随意に
覆うのに適当である。または、電極アセンブリは、電解
による通信のための水性環境を提供するように、含水ゲ
ル等で、特に重合体（２ヒドロキシ・メタクリル酸エチ
ル）でコーティングされる。また、電極アセンブリは、
電極に対する極溶質の接近を抑制するために、（20のよ
うな）疎水性重合体でコーティングされることができ
る。
上記のように、第２の酸素センサ、例えば第４図の18
は、酸素を透過させることができるが、ブドウ糖に対し
ては比較的透過させない疎水性膜を有している。グルコ
ースオキシダーゼを含むことに加えて、上記膜は、カテ
ーテル14のために延べられたのと同様の透過性質を有し
ている。即ち、それはセンサ電極のワーキング領域に対
するブドウ糖のレートを下げるが、センサ電極のワーキ
ング領域に対する酸素入力は妨げない。これは、ブドウ
糖濃度に関して酸素濃度を効果的に上昇させ、十分な酵
素による基質を確実にする。また、上記したように、該
モニタリングシステムが植え込まれた酸素及びブドウ糖
の相対濃度に依存して、第１のセンサ、例えば第２図の
16は、３つの電極アセンブリの回りの疎水性膜を有する
こともできるし、有しないこともできる。幾らかの場合
に第１の電極の回りの疎水性膜を有することの理由は、
電極に接近可能な酸素濃度を効果的に増加することに加
えて、第１のセンサか又は第２のセンサかのいずれかで
酸素検出を中断させてしまうような汚染物質に対する障
壁としてもまたそれが働くということである。
は、酸素を透過させることができるが、ブドウ糖に対し
ては比較的透過させない疎水性膜を有している。グルコ
ースオキシダーゼを含むことに加えて、上記膜は、カテ
ーテル14のために延べられたのと同様の透過性質を有し
ている。即ち、それはセンサ電極のワーキング領域に対
するブドウ糖のレートを下げるが、センサ電極のワーキ
ング領域に対する酸素入力は妨げない。これは、ブドウ
糖濃度に関して酸素濃度を効果的に上昇させ、十分な酵
素による基質を確実にする。また、上記したように、該
モニタリングシステムが植え込まれた酸素及びブドウ糖
の相対濃度に依存して、第１のセンサ、例えば第２図の
16は、３つの電極アセンブリの回りの疎水性膜を有する
こともできるし、有しないこともできる。幾らかの場合
に第１の電極の回りの疎水性膜を有することの理由は、
電極に接近可能な酸素濃度を効果的に増加することに加
えて、第１のセンサか又は第２のセンサかのいずれかで
酸素検出を中断させてしまうような汚染物質に対する障
壁としてもまたそれが働くということである。
第２のセンサ、ことによると第１のセンサ、と関連す
る疎水性膜は、ポリジメチルシロキサン、テトラフルオ
ロエチレンの重合体、テトラフルオロエチレンのフッ化
クロロ類似体単独の重合体、エチレンあるいはプロピレ
ンの共重合体としてのテトラフルオロエチレンのフッ化
クロロ類似体単独の重合体、ポリプロピレン、酢酸セル
ロース、及び他の酸素永続重合体物質のような酸素透過
性物質から成る。その物理的な性質は勿論のこと上記膜
の製造方法は、米国特許第4,484,987号に開示されてい
る。
る疎水性膜は、ポリジメチルシロキサン、テトラフルオ
ロエチレンの重合体、テトラフルオロエチレンのフッ化
クロロ類似体単独の重合体、エチレンあるいはプロピレ
ンの共重合体としてのテトラフルオロエチレンのフッ化
クロロ類似体単独の重合体、ポリプロピレン、酢酸セル
ロース、及び他の酸素永続重合体物質のような酸素透過
性物質から成る。その物理的な性質は勿論のこと上記膜
の製造方法は、米国特許第4,484,987号に開示されてい
る。
第１及び第２の酸素センサのどちらの３つの電極アセ
ンブリも、電極に取付けられたリードワイヤによって植
え込まれた遠隔計測電子回路と通信している。
ンブリも、電極に取付けられたリードワイヤによって植
え込まれた遠隔計測電子回路と通信している。
本発明の第２の実施例が、第５図に示されている。第
２図に示されたセンサのデザイン及び上記された他の物
質が、この実施例にも使用することができる。しかしな
がら、第１の酸素センサ36及び第２の酸素センサ38は、
シングルルーメンカテーテルの代わりに、バイルーメン
カテーテル40内に配置される。この実施例に於いては、
第１の酸素センサ36及び第２の酸素センサ38は、お互い
に並列に十分に間隔を置かれた関係にある。酸素センサ
は両方とも、カテーテル内に引込まれて配置されてい
る。第２の酸素センサ38の活性検知領域の回りに配置さ
れているのは、及び３つの電極アセンブリの回りの疎水
性層41と連絡しているのは、上記したようなグルコース
オキシダーゼを含む親水性膜42である。シングルルーメ
ンカテーテルのために上記したような第１の酸素センサ
36は、３つの電極アセンブリの回りに疎水性膜を持つこ
とができるし、持たないこともできる。もし、バイルー
メンカテーテル40が細胞残骸と、あるいは酸素の検出を
妨害する物質の存在と遭遇しそうである体の部位に注入
されたならば、その物質がセンサの電極アセンブリと接
触することを効果的に妨げる程度まで、疎水性膜44が第
１の酸素センサの回りに配置されることができる。
２図に示されたセンサのデザイン及び上記された他の物
質が、この実施例にも使用することができる。しかしな
がら、第１の酸素センサ36及び第２の酸素センサ38は、
シングルルーメンカテーテルの代わりに、バイルーメン
カテーテル40内に配置される。この実施例に於いては、
第１の酸素センサ36及び第２の酸素センサ38は、お互い
に並列に十分に間隔を置かれた関係にある。酸素センサ
は両方とも、カテーテル内に引込まれて配置されてい
る。第２の酸素センサ38の活性検知領域の回りに配置さ
れているのは、及び３つの電極アセンブリの回りの疎水
性層41と連絡しているのは、上記したようなグルコース
オキシダーゼを含む親水性膜42である。シングルルーメ
ンカテーテルのために上記したような第１の酸素センサ
36は、３つの電極アセンブリの回りに疎水性膜を持つこ
とができるし、持たないこともできる。もし、バイルー
メンカテーテル40が細胞残骸と、あるいは酸素の検出を
妨害する物質の存在と遭遇しそうである体の部位に注入
されたならば、その物質がセンサの電極アセンブリと接
触することを効果的に妨げる程度まで、疎水性膜44が第
１の酸素センサの回りに配置されることができる。
電子処理及び遠隔計測回路が、上記センサと接続して
使用される。これは、センサによって作られた電気信号
をバッファリングし、送信のためにセンサ信号を処理
し、外部モニタリングユニットに対して遠隔計測リンク
を介して、バッファリングされ処理された信号を通信す
るのに有効である。バッファリング、処理、及び遠隔通
信機能のために必要な電子回路は、第６図に示されてい
る。同図に於いては、体内と体外とを分ける皮膚の境界
線が、参照番号80によって示されている。図中、内部電
子回路82のセットは、皮膚境界線80の左に示されてい
る。内部電子回路82は、体の皮膚の下に植え込まれたモ
ジュール内に含まれるということを理解されたい。さら
に内部電子回路82は、上記の酸素センサを含むカテーテ
ルに接続されているということも理解されたい。また図
中、境界線80の右側、即ち内部電子回路82が植え込まれ
る体の外側は、外部ユニット84である。
使用される。これは、センサによって作られた電気信号
をバッファリングし、送信のためにセンサ信号を処理
し、外部モニタリングユニットに対して遠隔計測リンク
を介して、バッファリングされ処理された信号を通信す
るのに有効である。バッファリング、処理、及び遠隔通
信機能のために必要な電子回路は、第６図に示されてい
る。同図に於いては、体内と体外とを分ける皮膚の境界
線が、参照番号80によって示されている。図中、内部電
子回路82のセットは、皮膚境界線80の左に示されてい
る。内部電子回路82は、体の皮膚の下に植え込まれたモ
ジュール内に含まれるということを理解されたい。さら
に内部電子回路82は、上記の酸素センサを含むカテーテ
ルに接続されているということも理解されたい。また図
中、境界線80の右側、即ち内部電子回路82が植え込まれ
る体の外側は、外部ユニット84である。
酸素及びブドウ糖モニタリングのために体内に植え込
まれた電子回路82に関しては、述べられるべき電子機能
の実際の物理的実行がハイブリッド化及び小型化の既知
のテクニックによって成し遂げられることができるとい
うことを理解されたい。よって、内部電子回路82が、体
内に植え込まれるための後述されるモジュールに収納さ
れるのに適当な小型のサイズに製作することができると
いうことを理解されたい。内部電子回路82は、一対の電
極間にセットされた電位を含むため及び電位のセットの
後電極の対の一つによって発生された電流を測定するた
めに有効である一対のポテンシオスタット増幅器（Ａ）
86及び87を含んでいる。内部電子回路82はさらに、アナ
ログマルチプレクサ（MUX）89、タイミング及び制御ユ
ニット（TCU）91、バッテリ93、高品質電圧調整機（V
r）94、電圧制御発振器（VCO）96、RF送信機（XMT）9
8、及びアンテナ99を含む。TCU91に関連しているのは、
植え込まれた電子回路82の３つの動作モードの一つを選
択する磁気的に制御されるリードスイッチ101である。
まれた電子回路82に関しては、述べられるべき電子機能
の実際の物理的実行がハイブリッド化及び小型化の既知
のテクニックによって成し遂げられることができるとい
うことを理解されたい。よって、内部電子回路82が、体
内に植え込まれるための後述されるモジュールに収納さ
れるのに適当な小型のサイズに製作することができると
いうことを理解されたい。内部電子回路82は、一対の電
極間にセットされた電位を含むため及び電位のセットの
後電極の対の一つによって発生された電流を測定するた
めに有効である一対のポテンシオスタット増幅器（Ａ）
86及び87を含んでいる。内部電子回路82はさらに、アナ
ログマルチプレクサ（MUX）89、タイミング及び制御ユ
ニット（TCU）91、バッテリ93、高品質電圧調整機（V
r）94、電圧制御発振器（VCO）96、RF送信機（XMT）9
8、及びアンテナ99を含む。TCU91に関連しているのは、
植え込まれた電子回路82の３つの動作モードの一つを選
択する磁気的に制御されるリードスイッチ101である。
86及び87のようなポテンシオスタット増幅器は該分野
では既知であり、一方の説明だけで両方の説明のために
は十分である。よって、ポテンシオスタット増幅器86に
関しての説明のみを行う。即ち、電極にそれぞれ接続さ
れた３本の入力リードが提供されており、これらはそれ
ぞれ102,103及び104で示されている。入力リード102
は、上記のようにセンサに取付けられたワーキング電極
に接続されている。リード103はリファレンス電極に接
続されており、リード104はカウンタ電極に接続されて
いる。既知のように、ワーキング電極は、それが取付け
られたセンサによって発生される、化学プロセスに対応
する振幅を有する電流を提供する。リファレンス電極
は、増幅器86の動作のために較正された基準電圧を提供
する。カウンタ電極は、増幅器86のためのグラウンドリ
ードに相当するリターン経路を提供する。既知のよう
に、増幅器86は、出力信号リード106,107及び108のそれ
ぞれ一本にそれぞれ提供される３つの信号まで提供する
ことができる。増幅器86の増幅動作は、電流−電圧増幅
のものであり、該分野では良く理解されている動作であ
る。増幅動作は、リード102によるワーキング電極から
の信号電流を、増幅された電圧値に変換する。この値
は、信号リード106に提供される。さらに、ポテンシオ
スタット増幅器86は、リファレンス電極によって生成さ
れる信号ライン103上の基準電圧を提供する能力を有す
る。この電圧値は、信号ライン107に提供される。さら
に、増幅器86は、信号ライン102と103の間で測定された
差信号を、信号出力リード108に提供する能力を有す
る。また、増幅器86は、２ステートの利得特性を有して
いる。この事に関しては、信号ライン106上の電圧への
ワーキング電極電流の交換に使用される増幅利得が、増
幅器86の利得選択（Ｇ）ポートへの信号入力に依存し
て、２つの値の一方を取ることができるということであ
る。この信号は、TCU91から制御出力信号として提供さ
れる。該実施例に於いては、増幅器86の第２の利得特性
は、第１の利得特性の値の10倍である。従って、増幅器
の利得選択ポートへの信号が、低い方の値から高い方の
値に切換えられた時には、信号ライン106上の振幅は、1
0倍に増加する。
では既知であり、一方の説明だけで両方の説明のために
は十分である。よって、ポテンシオスタット増幅器86に
関しての説明のみを行う。即ち、電極にそれぞれ接続さ
れた３本の入力リードが提供されており、これらはそれ
ぞれ102,103及び104で示されている。入力リード102
は、上記のようにセンサに取付けられたワーキング電極
に接続されている。リード103はリファレンス電極に接
続されており、リード104はカウンタ電極に接続されて
いる。既知のように、ワーキング電極は、それが取付け
られたセンサによって発生される、化学プロセスに対応
する振幅を有する電流を提供する。リファレンス電極
は、増幅器86の動作のために較正された基準電圧を提供
する。カウンタ電極は、増幅器86のためのグラウンドリ
ードに相当するリターン経路を提供する。既知のよう
に、増幅器86は、出力信号リード106,107及び108のそれ
ぞれ一本にそれぞれ提供される３つの信号まで提供する
ことができる。増幅器86の増幅動作は、電流−電圧増幅
のものであり、該分野では良く理解されている動作であ
る。増幅動作は、リード102によるワーキング電極から
の信号電流を、増幅された電圧値に変換する。この値
は、信号リード106に提供される。さらに、ポテンシオ
スタット増幅器86は、リファレンス電極によって生成さ
れる信号ライン103上の基準電圧を提供する能力を有す
る。この電圧値は、信号ライン107に提供される。さら
に、増幅器86は、信号ライン102と103の間で測定された
差信号を、信号出力リード108に提供する能力を有す
る。また、増幅器86は、２ステートの利得特性を有して
いる。この事に関しては、信号ライン106上の電圧への
ワーキング電極電流の交換に使用される増幅利得が、増
幅器86の利得選択（Ｇ）ポートへの信号入力に依存し
て、２つの値の一方を取ることができるということであ
る。この信号は、TCU91から制御出力信号として提供さ
れる。該実施例に於いては、増幅器86の第２の利得特性
は、第１の利得特性の値の10倍である。従って、増幅器
の利得選択ポートへの信号が、低い方の値から高い方の
値に切換えられた時には、信号ライン106上の振幅は、1
0倍に増加する。
以下の説明の簡単のために、信号ライン106上の増幅
された電圧を（「増幅された電圧」のため）VA、信号ラ
イン107上の電圧をVref、信号ライン108上の信号をVWと
して示すものとする。
された電圧を（「増幅された電圧」のため）VA、信号ラ
イン107上の電圧をVref、信号ライン108上の信号をVWと
して示すものとする。
ポテンシオスタット増幅器87は、ワーキングリード及
びリファレンスリードが、増幅器86の対応するリードに
接続された電極と異なる電極に接続されていることを除
いては、増幅器86と同一である。しかしながら、増幅器
87は、増幅器86に接続されたカウンタ電極には接続され
ている。該実施例に於いては、増幅器86及び87に接続さ
れたワーキング電極は、上記のように区別されている。
この事については、例えば、増幅器86のワーキング電極
は、上記のタイプの影響を及ぼされない酸素センサから
成ることができ、増幅器87のワーキング電極は、上記の
タイプの酵素を含む酸素センサから成ることができる。
既知のように、監視されるプロセスは、ワーキング電極
によって発生された電流の差を処理することによって測
定されることができる。よって、内部電子回路82の主な
機能は、外部ユニット84に皮膚境界線80を通して送信す
るために適当である信号に、ワーキング電極電流を交換
することである。外部ユニット84は、その差を測定し、
測定値の可視表示を提供する。
びリファレンスリードが、増幅器86の対応するリードに
接続された電極と異なる電極に接続されていることを除
いては、増幅器86と同一である。しかしながら、増幅器
87は、増幅器86に接続されたカウンタ電極には接続され
ている。該実施例に於いては、増幅器86及び87に接続さ
れたワーキング電極は、上記のように区別されている。
この事については、例えば、増幅器86のワーキング電極
は、上記のタイプの影響を及ぼされない酸素センサから
成ることができ、増幅器87のワーキング電極は、上記の
タイプの酵素を含む酸素センサから成ることができる。
既知のように、監視されるプロセスは、ワーキング電極
によって発生された電流の差を処理することによって測
定されることができる。よって、内部電子回路82の主な
機能は、外部ユニット84に皮膚境界線80を通して送信す
るために適当である信号に、ワーキング電極電流を交換
することである。外部ユニット84は、その差を測定し、
測定値の可視表示を提供する。
また、増幅器87に於いては、増幅器87に取付けられた
ワーキング電極の電流を表わす増幅された電圧信号が、
信号リード110に提供され、基準電圧値がリード111に提
供される。そして、ワーキング電極とリファレンス電極
との間で測定された差信号が、信号リード112に出力さ
れる。
ワーキング電極の電流を表わす増幅された電圧信号が、
信号リード110に提供され、基準電圧値がリード111に提
供される。そして、ワーキング電極とリファレンス電極
との間で測定された差信号が、信号リード112に出力さ
れる。
増幅器86及び87からの出力信号リードは、MUX89に接
続されている。このMUX89は、複数の入力ポート10〜1
9、入力選択ポートアレィ（SEL）、及び出力ポートＯを
有する普通のアナログマルチプレクサから成る。上記出
力ポートＯは、出力信号リード114に接続されている。
出力ポートＯに接続されるべき入力ポートの選択は、MU
X89のSELポートに提供される信号によって決定される。
続されている。このMUX89は、複数の入力ポート10〜1
9、入力選択ポートアレィ（SEL）、及び出力ポートＯを
有する普通のアナログマルチプレクサから成る。上記出
力ポートＯは、出力信号リード114に接続されている。
出力ポートＯに接続されるべき入力ポートの選択は、MU
X89のSELポートに提供される信号によって決定される。
TCU91は、普通のディジタルタイミング及び制御回路
の構成であり、主な機能として増幅器86及び87の利得及
び入力ポートの選択を決定する。TCU91は、例えば、主
サイクルの完了までに遂げられるべき増幅器利得及び入
力ポート選択の組合せを全て可能にさせるだろう所定の
ステートシーケンスを通してのサイクルに対してプログ
ラムされた、普通のプログラムドロジックアレィ（PL
A）や他のプログラマブル回路から成ることができる。
さらに、TCU91は、磁気リードスイッチ101からの信号に
応じて、２つ以上のモードで作動するよう構成されてい
る。磁気リードスイッチ101は普通のものであり、皮膚
境界線80に極めて接近して植え込まれた磁気付勢スイッ
チから成る。そのコンタクト構成は、磁場がスイッチセ
ッティングを遂げるために皮膚境界線80を通して伸びて
いる、スイッチと極めて接近してもたらされた磁石の付
勢力によってセットされる。そのような配置は普通のも
のであり、その理解のための文献としては、米国特許第
4,361,153号がある。
の構成であり、主な機能として増幅器86及び87の利得及
び入力ポートの選択を決定する。TCU91は、例えば、主
サイクルの完了までに遂げられるべき増幅器利得及び入
力ポート選択の組合せを全て可能にさせるだろう所定の
ステートシーケンスを通してのサイクルに対してプログ
ラムされた、普通のプログラムドロジックアレィ（PL
A）や他のプログラマブル回路から成ることができる。
さらに、TCU91は、磁気リードスイッチ101からの信号に
応じて、２つ以上のモードで作動するよう構成されてい
る。磁気リードスイッチ101は普通のものであり、皮膚
境界線80に極めて接近して植え込まれた磁気付勢スイッ
チから成る。そのコンタクト構成は、磁場がスイッチセ
ッティングを遂げるために皮膚境界線80を通して伸びて
いる、スイッチと極めて接近してもたらされた磁石の付
勢力によってセットされる。そのような配置は普通のも
のであり、その理解のための文献としては、米国特許第
4,361,153号がある。
また、MUX89に対する入力は、（Ｖ＋で示されるよう
に）バッテリ93の正電極、及び高精度電圧調整機94の出
力ポート（VREG）である。普通のサーミスタ113が、体
内温度の指示を提供するために、MUX89の入力ポートに
接続されている。さらに、カウンタ電極とMUX89との間
にもまた、接続が提供されている。
に）バッテリ93の正電極、及び高精度電圧調整機94の出
力ポート（VREG）である。普通のサーミスタ113が、体
内温度の指示を提供するために、MUX89の入力ポートに
接続されている。さらに、カウンタ電極とMUX89との間
にもまた、接続が提供されている。
MUX89の出力信号リード114は、VCO96に接続されてお
り、このVCO96の出力端は、送信機98に接続されてい
る。普通であるように、信号リード114でVCO96に導かれ
る出力ポートに在る電圧は、VCO96の発振周波数を決定
する。VCO96の調整可能な周波数は、アンテナ99によっ
て皮膚境界線80を通して放送される、送信機98によって
RF搬送波出力を変調するために使用される。なお、上記
RF送信機98及びVCO96は、内部電子回路82によって消費
される出力を減少するために、TCU91からの制御出力に
よってゲートされる。
り、このVCO96の出力端は、送信機98に接続されてい
る。普通であるように、信号リード114でVCO96に導かれ
る出力ポートに在る電圧は、VCO96の発振周波数を決定
する。VCO96の調整可能な周波数は、アンテナ99によっ
て皮膚境界線80を通して放送される、送信機98によって
RF搬送波出力を変調するために使用される。なお、上記
RF送信機98及びVCO96は、内部電子回路82によって消費
される出力を減少するために、TCU91からの制御出力に
よってゲートされる。
外部ユニット電子回路84は、RF受信機（RX）122に接
続されたピックアップアンテナ120を含む。RF受信機（R
X）122は、植え込まれたモジュールに含まれる送信機98
によって送信された搬送波を検出して復調する。RX122
によって生成された復調信号は、普通のプロセッサ124
に供給され、出力グラフィックス装置を駆動するのに適
当な出力信号に変換される。例えば、上記出力グラフィ
ックス装置としては、時間に関する電流（Ｉ）の振幅の
変化を記録するよう構成されたレコーダ126を含む。
続されたピックアップアンテナ120を含む。RF受信機（R
X）122は、植え込まれたモジュールに含まれる送信機98
によって送信された搬送波を検出して復調する。RX122
によって生成された復調信号は、普通のプロセッサ124
に供給され、出力グラフィックス装置を駆動するのに適
当な出力信号に変換される。例えば、上記出力グラフィ
ックス装置としては、時間に関する電流（Ｉ）の振幅の
変化を記録するよう構成されたレコーダ126を含む。
本発明の電気化学システムの植え込み可能な部分の物
理的形状の概略図が、第７図に示されている。水分に対
して不透過性であり、且つ植え込んでの使用を容易にす
るために丸められたプロフィールを有するスムースモジ
ュール125中に形成される、生物学的適合の樹脂中に、
内部電子回路82が封入されている。センサカテーテル12
7及びアンテナ128に接続を許すリードが、モジュールか
ら出ている。なお、リチウムセルが、電子回路モジュー
ル中に含まれている。
理的形状の概略図が、第７図に示されている。水分に対
して不透過性であり、且つ植え込んでの使用を容易にす
るために丸められたプロフィールを有するスムースモジ
ュール125中に形成される、生物学的適合の樹脂中に、
内部電子回路82が封入されている。センサカテーテル12
7及びアンテナ128に接続を許すリードが、モジュールか
ら出ている。なお、リチウムセルが、電子回路モジュー
ル中に含まれている。
通信計画は、赤外線又は受動RFリンクを許すように、
通常行なわれるように変換されることができる。既知の
ように、典型的にショートレンジのシステムがある。し
かしながら、赤外線リンクは、受動RFリンクで可能なよ
りは遥かに高いデータ帯域を理論上許すだろう。通常の
受動リンクは、送信機98によって変調された強磁場の発
生に基づく誘導的通信計画を伴うことができる。そのよ
うな受動RF計画は、電極リードのためのシールディング
及びフィルタリングは勿論のこと、電子回路82のための
適当なシールディングを必要とするだろうというとは、
当業者には明白であろう。
通常行なわれるように変換されることができる。既知の
ように、典型的にショートレンジのシステムがある。し
かしながら、赤外線リンクは、受動RFリンクで可能なよ
りは遥かに高いデータ帯域を理論上許すだろう。通常の
受動リンクは、送信機98によって変調された強磁場の発
生に基づく誘導的通信計画を伴うことができる。そのよ
うな受動RF計画は、電極リードのためのシールディング
及びフィルタリングは勿論のこと、電子回路82のための
適当なシールディングを必要とするだろうというとは、
当業者には明白であろう。
典型的に、センサと増幅器の間を伸びるリードを取巻
く水分障壁の電解質透過は、リード間の電気信号のため
の漏れ経路を生ずることができる。そのような漏れ経路
が１本の電極リードから他へ電流を流す時に、特に衰弱
させる状況が生ずる。非常に低い電流レベルが伝導され
ている故に、どのようなエラーも重要である。他の不所
望の影響は、リファレンス電極と、ワーキング電極か又
はカウンタ電極かのいずれかとの間と電流の伝導であ
る。センサ、電子回路、又はバッテリのいずれかを取替
えるために適当な動作が取られることができるように、
そのような問題を検出するために、本発明のシステム
は、変換され、増幅されたワーキング電極信号よりも丁
度大きい信号の監視を提供する。基準電圧振幅、ワーキ
ング電極とリファレンス電極との間の差電圧の振幅、及
びバッテリの付加的な監視を提供することによって、本
発明のシステムは、人体内に電子センサの植え込みの典
型的に遭遇される問題の容易な検出を許す。
く水分障壁の電解質透過は、リード間の電気信号のため
の漏れ経路を生ずることができる。そのような漏れ経路
が１本の電極リードから他へ電流を流す時に、特に衰弱
させる状況が生ずる。非常に低い電流レベルが伝導され
ている故に、どのようなエラーも重要である。他の不所
望の影響は、リファレンス電極と、ワーキング電極か又
はカウンタ電極かのいずれかとの間と電流の伝導であ
る。センサ、電子回路、又はバッテリのいずれかを取替
えるために適当な動作が取られることができるように、
そのような問題を検出するために、本発明のシステム
は、変換され、増幅されたワーキング電極信号よりも丁
度大きい信号の監視を提供する。基準電圧振幅、ワーキ
ング電極とリファレンス電極との間の差電圧の振幅、及
びバッテリの付加的な監視を提供することによって、本
発明のシステムは、人体内に電子センサの植え込みの典
型的に遭遇される問題の容易な検出を許す。
動作に於いては、タイミング及び制御ユニット91は、
磁気スイッチ101のセッティングに応じて、或る動作モ
ードを取る。好ましくは、標準動作モードとして参照さ
れるそのようなモードの一つの間、TCU91は、マルチプ
レクサ89に対する電圧振幅レベル入力をサンプリングし
且つ送信するように、VCO及び送信機ゲーティングシー
ケンスと同期して、利得選択及びマルチプレクサポート
選択信号シーケンスを発生するだろう。そのようなシー
ケンスの一つが第８図に示されており、これは１分のピ
リオドの間、12の個別のサンプリングピリオドが定義さ
れるものである。即ち、第１のサンプリングピリオドに
於いては、TCU91は、増幅器86及び87のために、高い利
得値（G2）を選択する。この第１のピリオドに於いて、
TCU91はまた、マルチプレクサ89の出力ポートに対し
て、信号リード106を受けるマルチプレクサ入力リード
を接続するための選択信号を提供する。これは、増幅器
86に取付けられたワーキング電極によって発生された電
流を表わす変換され増幅された電圧のサンプリングを許
す。同時に、VCO96及び送信機98を駆動する信号が、TCU
91によって提供される。この信号は、第８図のシーケン
スの間中維持される。通常、信号リード106の信号
（VA1）の振幅は、信号リードが出力信号リード114にマ
ルチプレクサ89を介して接続される間は、その振幅によ
って決定される発振周波数をVCO96に取らせるだろう。
第８図の第２のステップに於いては、TCU91は、増幅器8
6及び87のために低い方の利得値（G1）をセットし、こ
の値でVA1をサンプリングする。引続いて、信号リード1
10のVA2が、高い利得値と低い利得値でサンプリングさ
れる。次に、Ｖ＋の値、ＶCTR（カウンタ電極の電圧の
値）、及び電圧調整機94の出力が、サンプリングされ
る。電圧調整機出力のサンプリングは、VCO96及び送信
機98によって成される信号処理によって、較正されるこ
とを許す。この事については、既知の値が電圧調整機94
の製品のために求められている故に、外部電子回路84
は、第８図のサンプルピリオド７の間、VREGの所定の振
幅を有する電圧のため求められた値に対して、VCO96に
よって生成された変調信号の発振周波数を比較すること
によって、植え込まれた電子回路82から受信された遠隔
測定で得たデータを較正することができる。次に、差電
極電圧振幅及び増幅器86及び87のための基準振幅がそれ
ぞれ、TCU91によってサンプルされる。さらに、第１図
のモジュールが植え込まれる体内の内部温度の指示が、
温度制御抵抗113の出力をサンプリングすることによっ
て得られる。
磁気スイッチ101のセッティングに応じて、或る動作モ
ードを取る。好ましくは、標準動作モードとして参照さ
れるそのようなモードの一つの間、TCU91は、マルチプ
レクサ89に対する電圧振幅レベル入力をサンプリングし
且つ送信するように、VCO及び送信機ゲーティングシー
ケンスと同期して、利得選択及びマルチプレクサポート
選択信号シーケンスを発生するだろう。そのようなシー
ケンスの一つが第８図に示されており、これは１分のピ
リオドの間、12の個別のサンプリングピリオドが定義さ
れるものである。即ち、第１のサンプリングピリオドに
於いては、TCU91は、増幅器86及び87のために、高い利
得値（G2）を選択する。この第１のピリオドに於いて、
TCU91はまた、マルチプレクサ89の出力ポートに対し
て、信号リード106を受けるマルチプレクサ入力リード
を接続するための選択信号を提供する。これは、増幅器
86に取付けられたワーキング電極によって発生された電
流を表わす変換され増幅された電圧のサンプリングを許
す。同時に、VCO96及び送信機98を駆動する信号が、TCU
91によって提供される。この信号は、第８図のシーケン
スの間中維持される。通常、信号リード106の信号
（VA1）の振幅は、信号リードが出力信号リード114にマ
ルチプレクサ89を介して接続される間は、その振幅によ
って決定される発振周波数をVCO96に取らせるだろう。
第８図の第２のステップに於いては、TCU91は、増幅器8
6及び87のために低い方の利得値（G1）をセットし、こ
の値でVA1をサンプリングする。引続いて、信号リード1
10のVA2が、高い利得値と低い利得値でサンプリングさ
れる。次に、Ｖ＋の値、ＶCTR（カウンタ電極の電圧の
値）、及び電圧調整機94の出力が、サンプリングされ
る。電圧調整機出力のサンプリングは、VCO96及び送信
機98によって成される信号処理によって、較正されるこ
とを許す。この事については、既知の値が電圧調整機94
の製品のために求められている故に、外部電子回路84
は、第８図のサンプルピリオド７の間、VREGの所定の振
幅を有する電圧のため求められた値に対して、VCO96に
よって生成された変調信号の発振周波数を比較すること
によって、植え込まれた電子回路82から受信された遠隔
測定で得たデータを較正することができる。次に、差電
極電圧振幅及び増幅器86及び87のための基準振幅がそれ
ぞれ、TCU91によってサンプルされる。さらに、第１図
のモジュールが植え込まれる体内の内部温度の指示が、
温度制御抵抗113の出力をサンプリングすることによっ
て得られる。
第８図のサンプルシーケンスの次に、第８図のサンプ
リングシーケンスと全く同じ他のサンプリングシーケン
スが開始される前の時間のピリオドの間は、VCO96及びX
MT98はオフされる。この方法では、発振器96及び送信機
98によるバッテリ93の蓄積への総要求を減ずることによ
って、バッテリ93の寿命が延ばされることができる。
リングシーケンスと全く同じ他のサンプリングシーケン
スが開始される前の時間のピリオドの間は、VCO96及びX
MT98はオフされる。この方法では、発振器96及び送信機
98によるバッテリ93の蓄積への総要求を減ずることによ
って、バッテリ93の寿命が延ばされることができる。
外部ユニット84は、増幅器86及び87に取付けられたワ
ーキング電極によって生成されたセンサ電流の値を決定
することによって、体内のブドウ糖濃度及び酸素濃度を
得て、それらを表示する。これは、皮膚境界線80を通し
て送信機98によって送信された信号の受取り、及び受信
機122によって受信された信号の復調によって成し遂げ
られる。復調された信号は、プロセッサ124に供給され
る。このプロセッサ124は、内部電子回路82によってサ
ンプリングされた信号を分析し且つ処理するように、普
通にプログラムされた普通のマイクロプロセッサを含む
ことができる。該実施例に於いては、プロセッサ124
は、ブドウ糖濃度及び酸素濃度を決定するために、５ス
テップ手順を行うようにプログラムされている。その手
順に於いては、プロセッサ124はまず、酸素センサに接
続されたワーキング電極によって生成された電流から大
部分の媒体の酸素濃度を計算する。この事については、
復調された発振の周波数が、酸素センサによって生成さ
れた電流振幅の値に変換される。これはVA1のサンプル
を処理することに相当する。第２に、ブドウ糖がない時
には、計算された大部分の媒体の酸素濃度でブドウ糖セ
ンサから求められた電流が、ブドウ糖のない時の酸素に
対するブドウ糖センサ応答のための予め決定された直線
的な較正カーブを利用して決定される。第３のステップ
に於いては、ブドウ糖センサによって実際に生成された
電流の値が、例えば、VA2の値から計算され、上記直線
的な較正カーブからステップ２で計算された電流によっ
て割られる。第４のステップに於いては、大部分の媒体
中の酸素濃度に対するブドウ糖濃度の比が、該ブドウ糖
濃度比とステップ３で得られた標準電流との間の所定の
非直線関係を使用して、ステップ３で計算された値から
決定される。最後に、ステップ５に於いて、プロセッサ
124は、ブドウ糖濃度のための絶対値を得るために、ス
テップ４のブドウ糖濃度対酸素濃度比にステップ１で計
算された酸素濃度を掛ける。
ーキング電極によって生成されたセンサ電流の値を決定
することによって、体内のブドウ糖濃度及び酸素濃度を
得て、それらを表示する。これは、皮膚境界線80を通し
て送信機98によって送信された信号の受取り、及び受信
機122によって受信された信号の復調によって成し遂げ
られる。復調された信号は、プロセッサ124に供給され
る。このプロセッサ124は、内部電子回路82によってサ
ンプリングされた信号を分析し且つ処理するように、普
通にプログラムされた普通のマイクロプロセッサを含む
ことができる。該実施例に於いては、プロセッサ124
は、ブドウ糖濃度及び酸素濃度を決定するために、５ス
テップ手順を行うようにプログラムされている。その手
順に於いては、プロセッサ124はまず、酸素センサに接
続されたワーキング電極によって生成された電流から大
部分の媒体の酸素濃度を計算する。この事については、
復調された発振の周波数が、酸素センサによって生成さ
れた電流振幅の値に変換される。これはVA1のサンプル
を処理することに相当する。第２に、ブドウ糖がない時
には、計算された大部分の媒体の酸素濃度でブドウ糖セ
ンサから求められた電流が、ブドウ糖のない時の酸素に
対するブドウ糖センサ応答のための予め決定された直線
的な較正カーブを利用して決定される。第３のステップ
に於いては、ブドウ糖センサによって実際に生成された
電流の値が、例えば、VA2の値から計算され、上記直線
的な較正カーブからステップ２で計算された電流によっ
て割られる。第４のステップに於いては、大部分の媒体
中の酸素濃度に対するブドウ糖濃度の比が、該ブドウ糖
濃度比とステップ３で得られた標準電流との間の所定の
非直線関係を使用して、ステップ３で計算された値から
決定される。最後に、ステップ５に於いて、プロセッサ
124は、ブドウ糖濃度のための絶対値を得るために、ス
テップ４のブドウ糖濃度対酸素濃度比にステップ１で計
算された酸素濃度を掛ける。
本発明のブドウ糖検知装置の実施に対する実験とし
て、デュアルルーメンブドウ糖モニタリングカテーテル
及び関連する内部電子回路モジュールが、犬の大腿静脈
中に皮膚を通して植え込まれた。犬は、センサの能力を
デモンストレートするためにブドウ糖の静脈注射を与え
られた。普通のグラフィックスプロッタが、内部電子回
路82によってサンプリングされたパラメータの種々のも
のをプロットするために使用された。サンプルが、上記
の計算の結果の普通のプログラムされた変換によって得
られた。プロセッサ124のプログラムが、そのような普
通の手段を含むことができるということは、当業者には
明らかであろう。出力プロットは、犬の静脈血液からの
酸素流量をあらわす、酸素リファレンス電極の記録され
た電流を示す。他のプロットは、ブドウ糖電極電流、即
ちブドウ糖依存酸素電流の表示を成した。第３のプロッ
トに於いては、静脈血液の酸素部分圧力が、犬の血液に
成し遂げられた独立血液ガス酸素測定に反対して、第１
のプロットの較正によって決定されるように提供され
た。最後に、静脈血ブドウ糖濃度のプロットが、適当な
較正の後、上記第１及び第２のプロットの電流の減算に
よって得られた。ブドウ糖電極からの電流のラインプロ
ットの形と、独立の普通の方法によって決定されるよう
なブドウ糖濃度を示すドットプロットの形の両方で、プ
ロットが提供された。
て、デュアルルーメンブドウ糖モニタリングカテーテル
及び関連する内部電子回路モジュールが、犬の大腿静脈
中に皮膚を通して植え込まれた。犬は、センサの能力を
デモンストレートするためにブドウ糖の静脈注射を与え
られた。普通のグラフィックスプロッタが、内部電子回
路82によってサンプリングされたパラメータの種々のも
のをプロットするために使用された。サンプルが、上記
の計算の結果の普通のプログラムされた変換によって得
られた。プロセッサ124のプログラムが、そのような普
通の手段を含むことができるということは、当業者には
明らかであろう。出力プロットは、犬の静脈血液からの
酸素流量をあらわす、酸素リファレンス電極の記録され
た電流を示す。他のプロットは、ブドウ糖電極電流、即
ちブドウ糖依存酸素電流の表示を成した。第３のプロッ
トに於いては、静脈血液の酸素部分圧力が、犬の血液に
成し遂げられた独立血液ガス酸素測定に反対して、第１
のプロットの較正によって決定されるように提供され
た。最後に、静脈血ブドウ糖濃度のプロットが、適当な
較正の後、上記第１及び第２のプロットの電流の減算に
よって得られた。ブドウ糖電極からの電流のラインプロ
ットの形と、独立の普通の方法によって決定されるよう
なブドウ糖濃度を示すドットプロットの形の両方で、プ
ロットが提供された。
なお本発明は、上記実施例に限定されるものではな
く、種々変更修正可能なものである。例えば、上記実施
例に於いては、本発明を特に、酸素を越えるブドウ糖の
大きな化学量超過を含む体内の流体のブドウ糖の濃度を
決定するために適用した場合であるが、本発明はブドウ
糖及び酸素を測定することに限定されるものではない。
むしろ本発明は、オキシダーゼ酵素のための基質であり
且つ酵素による転換を受けるようにブドウ糖種の存在を
必要とするような、体内の流体に一般に見られるアンモ
ニアアシド、乳酸塩、アンモニア、等のような他の分子
を検出することに容易に利用適応できるということが、
当業者には容易に理解されるだろう。また、本発明によ
るシステムが、生体反応炉ベッセル又は同様の環境中の
物質のモニタリングにも容易に適応できるということも
認められるであろう。
く、種々変更修正可能なものである。例えば、上記実施
例に於いては、本発明を特に、酸素を越えるブドウ糖の
大きな化学量超過を含む体内の流体のブドウ糖の濃度を
決定するために適用した場合であるが、本発明はブドウ
糖及び酸素を測定することに限定されるものではない。
むしろ本発明は、オキシダーゼ酵素のための基質であり
且つ酵素による転換を受けるようにブドウ糖種の存在を
必要とするような、体内の流体に一般に見られるアンモ
ニアアシド、乳酸塩、アンモニア、等のような他の分子
を検出することに容易に利用適応できるということが、
当業者には容易に理解されるだろう。また、本発明によ
るシステムが、生体反応炉ベッセル又は同様の環境中の
物質のモニタリングにも容易に適応できるということも
認められるであろう。
［発明の効果］ 以上詳述したように本発明によれば、体内の身体化学
的プロセスを遠隔計測的に監視するための手段を含むブ
ドウ糖モニタリング用電気化学システムを提供すること
ができる。
的プロセスを遠隔計測的に監視するための手段を含むブ
ドウ糖モニタリング用電気化学システムを提供すること
ができる。
第１図は酸素センサの外観図、第２図は第１図に示され
た酸素センサを一部切り欠いてより詳細に示す斜視図、
第３図はカテーテル中に配置された第１及び第２の酸素
センサを示すためのカテーテルの断面図、第４図はカテ
ーテルの先端から引込まれて配置された第２の酸素セン
サとそのセンサの電極検知領域を取巻くグルコースオキ
シダーゼ膜の存在を示すための第３図のカテーテルをよ
り詳細に示す断面図、第５図は第１及び第２の酸素セン
サがバイルーメンカテーテル中に配置された場合の第２
の実施例を示すためのバイルーメンカテーテルの断面
図、第６図は本発明の電子回路インタフェースを示すブ
ロック図、第７図は酸素センサを含むカテーテルに接続
された組立てられた内部電子回路を示す外観図、第８図
は第６図の電子回路によって成し遂げられるサンプルシ
ーケンスを説明するためのフローチャトである。 10,12,16,18,36,38……酸素センサ、14,44……カテーテ
ル、24,42……親水性膜、24,41,44……疎水性膜、26…
…ワーキング電極、28……カウンタ電極、30……リファ
レンス電極、82……内部電子回路、84……外部ユニッ
ト。
た酸素センサを一部切り欠いてより詳細に示す斜視図、
第３図はカテーテル中に配置された第１及び第２の酸素
センサを示すためのカテーテルの断面図、第４図はカテ
ーテルの先端から引込まれて配置された第２の酸素セン
サとそのセンサの電極検知領域を取巻くグルコースオキ
シダーゼ膜の存在を示すための第３図のカテーテルをよ
り詳細に示す断面図、第５図は第１及び第２の酸素セン
サがバイルーメンカテーテル中に配置された場合の第２
の実施例を示すためのバイルーメンカテーテルの断面
図、第６図は本発明の電子回路インタフェースを示すブ
ロック図、第７図は酸素センサを含むカテーテルに接続
された組立てられた内部電子回路を示す外観図、第８図
は第６図の電子回路によって成し遂げられるサンプルシ
ーケンスを説明するためのフローチャトである。 10,12,16,18,36,38……酸素センサ、14,44……カテーテ
ル、24,42……親水性膜、24,41,44……疎水性膜、26…
…ワーキング電極、28……カウンタ電極、30……リファ
レンス電極、82……内部電子回路、84……外部ユニッ
ト。
フロントページの続き (72)発明者 ジョン・シー・アームーア アメリカ合衆国、カリフォルニア州 92037，ラ・ジョラ、リージェンツ・ロ ード 9152−アイ (72)発明者 ブライアン・デイー・マッキーン アメリカ合衆国、カリフォルニア州 92122，サン・デイエゴ、テユレーン・ ストリート 5861 (56)参考文献 特開 昭54−41190（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−14843（ＪＰ，Ａ) 実公 昭59−28357（ＪＰ，Ｙ２) 実公 昭61−26925（ＪＰ，Ｙ２)
Claims (11)
- 【請求項１】どのような電界効果トランジスタ又は電気
絶縁型センサに基づくこともまたそれらを組み込むこと
もなしに、体外のある箇所で、体内流体又は組織中のブ
ドウ糖のレベルを決定するための、体内に挿入される電
気化学システムに於いて、 体内流体又は組織と接触して体内に挿入可能なハウジン
グと、 上記ハウジング内に設けられ、上記流体と流体連絡して
又は上記組織と接触して、上記ブドウ糖を含む上記体内
流体又は組織中の酸素を測定するための第１及び第２の
センサと、 上記第１及び第２のセンサにそれぞれ設けられた電気絶
縁支持物と、 それぞれ上記第１及び第２のセンサそれぞれの活性ワー
キング面で露出され、ほぼ平行に間隔を開けた関係で配
置されたワーキング電極、カウンタ電極、及びリファレ
ンス電極を含む、上記電気絶縁支持物それぞれの中に取
り付けられた多電極アセンブリと、 上記第２のセンサの活性ワーキング面を覆うよう配され
た、ブドウ糖の酸化のためのグルコースオキシダーゼ
と、 上記第１及び第２のセンサの中の上記電極によって作ら
れる上記第１及び第２のセンサによって検出された酸素
の量に比例した信号を、体外の受信機に通信するための
遠隔計測手段と、 上記遠隔計測手段から送信された信号を受信するための
上記受信機を含む体外手段と、 上記体外手段に接続され、上記信号を分析して、上記流
体又は組織中に存在するブドウ糖のレベルを決定する測
定手段と、 を具備し、 上記第１及び第２のセンサの活性ワーキング面は、上記
体内流体又は組織につながる単一膜に共通して直接的に
接触する必要がなく、 上記第１のセンサは、酸化反応を生じることなく減少す
ることのない上記流体又は組織中の酸素の量を検出し、 上記第２のセンサは、上記グルコースオキシダーゼを通
って当該第２のセンサに到達し、上記グルコースオキシ
ダーゼによるブドウ糖の酸化反応を生じることで、その
完全な割合よりも減少された酸素の量を検出することを
特徴とするブドウ糖モニタリング用電気化学システム。 - 【請求項２】上記ハウジングは、酸素透過性物質で作ら
れた中空カテーテルを含むことを特徴とする特許請求の
範囲第１項に記載のブドウ糖モニタリング用電気化学シ
ステム。 - 【請求項３】上記カテーテルがシングルルーメンカテー
テルのときは、上記第１のセンサは上記シングルルーメ
ン中に上記第２のセンサの後ろに配置され、 上記カテーテルが左右相称ルーメンカテーテルの場合に
は、上記第１及び第２のセンサは別々のルーメン中に配
置されることを特徴とする特許請求の範囲第２項に記載
のブドウ糖モニタリング用電気化学システム。 - 【請求項４】上記グルコースオキシダーゼは、上記第２
のセンサのワーキング面と上記流体又は組織との間に配
置されたゼラチン状物質中に含まれることを特徴とする
特許請求の範囲第１項に記載のブドウ糖モニタリング用
電気化学システム。 - 【請求項５】上記ゼラチン状物質はカタローゼをも含む
ことを特徴とする特許請求の範囲第４項に記載のブドウ
糖モニタリング用電気化学システム。 - 【請求項６】上記ゼラチン状物質は、ポリアクリルアミ
ドゲル、グルタルアルデヒド架橋コラーゲン又はアルブ
ミン蛋白質、もしくはポリヒドロキシエチルメタクリレ
ートを含むことを特徴とする特許請求の範囲第４項に記
載のブドウ糖モニタリング用電気化学システム。 - 【請求項７】上記第１及び第２のセンサのワーキング面
はそれぞれ疎水性膜で覆われており、 上記第２のセンサのワーキング面を覆う膜は、グルコー
スオキシダーゼをも含むことを特徴とする特許請求の範
囲第１項に記載のブドウ糖モニタリング用電気化学シス
テム。 - 【請求項８】上記疎水性膜は、ポリジメチルシロキサ
ン、テトラフルオロエチレンの重合体又はテトラフルオ
ロエチレンのフッ化クロロ類似体単独の重合体又はエチ
レンあるいはプロピレンの共重合体としてのテトラフル
オロエチレンのフッ化クロロ類似体の重合体、ポリエチ
レン、ポリプロピレン、又は酢酸セルロースで形成され
ていることを特徴とする特許請求の範囲第７項に記載の
ブドウ糖モニタリング用電気化学システム。 - 【請求項９】上記信号は上記遠隔計測手段内で差信号と
して結合され、この結合された差信号として上記受信機
に送信されることを特徴とする特許請求の範囲第１項に
記載のブドウ糖モニタリング用電気化学システム。 - 【請求項１０】上記遠隔計測手段は、上記差信号によっ
て決定される発振周波数を有する電圧制御発振器と、上
記電圧制御発振器の発信周波数に応じて送信機搬送波を
変調する送信機とを含むことを特徴とする特許請求の範
囲第９項に記載のブドウ糖モニタリング用電気化学シス
テム。 - 【請求項１１】上記体外手段は、上記第１及び第２のセ
ンサからの信号を比較すると共に上記信号と所定のキャ
リブレーションとの間の差を比較して、上記キャリブレ
ーションから上記流体又は組織中のブドウ糖レベルを決
定することを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の
ブドウ糖モニタリング用電気化学システム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US860184 | 1986-05-06 | ||
| US06/860,184 US4703756A (en) | 1986-05-06 | 1986-05-06 | Complete glucose monitoring system with an implantable, telemetered sensor module |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6323647A JPS6323647A (ja) | 1988-01-30 |
| JP2620236B2 true JP2620236B2 (ja) | 1997-06-11 |
Family
ID=25332683
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62110415A Expired - Fee Related JP2620236B2 (ja) | 1986-05-06 | 1987-05-06 | ブドウ糖モニタリング用電気化学システム |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4703756A (ja) |
| EP (1) | EP0245073B1 (ja) |
| JP (1) | JP2620236B2 (ja) |
| AT (1) | ATE99052T1 (ja) |
| CA (1) | CA1259657A (ja) |
| DE (1) | DE3788533T2 (ja) |
Families Citing this family (534)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4953552A (en) * | 1989-04-21 | 1990-09-04 | Demarzo Arthur P | Blood glucose monitoring system |
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| US4979509A (en) * | 1989-07-19 | 1990-12-25 | Northstar Research Institute, Ltd. | Continuous glucose monitoring and a system utilized therefor |
| US4986271A (en) * | 1989-07-19 | 1991-01-22 | The University Of New Mexico | Vivo refillable glucose sensor |
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| US5101814A (en) * | 1989-08-11 | 1992-04-07 | Palti Yoram Prof | System for monitoring and controlling blood glucose |
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