DE69837709T2 - Vorrichtung und verfahren zur bestimmung des analytpegels - Google Patents
Vorrichtung und verfahren zur bestimmung des analytpegels Download PDFInfo
- Publication number
- DE69837709T2 DE69837709T2 DE69837709T DE69837709T DE69837709T2 DE 69837709 T2 DE69837709 T2 DE 69837709T2 DE 69837709 T DE69837709 T DE 69837709T DE 69837709 T DE69837709 T DE 69837709T DE 69837709 T2 DE69837709 T2 DE 69837709T2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- biological
- glucose
- sensor
- membrane
- measuring device
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
- 0 CC(*NN*)O Chemical compound CC(*NN*)O 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1486—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
- 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
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0002—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
- A61B5/0004—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network characterised by the type of physiological signal transmitted
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/14532—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 for measuring glucose, e.g. by tissue impedance measurement
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1495—Calibrating or testing of in-vivo probes
-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
- C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
- C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
- C12Q1/001—Enzyme electrodes
- C12Q1/005—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes
- C12Q1/006—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes for glucose
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Organic Chemistry (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Emergency Medicine (AREA)
- Proteomics, Peptides & Aminoacids (AREA)
- Zoology (AREA)
- Wood Science & Technology (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Genetics & Genomics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Biotechnology (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
- General Engineering & Computer Science (AREA)
- Microbiology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By The Use Of Chemical Reactions (AREA)
Description
- GEBIET DER ERFINDUNG
- Die vorliegende Erfindung ist in den Ansprüchen definiert und bezieht sich im Allgemeinen auf eine Einrichtung und auf Methoden zur Bestimmung von Pegeln von Analyten und insbesondere auf implantierbare Einrichtungen und Methoden für das Monitoring von Glucosepegeln in einer biologischen Flüssigkeit.
- HINTERGRUND DER ERFINDUNG
- Die kontinuierliche Messung von Substanzen in biologischen Flüssigkeiten ist bei der Kontrolle und Untersuchung von metabolischen Krankheiten von Interesse. Für diesen Zweck wurden Elektrodensysteme entwickelt, bei denen eine enzymkatalysierte Reaktion durch einen elektrochemischen Sensor überwacht wird (zum Beispiel durch die Änderung der Konzentrationen der Reaktionspartner oder Produkte). Bei derartigen Elektrodensystemen umfasst der elektrochemikalische Sensor eine Elektrode mit einer potentiometrischen oder amperometrischen Funktion, die im engen Kontakt mit einer dünnen Schicht steht, welche ein Enzym in gelöster oder unlöslicher Form enthält. Üblicherweise trennt eine semipermeable Membran die dünne Schicht der Elektrode, welche das Enzym enthält, von der Probe der bio logischen Flüssigkeit, welche die zu messende Substanz enthält.
- Elektrodensysteme, welche Enzyme einschließen, wurden verwendet um amperometrisch inaktive Substanzen in Reaktionsprodukte umzuwandeln, welche amperometrisch aktiv sind. So kann beispielsweise bei der Analyse von Blut auf dessen Glucosegehalt die Glucose (welche amperometrisch relativ inaktiv ist) katalytisch durch das Enzym Glucoseoxidase in Anwesenheit von Sauerstoff und Wasser zu Gluconsäure und Wasserstoffperoxid umgewandelt werden. Die Verfolgung der Glucosekonzentration ist möglich, da für jedes umgewandelte Glucosemolekül eine proportionale Änderung entweder des Sauerstoff- oder des Wasserstoffperoxidsensorstroms stattfinden wird [US-Patent Nr. 4,757,022 und 4,994,167 von Shults et al., welche beide hiermit durch Zitierung inkorporiert sind]. Wasserstoffperoxid ist anodisch aktiv und erzeugt einen Strom, welcher proportional zu der Konzentration des Wasserstoffperoxids ist, welche im direkten Zusammenhang zu der Glucosekonzentration in der Probe steht [Updike et al., Diabetes Care, 11:801-807 (1988)].
- Die US-A-4 240 889 und FR-A-2 656 423 offenbaren Sensoren für ex-vivo Messungen von Glucose. Die WO 92/13271 offenbart eine implantierbare Messvorrichtung für biologische Flüssigkeiten, die einen Schirm oder eine Membran aufweist, welche mit einem Angiogenesefaktor behandelt ist. Die WO 92/07525 offenbart eine Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten, die eine Elektrode aufweist, die mit angiogenem Material bedeckt ist. Die
US 5 453 275 offenbart eine angiogene Schicht im Kontext einer implantierbaren Einrichtung. Die EP-A-0 534 074 offenbart einen Kathetersensor für die in vivo Glucosemessung. - Trotz der jüngsten Fortschritte auf dem Gebiet der implantierbaren Monitoringeinrichtungen für Glucose sind die gegenwärtig verwendeten Einrichtungen nicht in der Lage, sicher und zuverlässig Daten über lange Zeiträume bereitzustellen (z. B. Monate oder Jahre) [siehe z. B. Moatti-Sirat et al., Diabetologia 35:224-30 (1992)]. Beispielsweise beschreibt Armour et al., Diabetes 39:1519-26 (1990) einen miniaturisierten Sensor, welcher intravaskulär platziert ist, wodurch es der Spitze des Sensors erlaubt ist, im kontinuierlichen Kontakt mit dem Blut zu stehen. Leider setzen Proben, welche direkt in die Muskulatur platziert werden, den Empfänger einem Risiko in Bezug auf Thrombophlebosis, Thromboembolismus und Thrombophlebitis aus.
- Gegenwärtig zur Verfügung stehende Monitoringeinrichtungen für Glucose, welche in Gewebe implantiert werden können (z.B. subkutan), sind ebenfalls mit verschiedenen Nachteilen verbunden. So gibt es beispielsweise keinen zuverlässigen Blutfluss um die Probe zu der Spitze der Sonde der implantierten Einrichtung zu bringen. Ebenso muss die Sonde etwas Sauerstoff und Glucose verbrauchen, jedoch nicht so viel, dass die zur Verfügung stehende Glucose, welche gemessen werden soll, gestört wird, um effektiv zu sein; subkutan implantierte Sonden befinden sich jedoch häufig in einer relativ unbewegten Umgebung, bei denen die sauerstoff- oder glucosearmen Zonen um die Sondenspitze zu fehlerhafterweise geringen gemessenen Glucosepegeln führen können. Schließlich kann die Sonde einem „Bewegungsartefakt" unterliegen, da die Einrichtung nicht angemessen am Gewebe gesichert ist, was zu unzuverlässigen Ergebnissen beiträgt. Nicht zuletzt wegen diesen Beschränkungen war es vorher schwierig, korrekte Informationen bezüglich der Än derungen in den Mengen des Analyts zu erhalten (z.B., ob der Blutglucosepegel sich erhöht oder verringert); diese Information ist häufig extrem wichtig, beispielsweise bei der Ermittlung, ob dringend eine korrigierende Maßnahme bei der Behandlung von Diabetespatienten notwendig ist.
- Es besteht der Bedarf an einer Einrichtung, die die Anwesenheit und die Mengen eines bestimmten Analyts, beispielsweise Glucose, in biologischen Flüssigkeiten genau und kontinuierlich bestimmt. Die Einrichtung sollte einfach zu benutzen sein, sollte in der Lage sein, exakte Messungen des Analyts über lange Zeiträume zu ermöglichen, und sollte nicht leicht Bewegungsartefakten unterliegen.
- ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
- Die vorliegende Erfindung ist in den Ansprüchen definiert und bezieht sich im Allgemeinen auf Einrichtungen und Methoden zur Bestimmung von Analytpegeln und insbesondere auf implantierbare Einrichtungen und Methoden für das Monitoring von Glucosepegeln in einer biologischen Flüssigkeit.
- Die Einrichtungen der vorliegenden Erfindung und ihre Verwendung ermöglicht die Implantation von Analyt-Monitoringeinrichtungen wie Glucosemonitoringeinrichtungen, die zu einem zuverlässigen Blutfluss führen, um die Probe zu der implantierten Einrichtung in einer Konzentration zu bringen, die repräsentativ für die ist, die in der Vaskulatur vorliegt. Darüber hinaus sind die Einrichtungen der vorliegenden Erfindung in dem Gewebe des Subjektes gesichert, wodurch das Phänomen des „Bewegungsartefakts" stark reduziert oder eliminiert wird. Des weiteren verwenden die Einrichtungen der vorliegenden Erfindung Materialien, welche den Umgebungsstress, der auf die Sensorgrenzfläche einwirkt, eliminiert oder signifikant verzögert, was es ermöglicht, genaue, längerfristige Daten zu erhalten.
- Diese Wirkungen beruhen teilweise auf der Verwendung von Materialien, welche die Bildung einer Fremdkörperkapsel (FBC) verstärken. Vorher wurde die FBC-Bildung als Nachteil für die Sensorfunktion angesehen und die Forscher versuchten die FBC-Bildung zu minimieren (siehe z.B. US-Patent Nr. 5.380.536 von Hubbell et al.). Die Verfahren und Einrichtungen der vorliegenden Erfindung verwenden jedoch spezifische Materialien und eine Microarchitektur, die einen FBC-Typ auslöst, der die Generierung von verlässlichen Daten über lange Zeiträume nicht behindert. Die Einrichtungen der vorliegenden Erfindung sind in der Lage, in einer etwa 37°C, geringen pO2 Umgebung, die für lebendes Gewebe charakteristisch ist, über längere Zeiträume (z.B. Monate bis Jahre) exakt zu arbeiten.
- Die Elektrodenmembranregion der Einrichtungen der vorliegenden Erfindung weist eine einzigartige Microarchitekturanordnung auf. In bevorzugten Ausführungsformen stehen die Elektrodenoberflächen in Kontakt mit einer dünnen Elektrolytphase (oder sind damit operabel verbunden), welche ihrerseits durch eine Enzymmembran bedeckt ist, die ein Enzym, z.B. Glucoseoxidase, und ein Polymersystem enthält. Eine biologische Schutzmembran bedeckt dieses Enzymmembransystem und dient zum Teil dazu, den Sensor vor externen Belastungen und Faktoren zu schützen, welche zu Umgebungsstressrissbildungen führen könnten. Zum Abschluss ist eine angiogene Schicht über der biologischen Schutzmembran angeordnet und dient der Förderung der Vaskularisation in der Sensorgrenzflächenregion. Es ist selbstverständlich, dass andere Konfigurationen (z.B. Variationen der oben beschriebenen) durch die vorliegende Erfindung erfasst werden und in deren Schutzbereich fallen.
- Die vorliegende Erfindung betrachtet eine Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten, umfassend a) ein Gehäuse, das elektronische Schaltungsmittel und mindestens zwei Elektroden umfasst, die betriebsfähig mit den elektronischen Schaltungsmitteln verbunden sind; und b) eine aus dem Gehäuse herausragende Sensorvorrichtung, die betriebsfähig mit den Elektroden des Gehäuses verbunden ist, umfassend i) eine biologische Schutzmembran und ii) eine angiogene Schicht, die Poren umfasst, welche die Entwicklung von Blutgefäßen erhalten, wobei die angiogene Schicht mehr distal zu dem Gehäuse positioniert ist als die biologische Schutzmembran. In besonderen Ausführungsformen ist die biologische Schutzmembran im Wesentlichen für Macrophagen undurchlässig. In einigen Ausführungsformen umfasst die biologische Schutzmembran Poren, die Durchmesser aufweisen, die sich von etwa 0,1 μm bis etwa 1,0 μm erstrecken. In bestimmten Ausführungsformen umfasst die biologische Schutzmembran Polytetrafluorethylen, und in bestimmten Ausführungsformen umfasst die angiogene Schicht ebenfalls Polytetrafluorethylen.
- Bestimmte Ausführungsformen der Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten umfassen des weiteren c) Mittel zum Befestigen des Gerätes an biologischem Gewebe, wobei das Befestigungsmittel mit dem Gehäuse verbunden ist. In einigen Ausführungsformen der Erfindung umfasst das Befestigungsmittel eine Polyester-Velours-Tasche. In bevorzugten Ausführungsformen bedeckt das Befestigungsmittel die obere Oberfläche (z.B. das obere Element oder die obere Elementhülle, wie des weiteren weiter unten beschrieben wird) und einen Teil der Sensorgrenzfläche; es sei angemerkt, dass das Befestigungsmittel im Allgemeinen nicht die gesamte Sensorgrenzfläche bedecken sollte, da dies die Fähigkeit der Blutgefäße behindern würde, die Probe zu der Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten zu bringen. In bevorzugten Ausführungsformen umfasst das Befestigungsmittel Poly(ethylenterephthalat).
- In weiteren Ausführungsformen umfasst die Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten des Weiteren ein Mittel zur Bestimmung der Menge an Glucose in einer biologischen Probe. In einigen Ausführungsformen umfasst das glucosebestimmende Mittel eine Glucoseoxidase enthaltende Membran, wobei die Glucoseoxidase enthaltende Membran mehr proximal zu dem Gehäuse positioniert ist als die biologische Schutzmembran. In weiteren Ausführungsformen umfasst das Gehäuse ferner Mittel zur Übermittlung von Daten zu einer Stelle außerhalb des Gerätes (z.B. eine radiotelemetrische Einrichtung).
- Die vorliegende Erfindung betrachtet ebenfalls eine Einrichtung für die Messung von Glucose in einer biologischen Flüssigkeit, umfassend a) ein Gehäuse, das elektronische Schaltungsmittel und mindestens eine Elektrode umfasst, die betriebsfähig mit den elektronischen Schaltungsmitteln verbunden ist; und b) eine Sensorvorrichtung, die aus dem Gehäuse herausragt, die betriebsfähig mit der Elektrode des Gehäuses verbunden ist, wobei die Sensorvorrichtung i) ein Mittel zur Bestimmung des Anteils von Glucose in einer biologischen Probe aufweist, wobei das Glucose bestimmende Mittel betriebsfähig mit der Elektrode ver bunden ist, ii) eine biologische Schutzmembran, wobei die biologische Schutzmembran mehr distal zu dem Gehäuse positioniert ist als das Glucose bestimmende Mittel und im wesentlichen für Makrophagen undurchdringlich ist und iii) eine angiogene Schicht, die Poren umfasst, welche die Entwicklung von Blutgefäßen erhalten, wobei die angiogene Schicht mehr distal zu dem Gehäuse positioniert ist als die biologische Schutzmembran, aufweist.
- In bestimmten Ausführungsformen umfasst das Glucose bestimmende Mittel eine Glucoseoxidase enthaltende Membran. In einigen Ausführungsformen umfasst die angiogene Schicht Polytetrafluorethylen.
- In einigen Ausführungsformen weisen die Poren der biologischen Schutzmembran Durchmesser in dem Bereich von etwa 0,1 μm bis etwa 1,0 μm auf, während in anderen Ausführungsformen die Poren Durchmesser in einem Bereich von etwa 0,2 μm bis etwa 0,5 μm aufweisen. In bestimmten Ausführungsformen umfasst die biologische Schutzmembran Polytetrafluorethylen.
- Noch andere Ausführungsformen umfassen c) Mittel für die Befestigung der Einrichtung an biologischem Gewebe, wobei das Befestigungsmittel mit dem Gehäuse verbunden ist. In bestimmten Ausführungsformen umfasst das Befestigungsmittel Poly(ethylenterephthalat). Zusätzliche Ausführungsformen umfassen Mittel zur Übermittlung von Daten zu einer Stelle außerhalb des Gerätes; in einigen Ausführungsformen umfasst das Mittel zur Übermittlung von Daten ein radiotelemetrisches Gerät.
- Die vorliegende Erfindung ist verwendbar in einem Verfahren für das Monitoring von Glucosepegeln, umfassend a) Bereitstellung i) eines Wirts und ii) einer Einrichtung umfassend ein Gehäuse und Mittel zur Bestimmung des Anteils von Glucose in einer biologischen Flüssigkeit, und b) Implantierung der Einrichtung in den Wirt unter solchen Bedingungen, dass die Einrichtung die Glucose exakt über einen Zeitraum von mehr als 90 Tagen misst. Die Einrichtung misst Glucose exakt über einen Zeitraum der 150 Tage übersteigt, während in anderen Ausführungsformen die Einrichtung Glucose exakt über einen Zeitraum misst, der 360 Tage übersteigt.
- Die vorliegende Erfindung ist verwendbar in einem Verfahren zur Messung von Glucose in einer biologischen Flüssigkeit, umfassend a) Bereitstellung i) eines Wirts und ii) einer Einrichtung umfassend ein Gehäuse und Mittel zur Bestimmung des Anteils von Glucose in einer biologischen Flüssigkeit, wobei die glucosebestimmenden Mittel in der Lage sind, Glucose kontinuierlich korrekt zu messen, und b) Implantierung der Einrichtung in den Wirt unter solchen Bedingungen, dass die kontinuierliche Glucosemessung zwischen etwa dem 2. Tag und etwa dem 25. Tag beginnt. Die kontinuierliche Glucosemessung beginnt etwa zwischen dem 3. und etwa dem 21. Tag. Die Implantierung kann subkutan erfolgen.
- Die Einrichtungen der vorliegenden Erfindung erlauben kontinuierlich Informationen, beispielsweise in Bezug auf den Glucosepegel, bereitzustellen. Solche kontinuierlichen Informationen ermöglichen die Feststellung von Entwicklungen der Glucosepegel, was äußerst wichtig für das Management von Diabetespatienten sein kann.
- DEFINITIONEN
- Um das Verständnis der vorliegenden Erfindung zu erleichtern, wird eine Anzahl von Begriffen nachfolgend definiert.
- Der Begriff „genau" bedeutet, beispielsweise 95 der gemessenen Werte innerhalb 25% der tatsächlichen Werte, wie sie durch die Analyse des Blutplasmas bestimmt wurden, vorzugsweise innerhalb 15% des tatsächlichen Wertes, und besonders bevorzugt innerhalb 5% des tatsächlichen Wertes. Es ist selbstverständlich, dass wie bei anderen analytischen Einrichtungen eine Kalibrierung, eine Kalibrierungsüberprüfung und Nachkalibrierung für die Arbeiten der Einrichtung mit höchster Genauigkeit notwendig ist.
- Der Begriff „Analyt" bezieht sich auf eine Substanz oder chemische Komponente in einer biologischen Flüssigkeit (z.B. Blut oder Urin), die analysiert werden kann. Ein bevorzugtes Analyt für die Messung durch die Einrichtung und Verfahren der vorliegenden Erfindung ist Glucose.
- Die Begriffe „Sensorgrenzfläche", „Sensormittel" und Ähnliches beziehen sich auf eine Region einer Überwachungseinrichtung, die für die Erkennung eines bestimmten Analyts verantwortlich ist. Beispielsweise bezieht sich in einigen Ausführungsformen einer Glucoseüberwachungseinrichtung die Sensorgrenzfläche auf die Region, bei der eine biologische Probe (z.B. Blut oder interstitielle Flüssigkeit) oder ein Teil davon ein Enzym (z.B. Glucoseoxidase) kontaktiert (direkt oder nach dem Durchtritt durch eine oder mehrere Membranen oder Schichten: die Reaktion der biologischen Probe (oder eines Teils davon) führen zu der Bildung von Reakti onsprodukten, was die Feststellung des Glucosepegels in der biologischen Probe ermöglicht. In bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung umfasst das Sensormittel eine angiogene Schicht, eine biologische Schutzschicht, eine Enzymschicht und eine Elektrolytphase (d.h. eine frei fließende flüssige Phase, die eine Elektrolyt enthaltende Flüssigkeit [weiter unten beschrieben] umfasst). In einigen bevorzugten Ausführungsformen ragt die Sensorgrenzfläche aus der Ebene des Gehäuses heraus.
- Die Begriffe „betriebsfähig verbunden", „betriebsfähig verkettet" und Ähnliches beziehen sich auf eine oder mehrere Komponenten, welche zu einer anderen Komponente bzw. Komponenten in einer Weise verkettet sind, die die Übertragung von beispielsweise Signalen zwischen den Komponenten erlaubt. Beispielsweise können eine oder mehrere Elektroden benutzt werden, um die Menge an Analyt in einer Probe festzustellen und diese Information in ein Signal umzuwandeln; das Signal kann dann zu elektronischen Schaltungsmitteln übertragen werden (d.h. die Elektrode ist „betriebsfähig verbunden" mit den elektronischen Schaltungsmitteln), die das Signal in einen numerischen Wert in Form von bekannten Standardwerten umwandeln kann.
- Der Begriff „elektronische Schaltungsmittel" bezieht sich auf elektronische Schaltungskomponenten einer Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten, die für die Verarbeitung der durch das Sensormittel erhaltenen Informationen in Bezug auf ein bestimmtes Analyt in einer biologischen Flüssigkeit erforderlich sind, wodurch Daten in Bezug auf die Menge des Analyts in der Flüssigkeit bereitgestellt werden. US-Patent Nr. 4,757,022 von Shults et al., vorher bereits durch Zitierung inkorporiert, beschreibt geeignete elektronische Schaltungsmittel (siehe z.B.
7 ); natürlich ist die vorliegende Erfindung nicht auf die Verwendung der darin beschriebenen elektronischen Schaltungsmittel beschränkt. Eine Vielzahl an Schaltungen werden in Betracht gezogen, einschließlich solcher Schaltungen, die in den US-Patenten Nr. 5,497,772 und 4,787,398, hiermit durch Zitierung inkorporiert, beschrieben sind, ohne auf diese beschränkt zu sein. - Die Begriffe „angiogene Schicht", „angiogene Membran" und Ähnliches beziehen sich auf eine Region, Membran, etc. einer Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten, die die Entwicklung einer Blutgefäßmicrozirkulation um die Sensorregion der Einrichtung fördert und aufrechterhält. Wie weiter unten im Detail beschrieben wird, kann die angiogene Schicht der Einrichtungen der vorliegenden Erfindung aus einem Membranmaterial oder Kombinationen von beispielsweise Polytetrafluorethylen, hydrophilen Polyvinylidenfluoriden, gemischten Zelluloseestern, Polyvinylchlorid und anderen Polymeren einschließlich Polypropylen, Polysulfon und Polymethacrylat, ohne auf diese beschränkt zu sein, konstruiert sein.
- Der Ausdruck „mehr distal positioniert" bezieht sich auf die räumliche Beziehung zwischen verschiedenen Elementen im Vergleich zu einem bestimmten Bezugspunkt. Beispielsweise umfassen einige Ausführungsformen einer Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten sowohl eine biologische Schutzmembran, als auch eine angiogene Schicht/Membran. Wenn das Gehäuse der Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten als Bezugspunkt angesehen wird und die angiogene Schicht mehr distal zu dem Gehäuse positioniert ist als die biologische Schutzschicht, dann ist die biologische Schutzschicht näher an dem Gehäuse als die angiogene Schicht.
- Die Begriffe „biologische Schutzmembran", „biologische Schutzschicht" und Ähnliches beziehen sich auf eine semipermeable Membran, die schützende Biomaterialien aufweist, mit einer Stärke von wenigen Micrometern oder mehr, welche für Sauerstoff und Glucose durchlässig sind und über der Spitze des Sensors angeordnet sind, um die weißen Blutkörperchen (z.B. Gewebemakrophagen) davon abzuhalten, in die Nähe der Enzymmembran zu gelangen und diese dann zu schädigen. In einigen Ausführungsformen hat die biologische Schutzmembran Poren (üblicherweise von etwa 0, 1 bis etwa 1,0 μm). In bevorzugten Ausführungsformen umfasst die biologische Schutzmembran Polytetrafluorethylen und enthält Poren mit einem Durchmesser von etwa 0,4 μm. Die Porengröße ist durch die Porengröße definiert, die durch den Hersteller oder Lieferanten angegeben wird.
- Der Ausdruck „im Wesentlichen undurchlässig für Makrophagen" bedeutet, dass wenige, wenn überhaupt, Makrophagen in der Lage sind, die Barriere (z.B. die biologische Schutzmembran) zu durchqueren. In bevorzugten Ausführungsformen sind weniger als 1% der Makrophagen, die mit der biologischen Schutzmembran in Kontakt kommen, zur Durchquerung in der Lage.
- Der Ausdruck „Mittel zur Befestigung der Einrichtung an biologischem Gewebe" bezieht sich auf Materialien, die für die Befestigung der Einrichtungen der vorliegenden Erfindung an beispielsweise faserigem Gewebe einer fremden Körperkapsel geeignet sind. Geeignete Materialien schließen Poly(ethylenterephthalat) ein, ohne auf dieses beschränkt zu sein. In bevorzugten Ausführungsformen ist das Oberteil des Gehäuses mit den Materialien in Form von chirurgischen Grade-Geweben bedeckt; Noch bevorzugtere Ausführungsformen enthalten ebenfalls Material in der Sensorgrenzflächenregion (siehe
1B ). - Der Ausdruck „Einrichtung für die Bestimmung der Menge an Glucose in einer biologischen Probe" bezieht sich im weitesten Sinne auf jeglichen Mechanismus (z.B. enzymatischen oder nicht-enzymatischen), in dem Glucose quantifiziert werden kann. Beispielsweise verwenden einige Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung eine Membran, welche Glucoseoxidase enthält, die die Umwandlung von Glucose zu Gluconat: Glucose + O2 → Gluconat + H2O2 katalysiert. Da jedes Glucosemolekül zu Gluconat umgewandelt wird, gibt es eine proportionale Änderung bei dem Co-Reaktionspartner O2 und dem Produkt H2O2, so dass man die aktuelle Änderung in entweder dem Co-Reaktionsmittel oder dem Produkt überwachen kann, um die Glucosekonzentration zu bestimmen.
- Der Ausdruck „Mittel für die Übermittlung von Daten zu einer Stelle außerhalb des Gerätes" bezieht sich im weitesten Sinne auf jeglichen Mechanismus, in dem Daten, die durch eine Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten, die in ein Subjekt implantiert wurde, erfasst wurden, zu einer Stelle außerhalb des Subjekts übertragen werden können. In bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung wird die Radiotelemetrie verwendet, um Daten in Bezug auf Blutglucosespiegel, Trends und Ähnliches bereitzustellen. Die Begriffe „radiotelemetrisch", „radiotelemetrisches Gerät" und Ähnliches beziehen sich auf die Übertragung durch Radiowellen der Daten, die durch die implantierte Einrichtung aufgezeichnet wurden, zu einer ex vivo Aufzeichnungsstation (z.B. ein Computer), wo die Daten aufgezeichnet werden und, bei Bedarf, weiter verarbeitet werden (siehe z.B. US-Patent Nr. 5,321,414 und 4,823,808, hiermit durch Zitierung inkorporiert; PCT-Patentpublikation WO 9422367).
- Der Begriff „Wirt" bezieht sich sowohl auf Menschen als auch Tiere.
- Der Ausdruck „kontinuierliche Glucosemessung" bezieht sich auf den Zeitraum, in dem das Monitoring der Plasmaglucosekonzentration kontinuierlich durchgeführt wird. Insbesondere zu Beginn des Zeitraums, in welchem die kontinuierliche Glucosemessung stattfindet, verschwindet das Ausgangshintergrundsensorengeräusch und der Sensorausgang stabilisiert sich (z.B. über mehrere Tage) auf einen langfristigen Pegel, der die microzirkulatorische Lieferung von Glucose und Sauerstoff an die Spitze des Sensors adäquat wiederspiegelt (siehe
2 ). Obwohl ein Verständnis dieses Effektes nicht erforderlich ist, um die vorliegende Erfindung auszuführen, so wird davon ausgegangen, dass er darin begründet liegt, dass das adäquat vaskularisierte fremde Körperkapselgewebe im gleichmäßigen Kontakt mit der Sensorgrenzfläche der Blutglucoseüberwachungseinrichtung steht. Das Ausbleiben einer adäquaten Vaskularisation oder eines gleichmäßigen Kontakts des Gewebes mit dem Sensor führt zu dem Ausbleiben einer kontinuierlichen Glucosemessung. - KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
-
1A stellt eine Querschnittszeichnung einer Ausführungsform einer implantierbaren Analyt-Messeinrichtung der vorliegenden Erfindung dar. -
1B stellt eine Querschnittsexplosionsansicht der Sensorgrenzflächenkuppel aus1A dar. -
1C stellt eine Querschnittsexplosionsansicht der Elektrodenmembranregion aus1B dar, in der die Sensorspitze und die funktionalen Membranschichten detailliert dargestellt sind. -
2 stellt graphisch die Glucosespiegel als Funktion der Anzahl von Tagen nach der Implantierung dar. -
3 stellt graphisch ein Korrelationsdiagramm (Tage 21 bis 62) einer Glucoseinfusionsuntersuchung mit einer Einrichtung der vorliegenden Erfindung dar. -
4 stellt eine typische Antwort auf eine in vitro Kalibrierung auf Glucose einer Einrichtung vorliegender Erfindung dar. -
5A ,5B und5C stellen drei in vivo Sensorantwortkurven dar, die zusammen mit den Referenzblutglucosewerten für eine Einrichtung vorliegender Erfindung an den Nach-Implantatzeitpunkten von 25, 88 und 109 Tagen gezeichnet sind. -
6 stellt graphisch die Sensorglucose im Vergleich zu der Referenzglucose für eine Einrichtung der vorliegenden Erfindung unter Verwendung der Einzelreihe von Kalibrationsfaktoren des Tages 88 aus5B dar. - BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
- Die vorliegende Erfindung ist in den Ansprüchen definiert und bezieht sich im Allgemeinen auf Einrichtungen und Verfahren zur Bestimmung von Analytpegeln, und insbesondere auf implantierbare Einrichtungen und Verfahren zur Überwachung von Glucosepegeln in einer biologischen Flüssigkeit. In einer bevorzugten Ausführungsform werden die Einrichtungen der vorliegenden Erfindung verwendet, um den Glucosepegel in einem Subjekt festzustellen, welches eine besonders wichtige Messung für Individuen ist, welche Diabetes haben.
- Obwohl sich die nachfolgende Beschreibung primär auf Glucose überwachende Einrichtungen und Verfahren für deren Verwendung bezieht, so sind die Einrichtungen und Verfahren zu deren Verwendung nicht auf die Glucosemessung beschränkt. Statt dessen können die Einrichtungen und Verfahren zu deren Verwendung dazu verwendet werden, auch andere Analyte, die in biologischen Flüssigkeiten vorhanden sind, festzustellen und zu quantifizieren (einschließlich Aminosäuren und Lactat, ohne auf diese beschränkt zu sein), insbesondere solche Analyte, welche Substrate für Oxidaseenzyme sind [siehe z.B. US-Patent Nr. 4,703, 756 von Gough et al., hiermit durch Zitierung inkorporiert]. Des weiteren können die Einrichtungen der vorliegenden Erfindung und ihre Verwendung auf anwesende Komponenten von biologischen Flüssigkeiten in Messverfahren eingesetzt werden, die nicht enzymbasiert sind, einschließlich solcher, die auf der Oberflächenplasmonresonanz, auf Oberflächenakustikwellen, optischer Absorption in der langwelligen Infrarotregion und optischer Rotation von polarisiertem Licht basieren, verwendet werden, ohne auf diese beschränkt zu sein.
- I. BESCHAFFENHEIT DER FREMDKÖRPERKAPSEL
- Proben, die in das Gewebe implantiert werden (z.B. subkutan), werden meistens immer eine Fremdkörperkapsel (FBC) als Teil der Körperantwort auf die Einführung von fremdem Material auslösen. Obgleich ein genaues Verständnis des Wesens einer FBC für die Ausführung der vorliegenden Erfindung nicht erforderlich ist, so findet gewöhnlich nach der Implantation eines Glucosesensors zunächst eine akute Entzündungsreaktion statt (welches die Invasion von Gewebemakrophagen einschließt), dem sich die Bildung von fibrotischem Gewebe anschließt. Eine reife Kapsel (d.h. die FBC), die primär gefäßloses faseriges Gewebe aufweist, bildet sich um die Einrichtung [Woodward, Diabetes Care, 5:278-281 (1982)]. Obwohl häufig Flüssigkeit innerhalb des kapselförmigen Raumes zwischen dem Sensor und der Kapsel gefunden wird, so spiegeln die Analytspiegel (z.B. Glucose und Sauerstoff) in der Flüssigkeit häufig nicht die Spiegel in der Körpervaskulatur wieder, was eine genaue Messung schwierig gestaltet. Weiter unten genanntes Beispiel 4 beschreibt die typischen erkennbaren Phasen bei der FBC-Bildung, wie sie sich in Antwort auf einen implantierten Glucosesensor abspielen.
- Gewöhnlich macht die Bildung von FBCs die Sammlung von verlässlichen, kontinuierlichen Informationen unmöglich, da sie den Sensor der implantierten Einrichtung von den biologischen Flüssigkeiten isolieren, vollständig ins Gleichgewicht gebracht mit wenigstens den niedrigmolekularen Gewichtskomponenten, die in dem Blutkreislauf gefunden werden. Die Beschaffenheit der FBCs verhindert ebenso die Stabilisierung der implantierten Einrichtung, was zu Bewegungsartefakten beiträgt, die zu unzuverlässigen Ergebnissen führen. Demnach besteht die herkömmliche Praxis für den Fachmann darin, zu versuchen, die FBC-Bildung zu minimieren, beispielsweise durch die Verwendung einer sich verjüngenden Nadelgeometrie oder die Verwendung von Sensorüberzügen, um die Fremdkörperreaktion zu minimieren.
- Im Unterschied zu dem Stand der Technik erkennt die Lehre der vorliegenden Erfindung, dass die FBC-Bildung das beherrschende Ereignis bei der Langzeitimplantation jeglichen Sensors ist und zur Unterstützung, statt zur Behinderung oder Blockierung der Sensorperformance instrumentalisiert werden muss. So arbeiten beispielsweise Sensoren häufig solange nicht gut, bis die FBC ausreichend gereift ist, um das Hereinwachsen von gut befestigtem Gewebe, welches ein reichhaltiges Angebot an Kapillaren aufweist, direkt zu der Oberfläche des Sensors bereitzustellen. Dieser Reifungsprozess nimmt mindestens einige Tage in Anspruch und, wenn er entsprechend der vorliegenden Erfindung initiiert wurde, ist eine Funktion von Biomaterial- und Wirtsfaktoren, welche die Angiogenese initiieren und modulieren und das Fibrozytenhereinwachsen stimulieren und kontrollieren. Die vorliegende Erfindung fasst bestimmte Materialien ins Auge, die die Angiogenese in Nachbarschaft zu der Sensorgrenzfläche (die ebenfalls weiter unten als Elektrodenmembranregion bezeichnet wird) begünstigt und die Einrichtung im Inneren der FBC verankert.
- II. DIE IMPLANTIERBAREN GLUCOSEÜBERWACHUNGSMESSEINRICHTUNGEN DER VORLIEGENDEN ERFINDUNG
- Die vorliegende Erfindung betrachtet die Verwendung einer einzigartigen microarchitektonischen Gestaltung um die Sensorgrenzfläche einer implantierbaren Einrichtung. Des Weiteren betrachtet die vorliegende Erfindung die Verwendung von Materialien, die die Einrichtung ganz oder teilweise bedecken, um zu der Stabilisierung der Einrichtung nach der Implantation beizutragen. Es soll jedoch darauf hingewiesen sein, dass die vorliegende Erfindung keine Einrichtung erfordert, die bestimmte elektronische Komponenten (z.B. Elektroden, Schaltungstechnik etc.) aufweist. In der Tat können die Lehren der vorliegenden Erfindung so gut wie für jede Überwachungseinrichtung, die für die Implantation geeignet ist, verwendet werden (oder Gegenstand einer Modifizierung sein, die die Implantation erlaubt); geeignete Einrichtungen schließen solche ein, die in den US-Patenten Nr. 4,703,756 und 4,994,167 von Shults et al.; US-Patent Nr. 4,703,756 von Gough et al. und US-Patent Nr. 4,431,004 von Bessman et al.; deren jeweiliger Inhalt durch die Zitierung inkorporiert ist, und Bindra et al., Anal. Chem. 63:1692-96 (1991) beschrieben sind, ohne auf diese beschränkt zu sein.
- In der nachfolgenden Diskussion wird zunächst ein Beispiel einer implantierbaren Einrichtung, welches die Merkmale der vorliegenden Erfindung aufweist, beschrieben. Anschließend werden die spezifischen Eigenschaften von beispielsweise der Sensorgrenzfläche, die bei der vorliegenden Erfindung genannt ist, im Detail beschrieben.
- Im Allgemeinen sind die implantierbaren Einrichtungen, die im Rahmen der Benutzung der vorliegenden Erfindung vorgesehen sind, von ovaler Form; selbstverständlich können für die vorliegende Erfindung auch Einrichtungen mit ande ren Formen verwendet werden. Die Mustereinrichtung schließt ein Gehäuse mit einem Oberteil und einem Unterteil ein, welche gemeinsam einen Hohlraum definieren.
1A zeigt eine Querschnittszeichnung einer Ausführungsform einer implantierbaren Messeinrichtung. Bezugnehmend auf1A weist die Einrichtung ein Hauptgehäuse (auch als Mantel oder Verpackung bezeichnet) auf, welches aus einem Bodenteil1 mit nach oben gerichteten winkelförmig vorstehenden Erweiterungen entlang seines Umfangs besteht. Die vier nach unten gerichteten vorstehenden Erweiterungen eines ähnlich geformten Oberteils2 greifen in die nach oben gerichteten Erweiterungen des Bodenteils1 ein. Wie in1A angedeutet, besteht in dem Oberteil2 ein Durchlass, der das Hervorragen der Sensorgrenzflächenkuppel30 erlaubt. Die Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten der vorliegenden Erfindung bringt solch ein Hervorragen der Sensorgrenzflächenkuppel30 mit sich: obwohl ein genaues Verständnis der Wirkung des Hervorragens nicht erforderlich ist, um die vorliegende Erfindung zu verwirklichen, wird davon ausgegangen, dass das Hervorragen bei der Bildung der Vaskulatur in der Region der Sensorgrenzflächenkuppel30 hilft, und infolge dessen die Präsentation der Probe an die Elektroden unterstützt. - In bestimmten Ausführungsformen deckt eine Oberteilhülle
4 das Oberteil2 ab; ähnlich dem Oberteil2 hat die Oberteilhülle4 einen Durchlass, welcher der Sensorgrenzflächenkuppel30 erlaubt, dadurch hindurchzutreten. Wie im Detail in1B angedeutet, winkelt die Oberteilhülle4 nach oben ab, wenn sie sich dem Durchlass annähert und erlaubt der Sensorgrenzflächenkapselbefestigungsschicht15 daran gesichert zu sein. Die Oberteilhülle4 kann mit einer Hüllkapselbefestigungsschicht16 überzogen sein; in einigen Ausführungsformen erstreckt sich die Hüllkapselbefestigungsschicht über die Oberteilhülle hinaus (z.B. kann es die Seiten der Einrichtung oder das Unterteil ummanteln). - Die Aufrechterhaltung der Blutversorgung in der Nähe eines implantierten Fremdkörpers wie einem implantierten Analyt überwachenden Sensors erfordert eine stabile Befestigung des FBC-Gewebes an der Oberfläche des Fremdkörpers. Dies kann beispielsweise unter Verwendung von Kapselbefestigungsmembranmaterialien (z.B. solchen Materialien, die die Sensorgrenzfläche und Oberteilkapselbefestigungsschichten aufweisen) erreicht werden, die entwickelt wurden, um Gewebe zu reparieren oder zu verstärken, einschließlich solcher wie Polyester (DACRON®; DuPont; Poly(ethylenterephthalat))velours, geschäumtes Polytetrafluorethylen (TEFLON®; Gore), Polytetrafluorethylenfilze, Polypropylengarn und verwandte poröse Implantatmaterialien, ohne auf diese beschränkt zu sein. Das bevorzugte Material für die FBC-Befestigung ist für die Chirurgie geeignetes Polyestervelours. Das FBC-Gewebe neigt dazu, aggressiv in die oben genannten Materialien hineinzuwachsen und eine starke mechanische Bindung (d.h. eine kapsuläre Befestigung) zu bilden; die Befestigung des Implantats in seiner Kapsel ist wesentlich, um Bewegungsartefakte oder Störungen der neu gebildeten Kapillarblutversorgung zu unterbinden. In bevorzugten Ausführungsformen wird das Kapselbefestigungsmaterial nicht in der Region der Sensorgrenzfläche verwendet, so dass es nicht zu einer Behinderung der Vaskulaturentwicklung in dieser Region kommt.
- Seitenklammern
3 sichern die Oberteilhülle4 an dem Unterteil1 (siehe1A ). Ein herkömmlicher O-Ring7 oder andere geeignete mechanische Mittel können als Hilfe bei der Befestigung der Membranschichten (z.B. der Enzymschicht) verwendet werden. In einer bevorzugten Ausführungsform hat das Gehäuse von dem Boden des Bodenteils1 zu der Spitze der Hüllkapselbefestigungsschicht16 eine Höhe von etwa 1,4 cm und eine Länge von etwa 7,0 cm. - Der Innenraum (d.h. der Hohlraum) des Gehäuses umfasst eine oder mehr Batterien
9 , die betriebsfähig mit einem elektronischen Schaltungsmittel (z.B. einer Schalttafel8 ) verbunden sind, welches seinerseits betriebsfähig mit mindestens einer Elektrode (wie weiter unten beschrieben) verbunden ist; in bevorzugten Ausführungsformen weist das Gehäuse mindestens zwei Elektroden auf. Es können jegliche elektronische Schaltungen und Batterien in Verbindung mit den Einrichtungen der vorliegenden Erfindung verwendet werden, die verlässliche, kontinuierliche, Langzeit (z.B. Monate bis Jahre)-Ergebnisse liefern. - Das Gehäuse der Einrichtungen der vorliegenden Erfindung macht vorzugsweise Gebrauch von einer einfachen, kostengünstigen Verpackungstechnik, welche die Komponenten der Einrichtung für mindestens 1 Jahr in wässrigem Medium schützt. In bevorzugten Ausführungsformen umfassen die Komponenten des Gehäuses (z.B. das Ober- und Unterteil) thermogeformtes hochdichtes Polyethylen. Der Bereich in dem Hohlraum des Gehäuses, welcher die Batterien, die elektronische Schaltung, etc. umgibt, kann mit einem Vergussmittel
40 (siehe1A ) gefüllt sein, ein Material, welches die Komponenten innerhalb des Hohlraums an ihrem Ort sichert, jedoch nicht mit der Wirkung dieser Komponenten wechselwirkt. In bevorzugten Ausführungsformen basiert das Vergussmittel40 auf einer Mischung von Petroleumwachs und Harzen mit einer geringen Schmelztemperatur, die für die Heißkleberindustrie entwickelt wurden [Shults et al., IEEE Trans. Biomed. Eng. 41: 937-942 (1994)]. Zusätzlich zu der durch diese Herangehensweise gebildeten hochwertigen Feuchtigkeitsbarriere kann die Elektronik (z.B. die Schalttafel8 ) durch Aufschmelzen und Entleeren des Vergussmittels recycelt werden, wenn die Batterien erschöpft sind. - Die bevorzugten Vergussmassenzusammensetzungen der vorliegenden Erfindung weisen etwa 54% PW 130/35H Wachs (Astor Wax), etwa 40% MVO 2528 Harz (Exxon Chemical) und etwa 6% XS 93,04 Harz (Exxon Chemical, Houston, TX) auf. Diese gepellten Verbindungen ergeben eine gut gemischte Lösung, nachdem sie bei etwa 120°C für etwa eine Stunde erhitzt und gemischt wurden. Die Lösung wird dann in das Polyethylengehäuse, welches die Implantatelektronik enthält, gegossen, wobei darauf geachtet wird, dass die Explosionstemperatur von z.B. etwa 160°C nicht überschritten wird, wenn beispielsweise Lithiumbatterien verwendet werden.
-
1B zeigt eine Querschnittsexplosionsansicht der Sensorgrenzflächenkuppel30 aus1A . Bezugnehmend auf1B umfasst die Sensorgrenzflächenkuppel eine Region mit einem Epoxidharzinsulator10 , in dem eine Silberreferenzelektrode20 , eine Platinarbeitselektrode21 und eine Platinzählelektrode22 eingebettet sind. Die vorliegende Erfindung ist weder durch die Zusammensetzung der Elektroden, noch durch ihre Position innerhalb der Sensorgrenzflächenkuppel30 beschränkt. -
1C zeigt eine Querschnittsexplosionsansicht der Elektrodenmembranregion wie sie in1B dargelegt ist, wobei die Details der Sensorspitze und die funktionalen Membranschichten ausgeführt sind. Wie in1C gezeigt, umfasst die Elektrodenmembranregion eine Reihe verschiedener Membranschichten, deren Zusammensetzungen und Funktionen nachfolgend im Detail beschrieben werden. Die obersten Enden der Elektroden stehen in Kontakt mit der Elektrolytphase31 , einer frei fließenden Flüssigkeitsphase. Die Elektrolytphase ist durch eine Enzymmembran32 , welche ein Enzym, z.B. Glucoseoxidase, enthält, und verschiedene funktionale Polymerschichten (wie weiter unten beschrieben wird) bedeckt. Eine biologische Schutzmembran33 bedeckt wiederum die Enzymmembran32 und dient teilweise dazu, den Sensor vor äußeren Belastungen zu schützen, welche zu Umweltstressrissen der Enzymmembran32 führen können. Zum Abschluss ist eine angiogene Schicht34 über der biologischen Schutzmembran33 angeordnet und dient der Förderung der Vaskularisation in der Sensorgrenzflächenregion. - Eine Haltedichtung
18 bestehend aus beispielsweise Silikonkautschuk, wird verwendet, um die Sensorgrenzflächenbefestigungsschicht15 (1A -B) und die angiogene Schicht34 und die biologische Schutzmembran33 festzuhalten (nicht dargestellt). In bevorzugten Ausführungsformen treten die angiogene Schicht34 und die biologische Schutzmembran33 über die Spitze der Sensorgrenzflächenkuppel30 , über den O-Ring7 über und dann unter die Sensorgrenzflächenkapselbefestigungsschicht15 und die Rückhaltedichtung18 unter. - Die vorliegende Erfindung fasst die Konstruktion von Membranschichten der Sensorgrenzflächenregion unter Verwendung üblicher Überzugsbeschichtungstechniken ins Auge. Diese Art der Membranherstellung erleichtert die Kontrolle der Membraneigenschaften und die Prüfung der Membran.
- III. SENSORGRENZFLÄCHE
- Wie oben bereits angesprochen und in
1C offenbart, umfasst die Sensorgrenzflächenregion in einer bevorzugten Ausführungsform eine Reihe verschiedener Schichten und Membrane, welche die Elektroden einer implantierbaren Analyt-Messeinrichtung bedecken. Die Merkmale dieser Schichten und Membrane werden jetzt detaillierter diskutiert. Die Schichten und Membrane schützen die Elektroden vor dem direkten Kontakt mit der biologischen Flüssigkeitsprobe, während selektierte Substanzen (z.B. Analyte) der Flüssigkeit erlaubterweise hindurchtreten, um mit den Elektroden elektrochemikalisch zu reagieren. - Die in der Sensorgrenzflächenregion verwendeten Membrane sind semipermeable Membrane. Im Allgemeinen sind die beiden fundamentalen Diffusionsprozesse, durch die eine semipermeable Membran die Menge einer Substanz, die hindurchtreten kann, limitiert: i) Diffusion durch die semipermeable Membran in Form einer porösen Struktur und ii) Diffusion durch die semipermeable Membran in Form einer monolithischen, homogenen Struktur. Die vorliegende Erfindung ist nicht durch die Art der semipermeablen Membrane, wie sie in der Sensorgrenzflächenregion verwendet werden, beschränkt.
- Eine semipermeable Membran, welche eine poröse Struktur aufweist, besteht aus einer relativ impermeablen Matrix, welche eine Vielzahl an „Microlöchern" oder Poren molekularer Dimension aufweist. Der Transfer durch diese Membranen beruht primär auf dem Hindurchtreten der Substanzen durch diese Poren (d.h. die Membran wirkt als microporöse Barriere oder Sieb). Beispiele von Materialien, welche für die Bildung poröser, semipermeabler Membranen Verwendung finden können, schließen Polyethylen, Polyvinylchlorid, Polytetrafluorethylen, Polypropylen, Polyacrylamid, Celluloseacetat, Polymethylmethacrylat, Siliconpolymere, Polycarbonat und cellulosehaltige Polymere ein, ohne auf diese beschränkt zu sein.
- Da die Diffusion primär auf dem Hindurchtreten der Substanz durch die Poren basiert, bezieht ich die Permeabilität auf die effektive Größe der Poren, die Membranstärke und die molekulare Größe der diffundierenden Substanz. Im Ergebnis besteht eine geringe Selektivität bei der Separierung von zwei chemisch oder strukturell ähnlichen Molekülen, außer wenn ihre molekulare Größe etwa der Größe der Poren entspricht; wenn dies der Fall ist, können die zwischen der Substanz und der Oberfläche der Porenkanäle wirkenden Kräfte die Transferrate beeinflussen. Des Weiteren wird die obere Diffusionsgröße durch den größten Porendurchmesser bestimmt, und die Gesamtdiffusionsrate ist von der Gesamtporenanzahl abhängig.
- Im Unterschied dazu hängt das Hindurchtreten einer Substanz durch eine monolithische, homogene Membran von der selektiven Auflösung und Diffusion der Substanz als gelöster Stoff durch einen soliden, nicht porösen Film ab. Der Begriff „monolithisch", wie hier verwendet, meint im Wesentlichen nicht porös und eine im Wesentlichen ununterbrochene Oberfläche aufweisend. Der Begriff „homogene" in Bezug auf eine Membran bedeutet, dass im Wesentlichen gleichförmige Eigenschaften von einer Seite der Membran zu der anderen vorliegen. Die Membran kann jedoch heterogene strukturelle Domänen aufweisen, die beispielsweise durch die Verwendung eines Blockcopolymers (d.h. Polymere, in welchen verschiedene Blöcke identischer Monomereinheiten miteinander abwechseln) geschaffen werden, und können immer noch funktionell als homogen in Bezug auf ihre Abhängigkeit von der Auflösung charakterisiert sein, im Unterschied zu der Siebung, um die Separierung der Substanzen zu bewirken. Eine monolithische Membran kann somit verwendet werden um Komponenten einer Lösung auf der Basis von anderen Eigenschaften als deren Größe, Form und Dichte der diffundierenden Substanzen selektiv zu separieren. Monolithische, homogene Membranen wirken wegen der bevorzugten Diffusion von einigen Substanzen durch diese als Barriere. Sie können aus solchen Materialien hergestellt werden, die vorher für poröse Membrane aufgezählt wurden, einschließlich Polyethylen, Polyvinylchlorid, Tetrafluorethylen, Polypropylen, Polyacrylamid, Polymethylmethacrylat, Siliconpolymeren, Polycarbonat, Collagen, Polyurethanen und Blockcopolymeren davon (Blockcopolymere wie diskutiert in US-Patenten Nr. 4,803,243 und 4,686,044, die hiermit durch Zitierung inkorporiert sind), ohne auf diese beschränkt zu sein.
- A. Angiogene Schicht
- Für implantierbare Glucoseüberwachungseinrichtungen muss eine Sensor/Gewebegrenzfläche geschaffen werden, welche den Sensor mit Sauerstoff und Glucosekonzentrationen versorgt, die mit denen vergleichbar sind, die üblicherweise im Gewebe von lebenden Zellen vorliegen. Ohne eine solche Grenzfläche zeigt der Sensor eine instabile und chaotische Performance, die darauf hinweist, dass den Sensor Sauerstoff und/oder Glucose nur unzureichend erreicht. In einem anderen Kontext wurde die Entwicklung von geeigneten Grenzflächen beschrieben. Beispielsweise haben Wissenschaftler Techniken entwickelt, welche die Blutgefäße im Inneren einer FBC stimulieren und aufrechterhalten, um den erhöhten Sauerstoffbedarf von Bauchspeicheldrüseninseln innerhalb einer implantierten Membran bereitzustellen [siehe z.B. Brauker et al., Zusammenfassung von dem 4. Weltbiomaterialien Kongress, Berlin (1992)]. Diese Techniken hängen teilweise von der Verwendung einer vaskularisierenden Schicht auf der Außenseite der implantierten Membran ab. Vorbeschriebene implantierbare analytüberwachende Einrichtungen waren jedoch nicht in der Lage, einen ausreichenden Blutfluss zu der Sensorgrenzfläche aufrecht zu erhalten.
- Wie oben beschrieben, weist die am meisten außen gelegene Schicht der Elektrodenmembranregion ein angiogenes Material auf. Die angiogene Schicht der Einrichtungen der vorliegenden Erfindung kann aus Membranmaterial wie beispielsweise hydrophilem Polyvinylidenfluorid (z.B. Durapore®; Millipore), gemischten Celluloseestern (z.B. MF; Millipore), Polyvinylchlorid (z.B. PVC; Millipore) und anderen Polymeren aufgebaut sein, einschließlich solcher wie Polypropylen, Polysulfon und Polymethacrylat, ohne auf diese beschränkt zu sein. Vorzugsweise beträgt die Stärke der angiogenen Schicht etwa 10 μm bis etwa 20 μm. Die angiogene Schicht weist Porengrößen von etwa 0,5 bis etwa 20 μm, und weiter bevorzugt 1,0 μm bis etwa 10 μm auf, Größen, die den meisten Substanzen das Hindurchtreten ermöglichen, einschließlich z.B. Makrophagen. Das bevorzugte Material ist geschäumtes PTFE einer Stärke von etwa 15 μm und mit einer Porengröße von etwa 5 μm bis etwa 10 μm.
- Um die stabile Fremdkörperkapselstruktur weiter zu fördern, ohne in die Angiogenese einzugreifen, kann eine zusätzliche äußere Schicht an Material, bestehend aus dünnem Vliesstoffpolyester geringer Dichte (z.B. von Gore her gestellt) über das oben beschriebene bevorzugte PTFE lamelliert werden. In bevorzugten Ausführungsformen ist die Stärke dieser Schicht etwa 120 μm. Diese zusätzliche dünne Materialschicht greift nicht in die Angiogenese ein und verbessert die Herstellbarkeit der angiogenen Schicht [siehe US-Patent Nr. 5,453,278 von Brauker et al., hiermit durch Zitierung inkorporiert; PCT-Patentpublikationen Nr. 96/32076, 96/01611 und 92/07525, die Baxter zugeordnet sind].
- B. Biologische Schutzmembran
- Die Entzündungsreaktion, die einen FBC initiiert und aufrechterhält, ist sowohl mit Vorteilen, als auch Nachteilen verbunden. Etwas der Entzündungsreaktion ist notwendig, um ein neues Kapillarbett in dichter Nachbarschaft zu der Oberfläche des Sensors zu bilden, um i) kontinuierlich ausreichend Sauerstoff und Glucose bereitzustellen und ii) ein ausreichendes Gewebehineinwachsen hervorzubringen, um das Implantat zu verankern und Bewegungsartefakten vorzubeugen. Andererseits ist die Entzündung mit der Invasion von Gewebemakrophagen verbunden, welche die Eigenschaft haben, viele künstliche Biomaterialien (einige von denen wurden bis vor kurzem als nicht biologisch abbaubar angesehen) biologisch abzubauen. Wenn die Gewebemakrophagen durch einen Fremdkörper aktiviert werden, degranulieren sie unter Abgabe von Hypochlorit (Bleiche), H2O2 und anderen Oxidationsmittelarten von ihrem cytoplasmatischen Myeloperoxidasesystem. Sowohl Hypochlorit als auch H2O2 sind dafür bekannt, eine Vielzahl an Polymeren, einschließlich Polyurethan abzubauen durch ein Phänomen, welches als Umweltstressabbau bezeichnet wird [Phillips et al., J. Biomat. Appl., 3:202-227 (1988); Stokes, J. Biomat. Appl. 3:228-259 (1988)]. In der Tat konnte gezeigt werden, dass Umweltstressabbau die Lebensdauer und Performance einer enzymaktivierten Polyurethanmembran limitiert, welche über die Spitze eines Glucosesensors gestreckt ist [Updike et al., Am. Soc. Artificial Internal Organs, 40: 157-163 (1994)].
- Da sowohl Hypochlorit als auch H2O2 Chemikalien mit kurzer Lebensdauer in vivo sind, findet kein biologischer Abbau statt, wenn die Makrophagen in einem ausreichenden Abstand von der enzymaktivierten Membran gehalten werden. Die vorliegende Erfindung fasst die Verwendung von biologischen Schutzmaterialien mit einer Stärke von wenigen Micrometern oder mehr ins Auge (d.h. eine biologische Schutzmembran), die für Sauerstoff und Glucose durchlässig ist und über der Spitze des Sensors platziert wird, um die Makrophagen davon abzuhalten, in die Nähe der Sensormembran zu gelangen. Die Einrichtungen der vorliegenden Erfindung sind nicht durch die Beschaffenheit der biologischen Schutzschicht beschränkt. Die biologische Schutzschicht sollte jedoch über längere Zeiträume (z.B. einige Jahre) biologisch stabil sein; die vorliegende Erfindung zieht die Verwendung von Polymeren wie Polypropylen, Polysulfon, Polytetrafluoroethylen (PTFE) und Poly(ethylenterephthalat) (PET) in Betracht, ohne auf diese beschränkt zu sein.
- Vorzugsweise besteht die biologische Schutzmembran aus geschäumtem PTFE mit einer Porengröße von etwa 0,2 μm bis etwa 0,5 μm und einer Stärke von etwa 15 bis etwa 35 μm. Besonders bevorzugt besteht die biologische Schutzmembran aus geschäumtem PTFE mit einer Porengröße von 0,4 μm und einer Stärke von etwa 25 μm (z.B. Millicell CM-Biopore®; Millipore).
- C. Die Enzymmembran
- Die vorliegende Erfindung zieht Membrane in Betracht, die mit einem Enzym imprägniert sind. Es ist nicht vorgesehen, dass die vorliegende Erfindung durch die Art der Enzymmembran beschränkt ist. Die Enzymmembran einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist in
1C als einzelne, homogene Struktur dargestellt. In bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung umfasst die Enzymmembran jedoch eine Vielzahl von verschiedenen Schichten. In einer besonders bevorzugten Ausführungsform umfasst die Enzymmembran die folgenden vier Schichten (in der Reihenfolge von der biologischen Schutzmembran zu der Elektrolytphase): i) eine Resistenzschicht; ii) eine Enzymschicht; iii) eine Interferenzschicht; und iv) eine Elektrolytschicht. - Die Resistenzschicht
- Es besteht ein molarer Überschuss an Glucose in Bezug auf die Sauerstoffmenge in den Blutproben. In der Tat liegen für jedes freie Sauerstoffmolekül in der extrazellulären Flüssigkeit typischerweise mehr als 100 Glucosemoleküle vor [Updike et al., Diabetes Care 5:207-21 (1982)]. Jedoch muss ein immobilisierter enzymbasierter Sensor, der Sauerstoff (O2) als Cofaktor verwendet, mit Sauerstoff in nicht limitierendem Überschuss versorgt werden, um linear auf die Änderungen der Glucosekonzentration zu reagieren, während er nicht auf die Änderungen der Sauerstoffspannung reagiert. Insbesondere wenn eine Glucoseüberwachungsreaktion sauerstofflimitiert ist, wird keine Linearität oberhalb einer minimalen Glucosekonzentration erreicht. Ohne einer semipermeablen Membran über der Enzymschicht kann eine lineare Antwort auf die Glucosespiegel nur für bis zu etwa 40 mg/dL erreicht werden; in einer klinischen Situation sind jedoch lineare Antworten auf die Glucosespiegel für bis zu wenigstens etwa 500 mg/dL gewünscht.
- Die Resistenzschicht weist eine semipermeable Membran auf, welche den Strom an Sauerstoff und Glucose zu der darunter liegenden Enzymschicht kontrolliert (d.h. den Glucosestrom beschränkt), wobei die notwendige Versorgung mit Sauerstoff in einem nicht limitierenden Überschuss erbracht wird. Im Ergebnis wird die Obergrenze der Linearität der Glucosemessung zu einem um vieles höheren Wert erweitert, als er ohne eine Resistenzschicht erreicht werden könnte. Die Einrichtungen der vorliegenden Erfindung fassen Resistenzschichten ins Auge, die Polymermembranen mit Sauerstoff-zu-Glucose-Permeabilitätsraten von etwa 200:1 aufweisen; als Ergebnis ist die eindimensionale Reaktionspartnerdiffusion ausreichend, um einen Sauerstoffüberschuss bei allen angemessenen Glucose- und Sauerstoffkonzentrationen bereitzustellen, die in der subkutanen Matrix gefunden wurden [Rhodes et al., Anal. Chem., 66:1520-1529 (1994)].
- In bevorzugten Ausführungsformen hat die Resistenzschicht eine Stärke von weniger als etwa 45 μm, besonders bevorzugt in einem Bereich von etwa 15 bis etwa 40 μm, und besonders bevorzugt in einem Bereich von etwa 20 bis etwa 35 μm.
- Die Enzymschicht
- Zusätzlich zu der Glucoseoxidase fasst die vorliegende Erfindung die Verwendung von einer Membranschicht ins Auge, die mit anderen Oxidasen, beispielsweise Galactoseoxidase oder Uricase, imprägniert ist. Damit ein enzymba sierter elektrochemischer Glucosesensor gut funktioniert, muss die Reaktion des Sensors weder durch die Enzymaktivität noch durch die Cofaktorenkonzentration beschränkt sein. Da Enzyme, einschließlich der sehr robusten Glucoseoxidase, in Abhängigkeit von den Umgebungsbedingungen Gegenstand einer Deaktivierung sein können, muss dieses Verhalten bei der Konstruktion von Sensoren für eine langfristige Verwendung mit berücksichtigt werden.
- Das Prinzip des Verlustes der Hälfte der ursprünglichen Enzymaktivität in einem bestimmten Zeitraum kann für die Berechnung verwendet werden, wie viel Enzym in die Enzymschicht eingeschlossen werden muss, um einen Sensor mit der erforderlichen Lebensdauer bereitzustellen (siehe den Abschnitt zu den Experimenten). Früher haben die Forscher herausgefunden, dass Glucoselektroden, wenn sie in eine Salzlösung bei 37°C gelegt werden, die Hälfte ihrer Elektrodenenzymaktivität in 85 bis 105 Tagen verlieren [siehe z.B. Tse und Gough, Biotechnol. Bioeng. 29: 705-713 (1987)]. Unter angemessenen Diabetesbedingungen und normaler Enzymbeladung (z.B. 2 × 10–4 M Glucoseoxidase; siehe Beispiel 4) kann die brauchbare Lebensdauer des Sensors mindestens ein Jahr betragen. Wird der Sensor jedoch hohen Pegeln an Glucose in Kombination mit geringen Sauerstoffpegeln über längere Zeiträume ausgesetzt, kann dies zu einer Verkürzung der Lebensdauer des Sensors führen [Rhodes et al., Anal. Chem 66:1520-1529 (1994)].
- Für eine lange Lebensdauer des Sensors ist eine Beladung mit Glucoseoxidase im Überschuss notwendig. Der experimentelle Abschnitt stellt ein Verfahren bereit, welches verwendet werden kann, um die angemessene Menge eines Enzyms, welches in die Enzymschicht eingeschlossen werden soll, festzulegen. Wenn ein Überschuss an Glucoseoxidase verwendet wird, so ist für die Glucoseüberwachungseinrichtungen der vorliegenden Erfindung eine Performance von bis zu zwei Jahre möglich.
- Interferenzschicht
- Die Interferenzschicht weist eine dünne, hydrophobische Membran auf, die nicht aufquillt und eine Durchlässigkeitsgrenze im niedermolekularen Bereich hat. Die Interferenzschicht ist für Substanzen mit einem relativ geringen Molekulargewicht durchlässig, wie beispielsweise für Wasserstoffperoxid, beschränkt aber den Durchtritt von höhermolekularen Substanzen, einschließlich Glucose und Ascorbinsäure. Die Interferenzschicht dient dazu, Analyten und anderen Substanzen, die durch die Elektroden gemessen werden sollen, einen Durchtritt zu ermöglichen, während sie vor der Passage anderer Substanzen schützt.
- Die Interferenzschicht hat eine bevorzugte Stärke von weniger als etwa 5 μm, weiter bevorzugt in dem Bereich von etwa 0,1 bis etwa 5 μm und besonders bevorzugt in einem Bereich von etwa 0,5 bis etwa 3 μm.
- Die Elektrolytschicht
- Um die elektrochemische Reaktion sicherzustellen umfasst die Elektrolytschicht eine semipermeable Beschichtung, welche die Hydrophilität an der Elektrodenregion der Sensorgrenzfläche aufrechterhält. Die Elektrolytschicht verstärkt die Stabilität der Interferenzschicht der vorliegenden Erfindung, indem es die Membran, die die Interferenzschicht bildet, schützt und unterstützt. Des Weiteren hilft die Elektrolytschicht bei der Stabilisierung der Arbeitsweise der Einrichtung, indem es die Elektrodenanlaufprobleme und Driftprobleme, die durch mangelhaftes Elektrolyt verursacht werden, überwindet. Die in der Elektrolytschicht enthaltene gepufferte Elektrolytlösung schützt ebenfalls gegen pH-vermittelten Schaden, der aus der Bildung eines großen pH-Gradienten zwischen der hydrophobischen Interferenzschicht und der Elektrode (oder den Elektroden) infolge der elektrochemischen Aktivität der Elektrode entstehend kann.
- Vorzugsweise weist die Beschichtung einen flexiblen, Wasser-quellenden, im Wesentlichen festgelähnlichen Film auf, der eine „Trockenfilm"-Stärke von etwa 2,5 μm bis etwa 12,5 μm, vorzugsweise von etwa 6,0 μm hat. „Trockenfilm"-Stärke bezieht sich auf die Stärke eines ausgehärteten Films, der unter Verwendung üblicher Beschichtungstechniken als Beschichtungsformulierung auf die Oberfläche einer Membran gegossen wird. Die Beschichtungsformulierung umfasst einen Prämix aus filmbildenden Polymeren und einem Kreuzvernetzer und härtet nach der Anwendung bei moderater Wärme aus.
- Geeignete Beschichtungen bestehen aus einem härtbaren Copolymer eines Urethanpolymers und einem hydrophilen filmbildenden Polymer. Besonders bevorzugte Beschichtungen werden aus einem Polyurethanpolymer mit anionischen carboxylatfunktionalen Gruppen und nichtionischen hydrophilen Polyethersegmenten gebildet, die in Anwesenheit von Polyvinylpyrrolidon kreuzvernetzt und bei einer moderaten Temperatur von etwa 50°C ausgehärtet werden.
- Für diesen Zweck sind insbesondere wässrige Dispersionen von vollreaktiven kolloidalen Polyurethanpolymeren, die eine kreuzvernetzende Carboxylfunktionalität aufweisen (z.B. BAYBOND®; Mobay Corporation), geeignet. Die Polymere werden in Dispersionsstufen geliefert und haben ein Polycarbonat-Polyurethan-Rückgrat, welches Carboxylat-Gruppen, bezeichnet als XW-121 und XW-123, enthält und ein Polyester-Polyurethan-Rückgrat, welches Carboxylat-Gruppen enthält, das als XW-110-2 bezeichnet wird. Besonders bevorzugt ist BAYBOND® 123, welches eine wässrige anionische Dispersion eines aliphatischen Polycarbonaturethanpolymers ist, welche als 35 Gew.-%ige Lösung in Wasser mit dem Co-Lösungsmittel N-methyl-2-pyrrolidon verkauft wird.
- Polyvinylpyrrolidon ist besonders als hydrophiles wasserlösliches Polymer bevorzugt und ist kommerziell erhältlich in einem Bereich der Viskositätsstufen und durchschnittlichen Molekulargewichte von etwa 18.000 bis etwa 500.000 unter der PVP K® Homopolymerserie von BASF Wyandotte und von GAF Corporation. Besonders bevorzugt ist ein Homopolymer mit einem durchschnittlichen Molekulargewicht von etwa 360.000, das als PVP-K90 (BASF Wyandotte) bezeichnet wird. Ebenfalls geeignet sind hydrophile, filmbildende Copolymere von N-vinylpyrrolidon, beispielsweise ein Copolymer von N-vinylpyrrolidon und Vinylacetat, ein Copolymer von N-vinylpyrrolidon, Ethylmethacrylat und Methacrylsäuremonomeren und Ähnliches.
- Das Polyurethanpolymer wird in Anwesenheit des Polyvinylpyrrolidons kreuzvernetzt, indem ein Prämix der Polymere hergestellt wird und kurz vor der Herstellung der Membran ein Kreuzvernetzer hinzugegeben wird. Geeignete Kreuzvernetzer können Carbodiimide, Epoxide und Mel amin/Formaldehydharze sein. Carbodiimid ist bevorzugt, und ein bevorzugter Carbodiimidkreuzvernetzer ist UCARLNK® XL-25 (Union Carbide).
- Die Flexibilität und Härte der Beschichtung kann wie gewünscht durch Variation des Trockengewichts der Feststoffe der Komponenten in der Beschichtungsformulierung variiert werden. Der Begriff „Trockengewicht der Feststoffe" bezieht sich auf das prozentuale Trockengewicht in Bezug auf die Gesamtbeschichtungszusammensetzung, nachdem der Kreuzvernetzer hinzugegeben wurde. Eine bevorzugte geeignete Beschichtungsformulierung kann etwa 6 bis etwa 20% Trockengewicht, vorzugsweise etwa 8% Trockengewicht, Polyvinylpyrrolidon: etwa 3 bis etwa 10% Trockengewicht, vorzugsweise etwa 5% Trockengewicht, Kreuzvernetzer: und etwa 70 bis etwa 91 Gew.-%, vorzugsweise etwa 87 Gew.-% eines Polyurethanpolymers, vorzugsweise ein Polycarbonat- Polyurethan-Polymer, enthalten. Das Reaktionsprodukt einer solchen Beschichtungsformulierung wird hier als Wasserquellbare kreuzvernetzte Matrix von Polyurethan und Polyvinylpyrrolidon bezeichnet.
- D. Die Elektrolytphase
- Die Elektrolytphase ist eine frei fließende Phase, die eine Lösung aufweist, die mindestens eine Verbindung, üblicherweise ein lösliches Chloridsalz, welches elektrischen Strom leitet, enthält. Die Elektrolytphase fließt über die Elektroden (siehe
1C ) und ist in Kontakt mit der Elektrolytschicht der Enzymmembran. Die Einrichtungen der vorliegenden Erfindung fassen die Verwendung jeglicher geeigneter Elektrolytlösung, einschließlich üblicher, kommerziell erhältlicher Lösungen, ins Auge. - Üblicherweise sollte die Elektrolytphase denselben oder geringeren osmotischen Druck wie die zu analysierende Probe aufweisen. In bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung umfasst die Elektrolytphase normale Saline.
- E. Die Elektrode
- Der Elektrodenaufbau dieser Erfindung kann ebenfalls dem entsprechen, wie er üblicherweise bei Strommessungen verwendet wird. Eine Probe der Flüssigkeit, die analysiert werden soll, wird in Kontakt mit einer Referenzelektrode, z.B. Silber/Silber-Chlorid, und der Elektrode dieser Erfindung, welche vorzugsweise aus Platin besteht, in Kontakt gebracht. Die Elektroden sind mit einem Galvanometer oder einem polaropraphischen Instrument verbunden und der Strom wird gelesen oder aufgezeichnet, nachdem die gewünschte Gleichstromvorspannung zwischen den Elektroden angelegt wurde.
- Die Fähigkeit des vorliegenden Einrichtungselektrodenaufbaus die Konzentration von Substanzen, wie beispielsweise Glucose, in einem breiten Konzentrationsbereich in Flüssigkeiten, einschließlich unverdünnter Gesamtblutproben, genau zu messen, ermöglicht die schnelle und genaue Feststellung der Konzentration dieser Substanzen. Diese Informationen können in den Untersuchungen und Kontrollen von metabolischen Krankheiten, einschließlich Diabetes, verwendet werden.
- IV. IMPLANTIERUNG DES SENSORS UND RADIOTELEMETRISCHER AUSGANG
- Am besten wird eine langfristige Sensorperformance erreicht und eine transkutane Bakterieninfektion vermieden, wenn die implantierte Einrichtung eine radiotelemetrische Abgabe hat. Die vorliegende Erfindung fasst die Verwendung der Radiotelemetrie ins Auge, um Daten bezüglich der Blutglucosespiegel, der Trends und Ähnlichem bereitzustellen. Der Begriff „Radiotelemetrie" bezieht sich auf die Übertragung der von der implantierten Einrichtung aufgezeichneten Daten mittels Radiowellen zu einer ex vivo Aufzeichnungsstation (z.B. einem Computer), wo die Daten aufgezeichnet, und bei Bedarf weiter verarbeitet werden.
- Obgleich vollständig implantierte Glucosesensoren mit einer Lebensdauer von drei Monaten und radiotelemetrischem Ausgang in Tiermodellen an intravenösen Orten getestet wurden [siehe z.B. Armour et al., Diabetes 39: 1519-1526 (1990)], ist die subkutane Implantation die bevorzugte Implantationsart [siehe z.B. Gilligan et al., Diabetes Care 17:882-887 (1994)]. Der subkutane Ort hat den Vorteil, dass das Risiko für die Thrombophlebitis mit der hematogenen Ausbreitung der Infektion verringert wird und ebenfalls das Risiko einer Venenthrombose mit einer Lungenembolie verringert wird. Des weiteren ist eine subkutane Platzierung technisch einfacher und kostengünstiger als eine intravenöse Platzierung, da es unter lokaler Betäubung von einem nichtchirurgischen Gesundheitsleistungserbringer in einer ambulanten Einrichtung durchgeführt werden kann.
- Vorzugsweise sind die radiotelemetrischen Einrichtungen zur Verwendung in Verbindung mit den vorliegenden Merkmalen der Erfindung vorgesehen, was eine kleine Packungsgröße, eine entsprechende Batterielebensdauer, akzep table störfreie Übertragungsbereiche, keine elektrischen Interferenzen und eine einfache Datensammlung und -verarbeitung einschließt. Die Radiotelemetrie weist verschiedene Vorteile auf, einer der am meisten wichtigen ist die Fähigkeit der implantierten Einrichtung, Analytspiegel in einer abgeschlossenen, sterilen Umgebung zu messen.
- Die vorliegende Erfindung ist nicht durch die Art der radiotelemetrischen Ausstattung oder seiner Verwendungsverfahren beschränkt. In der Tat kann kommerziell erhältliches Equipment zur Verwendung mit den Einrichtungen der vorliegenden Erfindung modifiziert werden (z.B. Vorrichtungen, die von Data Sciences hergestellt werden). Ebenso können anwendungsspezifische radiotelemetrische Einrichtungen in Verbindung mit den implantierbaren analytmessenden Einrichtungen der vorliegenden Erfindung verwendet werden, die denen, die in der Literatur beschrieben sind, ähnlich sind [siehe z.B. McKean und Gough, IEEE Trans. Biomed. Eng. 35:526-532 (1988); Shichiri et al., Diabetes Care 9:298-301 (1986); und Shults et al., IEEE Trans. Biomed. Eng. 41:937-942 (1994)]. In einer bevorzugten Ausführungsform werden die Sender mit einem externen Magneten programmiert, um in 4-, 32-, oder 256-Sekunden-Intervallen, in Abhängigkeit von dem Erfordernis des Subjekts, zu übertragen; gegenwärtig beträgt die Batterielebensdauer bei den aktuell längsten Übertragungsintervallen (etwa 256 Sekunden) etwa bis zu zwei Jahre.
- V. Reaktionszeit und Kalibrierung
- Jede Messmethode gibt ihre Daten mit einiger Verzögerung nach dem Messvorgang weiter. Damit die Daten nützlich sind, muss diese Verzögerung kleiner sein als manche Zeit, die von den Verfahrenserfordernissen abhängt. Daher wurde die Reaktionszeit der aktuellen Erfindung sorgfältig untersucht. Die Verwendung des Begriffs „Anfangsreaktion" darf nicht mit dem Begriff „Reaktionszeit" durcheinander gebracht werden. Nach der Stufenfunktionsänderung der Glucosekonzentration ist die Zeitverzögerung, bevor die erste eindeutige Änderung des Sensorsignals stattfindet, die „Anfangsreaktion", während die nachfolgende Zeitverzögerung zum Erreichen von 90% der stationären Signalentwicklung die „Reaktionszeit" ist. Die „Reaktionszeit" ist der Faktor, der üblicherweise kontrolliert, wie schnell ein Sensor ein dynamisch änderndes System erspüren kann.
- Des Weiteren ist die Zeit, die erforderlich ist, bevor ein Glucosesensor in einer FBC eine Anfangsreaktion auf eine bolus-intravenöse Glucoseinjektion aufzeigt, eine Funktion der tierischen „Umlaufzeit" und des Sensors „Anfangsreaktion". Die Umlaufzeit ist die Zeit, die für eine Bolusglucoseinjektion notwendig ist, um den Ort der Sensorimplantation zu erreichen.
- Gewöhnlich stellt sich das Gleichgewicht zwischen den vaskulären und interstitiellen Abteilungen für die Glucose so schnell ein, dass es für die Anfangsreaktion oder die beobachtete Reaktionszeit keine Rolle spielt. Wenn die Spitze des Sensors in engem Kontakt mit dem interstitiellen Abteil (z.B. ein FBC) ist, dann gibt es keine signifikante Verzögerung der Glucosediffusion von dem Kapillarlumen zu der Spitze des Sensors. Die Erfinder haben festgestellt, dass die Glucosesensoren der vorliegenden Erfindung in Hunden Anfangsreaktionen von etwa 30 Sekunden haben, wovon die Hälfte die Zirkulationszeit ist. Das Hundemodell ist ein nützliches und akzeptiertes Modell zur Bestimmung der Wirksamkeit der Glucoseüberwachungseinrichtungen.
- Obgleich die Einrichtungen der vorliegenden Erfindung keine spezielle Reaktionszeit erfordern, so betragen in bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung die in vitro 90% Reaktionszeiten bei 37°C für nachträglich subkutan implantierte Einrichtungen bei Hunden 2 bis 5 Minuten. Obgleich die Verwendung der Einrichtungen der vorliegenden Erfindung kein Verständnis der Faktoren erfordern, die die Reaktionszeit oder die Mechanismen der Faktoren beeinflussen, so wird geglaubt, dass die in vivo Reaktionszeiten primär eine Funktion der Glucosediffusion durch die Sensormembran (z.B. eine 40-60 Micrometermembran) ist. Von Interesse ist, dass die Reaktionszeit von bis zu etwa 10 Minuten nicht die klinische Anwendbarkeit der Verfolgung der Blutglucose in Diabetespatienten beeinträchtigt, da sich die physiologischen und pathologischen Glucosespiegel nicht schneller als einige wenige Prozent pro Minute ändern.
- Bei der Kalibrierung der Glucosesensoren der vorliegenden Erfindung ist es bevorzugt eine Einzelpunktrekalibrierung des Sensors in vier-Wochen-Intervallen gegen eine akzeptable Glucosereferenzmethode durchzuführen (z.B. eine Kalibrierung gegen Blut, das durch einen Fingerstich erhalten wurde). Im Allgemeinen beläuft sich die Rekalibrierung auf eine einfache Anpassung des Sensorzuwachses. Der Sensorgegenstrom (d.h. der Strom bei 0 mg/dL Glucose) muss während der Gebrauchszeit des Implantats für den Sensor unverändert bleiben, um optimale Daten zu liefern.
- VERSUCHE
- Die folgenden Beispiele dienen zur Darstellung verschiedener bevorzugter Ausführungsformen und Aspekte der vorliegenden Erfindung und sind nicht so auszulegen, dass sie den Schutzbereich der Erfindung beschränken.
- In der vorangegangenen Beschreibung und der nachfolgenden experimentellen Offenbarung werden die folgenden Abkürzungen verwendet: Eq and Eqs (Äquivalente); mEq (Milliäquivalente); M (Molar); mM (Millimolar); μM (Micromolar); N (Normal); mol (Mol); mmol (Millimol); μmol (Micromol); nmol (Nanomol); g (Gramm); mg (Milligramm); μg (Microgramm); Kg (Kilogramm); L (Liter); mL (Milliliter); dL (Deziliter); μL (Microliter); cm (Zentimeter); mm (Millimeter); μm (Micrometer); nm (Nanometer); h und hr (Stunde); min. (Minute); s und sec. (Sekunde); °C (Grad Celsius); Astor Wax (Titusville, PA); BASF Wyandotte Corporation (Parsippany, NJ); Data Sciences, Inc. (St. Paul, MN); DuPont (DuPont Co., Wilmington, DE); Exxon Chemical (Houston, TX); GAF Corporation (New York, NY); Markwell Medical (Racine, WI); Meadox Medical, Inc. (Oakland, NJ); Mobay (Mobay Corporation, Pittsburgh, PA); Sandoz (East Hanover, NJ); und Union Carbide (Union Carbide Corporation, Chicago, IL).
- BEISPIEL 1
- Die Polyurethane werden vorzugsweise als Blockcopolymere mittels Lösungspolymerisationstechniken hergestellt, wie sie allgemein in Lyman [J. Polymer Sci. 45:49 (1960)] beschrieben sind. Insbesondere wird eine Zwei-Schritt-Lösungspolymerisationstechnik verwendet, bei der das Poly(oxiethylen)glycol zunächst durch Reaktion mit einem Diisocyanat „gekappt" wird, um ein Makrodiisocyanat zu bilden.
- Das Makrodiisocyanat wird dann mit einem Diol (oder einem Diamin) gekoppelt und das Diisocyanat bildet ein Blockcopolyetherurethan (oder ein Blockcopolyurethanharnstoff). Die erhaltenen Copolymere sind zäh und elastisch und können in Lösung in N,N-Dimethylformamid gegossen werden, um klare Filme zu ergeben, die sich durch gute Nassfestigkeit auszeichnen, wenn sie in Wasser aufgequollen sind.
- Insbesondere eine Mischung von 8,4 g (0,006 mol), Poly(oxiethylen)glycol (CARBOWAX® 1540, Union Carbide) und 3,0 g (0,012 mol) 4,4'-Diphenylmethandiisocyanat in 20 mL Dimethylsulfoxid/4-Methyl-2-Pentanon (50/50) wird in einen dreinackigen Kolben gebracht, der mit einem Rührer und einem Kühler ausgestattet ist, und vor Nässe geschützt. Die Reaktionsmischung wird bei 110°C für etwa eine Stunde gemischt und erwärmt. Zu dieser klaren Lösung werden 1,5 g (0,014 mol) 1,5-Pentandiol und 2,0 g (0,008 mol) 4,4'-Diphenylmethandiisocyanat hinzugefügt.
- Nach einer Erwärmung bei 110°C für weitere zwei Stunden wird die erhaltene viskose Lösung in Wasser gegossen. Das gebildete zähe, gummiartige, weiße Polymerprecipitat wird in einem Waring Blender-Mischer zerhackt, mit Wasser gewaschen und in einem Vakuumofen bei etwa 60°C getrocknet. Der Ertrag ist im Wesentlichen quantitativ. Die dem Copolymer in N,N-Dimethylformamid eigene Viskosität beträgt 0,59 bei 30°C (bei einer Konzentration von etwa 0,05 Gew.-%).
- BEISPIEL 2
- Wie vorher beschrieben, kann die Elektrolytschicht, die Membranschicht in nächster Nähe zu der Elektrode, mit einem in Wasser aufquellenden Film beschichtet sein. Dieses Beispiel illustriert eine Beschichtung, die ein Polyurethan mit anionischen carboxylatfunktionalen Gruppen und hydrophilen Polyethergruppen und Polyvinylpyrrolidon (PVP), welches mit Carbodiimid kreuzvernetzt sein kann, aufweist.
- Eine Beschichtungszubereitung wird durch Mischen eines Prämixes einer kolloidalen wässrigen Dispersion von Partikeln eines Urethanpolymers mit einem Polycarbonat-Polyurethan (PC-PU)-Rückgrat, welches Carboxylatgruppen enthält und dem wasserlöslichen hydrophilen Polymer, PVP, welches durch die Addition des Kreuzvernetzers unmittelbar vor der Herstellung der Beschichtungsmembran kreuzvernetzt wird, hergestellt. Beispiele für Beschichtungsformulierungen sind in Tabelle 1 beschrieben.
- Die Viskosität und der pH-Wert des Prämixes kann während der Verarbeitung kontrolliert und durch Hinzufügung von Wasser oder Einstellung des pH-Werts mit verdünnter Ammoniaklösung oder einer äquivalenten Base vor dem Hinzufügen des Kreuzvernetzers seine Brauchbarkeitsdauer aufrechterhalten werden.
- Bei der Herstellung wird die Beschichtung mit einem Mayer-Stab auf die ungebundene Oberfläche einer Mehrschichtenmembran aufgetragen. Die Menge der aufgetragenen Beschichtung sollte einen Film mit einer „Trockenfilm"-Stärke von etwa 2,5 μm bis etwa 12,5 μm, vorzugsweise etwa 6,0 μm ergeben. Die Beschichtung wird oberhalb der Raumtemperatur, vorzugsweise bei etwa 50°C getrocknet. Die Beschichtung trocknet solange, bis sie im Wesentlichen einen Festgelähnlichen Film ergibt, welcher im Wasser aufquellen kann, um das Elektrolyt zwischen der Membran, welche die Elektrode bedeckt, und der Elektrode in der Elektrodenanordnung während der Verwendung aufrecht zu erhalten.
- BEISPIEL 3
- Die folgenden Arbeitsschritte wurden ausgeführt, um die Menge des Enzyms zu bestimmen, welches in die Enzymschicht eingeschlossen werden soll. Es versteht sich von selbst, dass die vorliegende Erfindung nicht auf die Verwendung dieser oder einer ähnlichen Prozedur beschränkt ist und auch die Verwendung anderer Techniken, wie sie aus dem Stand der Technik bekannt sind, einschließt.
- Aus dem Enzymgewicht und dem Endvolumen der Enzymschicht wurde eine Startglucoseoxidasekonzentration von 2 × 10–4 M errechnet. Anschließend wurde eine Serie von acht weiteren Membranformulierungen hergestellt, bei denen die Enzymkonzentration in 50% Schritten abgesenkt sind (dies wird als Änderung einer „halben Beladung" bezeichnet), herunter bis auf 7,8 × 10–7 M. Die Sensorreaktionen wurden dann für diese Reihe an Enzymbeladungen gesammelt und mit computersimulierten Sensorausgaben verglichen. Die Simulationsparameterreihe, die verwendet wurde, schließt früher bestimmte Membranpermeabilitäten und Literaturmechanismen und Kinetiken für die Glucoseoxidase ein [Rhodes et al., Anal. Chem. 66: 1520-1529 (1994)].
- Es bestand eine gute Übereinstimmung der realen in Bezug auf die simulierten Sensorausgaben bei allen Beladungen (Daten nicht gezeigt). Es waren etwa sechs bis sieben „Halbbeladungs"-Abfälle der Enzymaktivität erforderlich, bevor die Sensorausgabe 10% abfiel; ein weiterer zwei bis drei Halbbeladungsabfall der Enzymaktivität war notwendig, um die Sensorausgabe auf 50% der vollen Beladungssensorreaktion abfallen zu lassen. Diese Ergebnisse weisen darauf hin, dass die verwendete Beladung und die gemessenen Abfallraten eine bis zu zweijährige Performance dieser Sensoren ermöglichen, sofern der Sensor nicht über lange Zeit räume hohen Glucosekonzentrationen und physiologisch geringen O2-Konzentrationen ausgesetzt ist.
- BEISPIEL 4
- Dieses Beispiel illustriert die Langzeitglucosesensoreinrichtungsreaktion, nachdem die Sensoreinrichtungen der vorliegenden Erfindung in einen Hund subkutan implantiert wurden. Die Stadien der FBC-Entwicklung werden durch die Langzeitglucosesensoreinrichtungsreaktion indiziert.
-
2 zeigt graphisch die Glucosespiegel in Abhängigkeit von der Tageszahl nach der Implantation. Die in2 gezeigten Daten wurden in vier-Minuten-Intervallen über einen Zeitraum von 60 Tagen nach der Implantation genommen. Die Sensorreaktion wurde aus einer Einzelpräimplantatkalibrierung bei 37°C errechnet. Die Glucosekonzentration bei normalem Fasten des Hundes von 5,5 mM ist zum Vergleich gezeigt. - Die in
2 dargestellten Daten können zur Illustrierung der vier typischen identifizierbaren Phasen der FBC-Bildung verwendet werden. Phase 1 zeigt einen schnellen Abfall der Reaktion von dem Zeitpunkt der Implantation, im vorliegenden Fall Tag 3. Obgleich ein Verständnis des Mechanismusses für diesen Abfall der Sensorausgabe nicht erforderlich ist, um die vorliegende Erfindung auszuführen, so wird jedoch geglaubt, dass dies den geringen pO2 und die geringe Glucose, die in der Flüssigkeit vorliegen, die mit dem Sensor in Kontakt steht, wiederspiegelt. Die Phase 2 zeigt intermittierend den Sensor-Gewebe-Kontakt in der Seroma-Flüssigkeit von in vorliegendem Fall Tag 3 bis etwa Tag 13. Während dieser Phase kontaktiert das anfällige neue Gewebe und die Blutversorgung intermittierend den Sensor (welcher von der Seroma-Flüssigkeit umgeben ist). Die Phase 3 zeigt die Stabilisierung der Kapillarversorgung zwischen, im vorliegenden Fall, den Tagen 13 und 22. Insbesondere verschwindet die Störanfälligkeit und die Sensorausgabe wächst über etwa 6 Tage auf ein Langzeitniveau an, welches mit dem Aufspüren der FBC-Glucose verbunden ist. Nochmals zur Wiederholung, obgleich ein Verständnis dieses Effektes nicht erforderlich ist, um die vorliegende Erfindung in die Praxis umzusetzen, so wird geglaubt, dass dieser Effekt den stetigen Kontakt des FBC-Gewebes mit der Sensoroberfläche wiederspiegelt. Phase 4 von, im vorliegenden Fall, dem Tag 22 bis zu dem Tag 60, zeigt die Länge der nützlichen Sensoreinrichtungslebenszeit. Obgleich es von Sensoreinrichtung zu Sensoreinrichtung Zeitunterschiede der Stadien gibt, so nehmen im Allgemeinen die ersten drei Schritte dieses Prozesses von Tag 3 bis zu 3 Wochen in Anspruch und es kann eine kontinuierliche Messung für nachfolgende Zeiträume (z.B. für Zeiträume von 150 Tagen und mehr) beobachtet werden. - BEISPIEL 5
- Zusätzlich zu der Sammlung von normalen glycemischen oder nicht-diabetischen Hundedaten durch den Sensor der vorliegenden Erfindung, wie er in Beispiel 4 gezeigt ist, können des weiteren die Kalibrationsstabilität, der dynamische Bereich, die Sauerstoffunabhängigkeit, die Reaktionszeit und die Linearität des Sensors durch künstliche Manipulationen der intravenösen Glucose des Sensorwirtes untersucht werden.
- Dies wurde in diesem Beispiel mittels Infusion eines 15 g Bolus mit 50% steriler Dextrose getan, welche intravenös in weniger als 20 Sekunden verabreicht wurde. Die Referenzblutglucosedaten wurden dann von einer anderen Vene in 2-5 Minuten-Intervallen bis zu zwei Stunden nach der Bolus-Infusion genommen.
3 stellt die Korrelationskurven von 6 Bolus-Infusionsuntersuchungen in Intervallen von 7-10 Tagen für einen Sensor der vorliegenden Erfindung dar. Die Sensorglucosekonzentrationen wurden unter Verwendung einer Einzel 37°C in vitro Präimplantationskalibrierung errechnet. Die Sensorreaktionszeit ist ausgewiesen als Berechnung der Sensorglucosekonzentrationen zu den Zeiten der Referenzblutabnahmen, bei dem die Sensordaten um 4 Minuten verschoben wurden. - Wie bei jeglichem analytischen System sollte auch bei den Einrichtungen der vorliegenden Erfindung periodisch eine Kalibrierung durchgeführt werden. Somit zieht die vorliegende Erfindung auch einige Intervalle für die Kalibrierung und/oder Kontrolltestungen in Betracht, um den analytischen, klinischen und behördlichen Anforderungen gerecht zu werden.
- BEISPIEL 6
- Dieses Beispiel beschreibt Experimente, die sich auf die Sensorgenauigkeit und Langzeitglucosesensorreaktion verschiedener Sensoreinrichtungen bezieht, die durch vorliegende Erfindung in Betracht gezogen werden.
- Vor der Implantierung stattfindende in vitro Evaluierung
- Die in vitro Erprobung der Sensoreinrichtungen wurde auf eine Art und Weise durchgeführt, wie sie bereits früher beschrieben wurde [Gilligan et al., Diabetes Care 17:882-887 (1994)]. Kurz zusammengefasst, die Sensorperformance wurde verifiziert, indem die Linearität bis 100 mg/dL in Glucosekonzentrationsschritten von 0 mg/dL bis 400 mg/dL (22 mM) mit einer 90%igen Reaktionszeit auf die Glucoseschritte von weniger als 5 Minuten gezeigt wurde. Eine typische ausreichende Reaktion auf dieses Protokoll ist in
4 gezeigt. Kontinuierliche Konzentrationen gelösten Sauerstoffs von einem pO2 von 150 bis runter auf 30 mm Hg (0:25 bis 0,05 mM) zeigten nicht mehr als einen 10%igen Abfall der Sensorausgabe bei 400 mg/dL für die bevorzugten Sensoreinrichtungen der vorliegenden Erfindung. Die Stabilität der Kalibrierung wurde in einem 10% Bereich für eine Woche aufrechterhalten, bevor die abschließende biologische Schutz- und Angiogenesemembran hinzugefügt wurden, um die Implantatverpackung zu vervollständigen. Ein letzter Kalibrationscheck wurde durchgeführt und musste innerhalb von 20% der früheren Sensorergebnisse liegen, um in das Implantatstadium zu gelangen. Diese letzten Kalibrierungsfaktoren (lineare Regression der kleinsten Quadrate für den Null-Glucose-Strom und den Ausgang auf 100 mg/dL-Strom) wurden für die Ausgangs in vivo Kalibrierung verwendet. Die Sensoreinrichtungen wurden mit 0,05% Thimerosal 24 Stunden unmittelbar vor der Implantation trockensterilisiert. - In vivo Prüfung
- Sechs Sensoreinrichtungen, die den oben genannten Parametern gerecht werden, wurden unter Vollnarkose (Pentothal-Induktion für die Herbeiführung, gefolgt von einer Halothan-Aufrechterhaltung) chirurgisch in das paravertebrale subkutane Gewebe derselben nicht diabetischen Mischlingshunde implantiert. Es wurde ein Zweizollhautschnitt einige Zoll von der Wirbelsäule entfernt für jedes Implantat durchgeführt, welches die Herstellung eines gut sitzenden subkutanen Beutels mittels stumpfer Sektion ermöglicht. Das Implantat wurde dann in den Beutel mit dem Sensor nach unten eingesetzt. Das subkutane Gewebe wurde dann mit 3-0 Vicryl und die Haut mit 2-0 Nylon geschlossen. Die Tiere wurden genau in Bezug auf Beschwerde nach der Chirurgie beobachtet und bei Bedarf Analgetika verabreicht.
- Die Sensoreinrichtungen wurden jeweils zwei Mal in demselben Hund in etwa sechs-Wochen-Intervallen implantiert. Vier der Sensoreinrichtungen waren mit einer PTFE-aufweisenden angiogenen Schicht bedeckt (diese Sensoreinrichtungen wurden als Sensoren 1901, 1902, 1903 und 1905 bezeichnet), während zwei der Sensoreinrichtungen als Kontrollsensoreinrichtungen dienten und keine angiogene Schicht aufwiesen, d.h. sie hatten eine biologische Schutzmembran und darunter liegende Sensorgrenzflächenstrukturen, wie sie vorher beschrieben wurden (diese Sensoreinrichtungen wurden als Sensoren 1904 und 1906 bezeichnet). Um die Verankerung der Einrichtungen in dem subkutanen Gewebe sicherzustellen, wurden die Sensorseiten von jedem Implantat, außer der Bereich über der Sensorspitze, in chirurgisches Doppelvelourpolyestergewebe (Meadox Medical, Inc.) gehüllt. Alle Sensoreinrichtungen wurden nach der Implantation in vier-Minuten-Intervallen unter Verwendung der Radiotelemetrie verfolgt, um die langfristige Sensorreaktion auf die Normoglycemia zu verfolgen, welches erlaubt, die langfristige Stabilität des Sensors zu verifizieren. Um die Sensorreaktion auf Glucoseänderungen an bestimmten Tagen nach der Implantation zu überprüfen, wurde die Reaktion auf 0,5 mg Glucagon gemessen, welches subkutan verabreicht wurde. Die reagierenden Sensoren wurden durch ein charakteristisches stabiles Signal vor der Glucagonverabreichung identifiziert, gefolgt von einem wesentlichen Signalanstieg innerhalb von 20 Minuten nach der Glucagoninjektion. Die Sensorstöße drehten sich dann um und kehrten auf die vorherigen Signalpegel innerhalb einer Stunde nach der Glucagoninjektion zurück.
- Um die in vivo Sensorreaktionszeiten, die Kurzzeitstabilität, die Linearität zur Glucosekonzentration und mögliche sauerstoffcofaktorenlimitierende Wirkungen zu untersuchen, wurden Glucoseinfusionsstudien von bis zu fünf Stunden Dauer an dem Hund durchgeführt. Diese Studien wurden etwa einmal alle drei Wochen durchgeführt. Der Hund war zuvor trainiert worden, um sich wohl zu fühlen, und war vollster Aufmerksamkeit während dieses Versuchs. In diesen Experimenten wurde das Somatostatin-Analog Octreotid (SANDOSTATIN®, Sandoz) verwendet, um die Freisetzung von Insulin zu unterdrücken, was ein langsames Eintauchen der Blutglucose in den 400-500 mg/dL Konzentrationsbereich ermöglicht.
- Die Sensoren wurden in 32-Sekunden-Intervallen überwacht, was die simultane Verfolgung von bis zu sechs Sensoreinrichtungen ermöglicht. In diesem Protokoll wurde Octreotid 15-20 Minuten vor dem Beginn der Glucoseinfusion injiziert (36-50 μg/kg). Kanülen wurden in zwei periphere Venen des Hundes eingeführt, um die Glucoseinfusion und die Blutglucoseproben zu ermöglichen. Es wurde 10%ige Dextrose (0,55 mM) kontinuierlich in schrittweise ansteigenden Raten eingeflößt, um einen gleichmäßigen Anstieg der Blutglucose von der nahezu Fastenglucosekonzentration von etwa 100 mg/dL bis über 400 mg/dL zu erreichen. Dieses Infusionsprotokoll stellt Sensorglucosekonzentrationsdaten bereit, welche mit den Referenzplasmaglucosewerten korreliert werden können, wenn Blutproben von dem Tier alle 5-10 Minuten genommen wurden. Die primären Referenzglucosewerte wurden unter Verwendung einer Hexokinase-Methode an dem DuPont Dimension AR® ermittelt. Ein DIRECT 30/30® Messgerät (Markwell Medical) wurde ebenfalls während der Durchführung des Experimentes verwendet und diente als sekundäre Überwachung der Referenzblutglucosewerte und zur Abschätzung, wann 400 mg/dL erreicht wurden. Zu diesem Zeitpunkt wurde die Glucoseinfusionspumpe abgestellt und der Blutglucose ermöglicht, auf ihr normales Niveau zurückzukehren.
- Eine weitere Variation des oben beschriebenen Protokolls schließt die Untersuchung der Wirkung einer Insulinverabreichung auf die Blutglucosekonzentration vor der Octreotid-Injektion ein. Für diese Untersuchungen wurden 5 Insulineinheiten intravenös injiziert, die Blutglucose auf 40 mg/dL mit dem DIRECT 30/30® (Markwell Medical) eingestellt, die Octreotid-Injektion wie vorher durchgeführt und dann die Infusionspumpe angeschaltet. Während die Ausgangsglucosepumpenrate die gleiche war, erhöhte sie sich schneller als vorher, um dem Insulin entgegenzuwirken und das gleiche experimentelle Timing aufrecht zu erhalten.
- Sobald die Untersuchungen beendet waren, wurden die Daten zunächst unter Verwendung der endgültigen in vitro Sensorkalibrationsfaktoren analysiert, um die implantierten Sensorglucosekonzentrationen zu berechnen. Wenn bei diesen Faktoren Änderungen notwendig waren, um die lineare Regression der Sensoren auf die Referenzblutglucose zu optimie ren, so wurden diese durchgeführt und vermerkt und über die Lebensspanne der Sensoreinheit verfolgt.
- Zu verschiedenen Zeitpunkten waren die implantierten Sensoreinrichtungen nicht mehr optimal und wurden dann explantiert, um die zu Grunde liegende Ursache festzustellen (nicht mehr optimal wurde als Unfähigkeit einer genauen Verfolgung der Glucoseinfusion während zwei aufeinander folgenden Tests definiert). Die explantationschirurgischen Protokolle waren sehr ähnlich zu denen, die für die Implantationsprozedur verwendet wurden, mit Ausnahme dessen, dass die Fremdkörperkapsel um das Perimeter des ovalen Implantats geöffnet wurde. Die Rückseite und die Seiten des Gehäuses hatten keine Gewebebefestigung (da sie nicht mit Polyestervelours bedeckt waren), und konnten somit leicht von dem umgebenden Gewebe separiert werden. Die Spitze der Sensoreinrichtung mit der angehefteten Kapsel wurde dann von dem subkutanen Gewebe vorsichtig freigeschnitten.
- Sobald die Explantation stattgefunden hatte, wurden die Sensoreinrichtungen vorsichtig unter einem Seziermikroskop untersucht mit Blick auf den Zustand des Kapselgewebes, welches die Sensormembrane kontaktiert. Sobald dies charakterisiert und dokumentiert wurde, wurde das Gewebe vorsichtig von der Membranoberfläche entfernt und für die histologische Untersuchung aufgehoben. Wenn die Besichtigung des Sensors intakte Membranschichten zeigte, wurde ein erster in vitro Kalibrierungscheck durchgeführt. Die Sensoren wurden dann von der Membranspitze beginnend nach unten auseinander gebaut (d.h. von der Membran, welche am weitesten von den Elektroden gelegen ist), wobei ein Glucose- und Wasserstoffperoxidkalibrierungscheck nach der Entfernung jeder Schicht durchgeführt wurde. Dies erlaubt die Diffe renzierung der Mechanismen, die zu suboptimalen Ergebnissen in den Membranen führen, und die Feststellung, ob solche Prozesse wie beispielsweise Rissbildung durch Umweltstress, biologische Anschmutzung oder der Verlust von Enzymaktivität stattgefunden haben.
- Ergebnisse und Schlussfolgerungen
- Typische Glucoseinfusionsstudien: Die sechs Sensoreinrichtungen wurden für 20-150 Tage eingesetzt und unter Verwendung des Octreotid-Glucoseinfusionsprotokolls ausgewertet. Die
5A ,5B und5C zeigen drei in vivo Sensorreaktionskurven (unter Verwendung der besten Kalibrierungsfaktoren), die zusammen mit den Referenzblutglucosewerten des Sensors 1903 zu den Nachimplantationszeitpunkten von 25, 88 und 109 Tagen gezeichnet sind; diese Daten sind repräsentativ für die Daten, die mit den Sensoreinrichtungen der vorliegenden Erfindung erhältlich sind. Bezugnehmend auf die5A -C zeigt der mit „#1" bezeichnete Pfeil die Octreotid-Injektion, der mit „#2" bezeichnete Pfeil das Anschalten der Glucoseinfusionspumpe und der mit „#3" bezeichnete Pfeil das Ausschalten dieser Pumpe. Die 90%ige Reaktionszeit für diesen Sensor über seine Lebensdauer lag in dem Bereich von 5-10 Minuten und betrug 5 Minuten für die gezeigten Daten. Solche Reaktionszeiten sind ausreichend, da die Änderungen bei Diabetikpatienten im geringeren Maße erfolgt als dies bei den verwendeten Infusionsprotokollen der Fall ist. -
6 stellt graphisch die Sensorglucose der Referenzglucose (für den Sensor 1903) unter Verwendung eines Einzelsets an Kalibrierungsfaktoren vom Tag 88 gegenüber. Wie in6 gezeigt, werden, wenn die Sensorglucose ge genüber der Referenzglucose gezeichnet ist, die Änderungen der Sensorkalibierung über die Lebenszeit des Sensors ersichtlich. Diese Änderungen spiegeln primär die Ausgabesensitivität in Bezug auf einen bekannten Glucosekonzentrationsschritt wieder, während der Null-Strom äußerst stabil bleibt. Diese Ergebnisse legen nahe, dass die in vivo Rekalibrierung vorzugsweise jeden Monat für diesen Sensor durchgeführt werden sollte, um eine optimale Glucoseverfolgung zu ermöglichen. - Performancevergleiche
- Angiogenesestimulierende Membransensoren im Vergleich zu Kontrollmembransensoren: Im Allgemeinen kann eine Einschätzung über die Verbesserung eines Sensors dahingehend bewertet werden, ob signifikante Verbesserungen in der Sensoranlaufzeit, erhöhte Werte des funktionierenden Glucosesensors, eine Verlängerung der Sensorlebensspanne und eine Aufrechterhaltung der Kalibrierungsfaktoren vorliegen. Die Lebensspanne eines Glucosesensors kann als die Zeit definiert werden, die sich von der ersten Glucosemessung (in diesem Fall während einer Glucagonanregung) bis zu der letzten Glucoseinfusionsstudie, welche korrekte Glucosetrends auf die Konzentrationsänderungen bereitstellt, erstreckt. Alle Sensoren zeigten eine Glucoseverfolgung und nur ein Sensor hatte eine Gebrauchszeit von weniger als 10 Tagen. Für die Sensoren, welche mit der angiogenesestimulierenden Membran ausgestattet waren, wurde eine durchschnittliche Sensorlebensspanne von 84 ± 55 Tage beobachtet, welches ausgezeichnete Werte in Bezug auf die Kontrollsensoren sind, welche lediglich eine Lebensspanne von 35 ± 10 Tagen zeigten. Des Weiteren stellte einer der Sen soren, der eine angiogene Membran hatte, optimale Daten bis zu 150 Tagen zur Verfügung.
- Die oben gegebene Beschreibung und experimentellen Materialien dienen lediglich zur Illustration der vorliegenden Erfindung, ohne den Schutzbereich dieser zu beschränken.
Claims (20)
- Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten, umfassend: a) ein Gehäuse (
1 ,2 ), das elektronische Schaltungsmittel (8 ) und mindestens zwei Elektroden (20 ,21 ,22 ) umfasst, die betriebsfähig mit den elektronischen Schaltungsmitteln verbunden sind; und b) eine Sensorvorrichtung, die betriebsfähig mit den Elektroden des Gehäuses verbunden ist, wobei die Sensorvorrichtung i) eine biologische Schutzmembran (33 ) und ii) eine angiogene Schicht (34 ), die Poren umfasst, welche die Entwicklung von Blutgefäßen erhalten, wobei die angiogene Schicht mehr distal zu dem Gehäuse positioniert ist als die biologische Schutzmembran; umfasst dadurch gekennzeichnet, dass die Sensorvorrichtung aus dem Gehäuse herausragt. - Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 1, wobei die biologische Schutzmembran (
33 ) im Wesentlichen für Makrophagen undurchdringlich ist. - Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 1, wobei die biologische Schutzmembran (
33 ) Poren umfasst, die Poren-Durchmesser aufweisen, die sich von etwa 0,1 Mikrometer bis etwa 1,0 Mikrometer erstrecken. - Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 1, wobei die biologische Schutzmembran (
33 ) Polytetrafluorethylen umfasst. - Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 1, wobei die angiogene Schicht (
34 ) Polytetrafluorethylen umfasst. - Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 1, ferner umfassend c) Mittel zum Befestigen des Gerätes an biologischem Gewebe, wobei das Befestigungsmittel mit dem Gehäuse verbunden ist.
- Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 6, wobei das Befestigungsmittel Poly(ethylenterephthalat) umfasst.
- Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 1, wobei die Sensorvorrichtung ferner Mittel zur Bestimmung der Glucosemenge in einer biologischen Probe umfasst.
- Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 8, wobei das Mittel zur Glucosebestimmung eine Membran umfasst, die Glucose-Oxidase (
32 ) enthält, wobei die Glucose-Oxidase enthaltende Membran mehr proximal zu dem Gehäuse positioniert ist als die biologische Schutzmembran. - Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 1, wobei das Gehäuse ferner Mittel zur Übermittlung von Daten zu einer Stelle außerhalb des Gerätes umfasst.
- Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 1, wobei die Sensorvorrichtung Mittel zur Bestimmung der Glucosemenge in einer biologischen Probe umfasst, das Mittel zur Glucosebestimmung betriebsfähig mit den Elektroden (
20 ,21 ,22 ) verbunden ist und wobei die biologische Schutzmembran (33 ) mehr distal zu dem Gehäuse positioniert ist, als die Mittel zur Glucosebestimmung und im Wesentlichen für Makrophagen undurchdringlich ist. - Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 11, wobei das Mittel zur Glucosebestimmung eine Membran (
32 ) umfasst, die Glucose-Oxidase enthält. - Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 11, wobei die biologische Schutzmembran (
33 ) ferner Poren umfasst, die Durchmesser aufweisen, die sich von etwa 0,1 Mikrometer bis etwa 1,0 Mikrometer erstrecken. - Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 13, wobei die Poren der biologischen Schutzmembran (
33 ) Durchmesser aufweisen, die sich von etwa 0,2 Mikrometer bis etwa 0,5 Mikrometer erstrecken. - Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 11, wobei die biologische Schutzmembran (
33 ) Polytetrafluorethylen umfasst. - Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 11, wobei die angiogene Schicht (
34 ) Polytetrafluorethylen umfasst. - Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 11, ferner umfassend c) Mittel zum Befestigen des Gerätes an biologischem Gewebe, wobei die Befestigungsmittel mit dem Gehäuse verbunden sind.
- Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 17, wobei die Befestigungsmittel Poly(ethylenterephthalat) umfassen.
- Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 11, wobei das Gehäuse ferner Mittel zur Übermittlung von Daten zu einer Stelle außerhalb des Gerätes umfasst.
- Messeinrichtung für biologische Flüssigkeiten nach Anspruch 19, wobei die Mittel zur Übermittlung von Daten ein radiotelemetrisches Gerät umfassen.
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US811473 | 1991-12-19 | ||
US08/811,473 US6001067A (en) | 1997-03-04 | 1997-03-04 | Device and method for determining analyte levels |
PCT/US1998/004090 WO1998038906A1 (en) | 1997-03-04 | 1998-03-03 | Device and method for determining analyte levels |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE69837709D1 DE69837709D1 (de) | 2007-06-14 |
DE69837709T2 true DE69837709T2 (de) | 2007-12-06 |
Family
ID=25206642
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE69837709T Expired - Lifetime DE69837709T2 (de) | 1997-03-04 | 1998-03-03 | Vorrichtung und verfahren zur bestimmung des analytpegels |
Country Status (9)
Country | Link |
---|---|
US (10) | US6001067A (de) |
EP (1) | EP1011425B1 (de) |
JP (1) | JP4124827B2 (de) |
AT (1) | ATE361024T1 (de) |
AU (1) | AU6680098A (de) |
DE (1) | DE69837709T2 (de) |
DK (1) | DK1011425T3 (de) |
ES (1) | ES2286848T3 (de) |
WO (1) | WO1998038906A1 (de) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE102016119810A1 (de) * | 2016-10-18 | 2018-04-19 | Hamilton Bonaduz Ag | Schichten zum Nachweis von Sauerstoff |
Families Citing this family (580)
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 |
CA2275541A1 (en) * | 1996-12-19 | 1998-06-25 | Yale University | Bioreactive allosteric polynucleotides |
US6001067A (en) | 1997-03-04 | 1999-12-14 | Shults; Mark C. | Device and method for determining analyte levels |
US6741877B1 (en) * | 1997-03-04 | 2004-05-25 | 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 |
US7885697B2 (en) * | 2004-07-13 | 2011-02-08 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US7657297B2 (en) * | 2004-05-03 | 2010-02-02 | Dexcom, Inc. | Implantable analyte sensor |
US20050033132A1 (en) * | 1997-03-04 | 2005-02-10 | Shults Mark C. | Analyte measuring device |
US6558321B1 (en) | 1997-03-04 | 2003-05-06 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for remote monitoring and modulation of medical devices |
US7192450B2 (en) | 2003-05-21 | 2007-03-20 | Dexcom, Inc. | Porous membranes for use with implantable devices |
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 |
US6723121B1 (en) * | 1997-06-18 | 2004-04-20 | Scimed Life Systems, Inc. | Polycarbonate-polyurethane dispersions for thrombo-resistant coatings |
US6081736A (en) * | 1997-10-20 | 2000-06-27 | Alfred E. Mann Foundation | Implantable enzyme-based monitoring systems adapted for long term use |
US6036924A (en) | 1997-12-04 | 2000-03-14 | Hewlett-Packard Company | Cassette of lancet cartridges for sampling blood |
US6134461A (en) | 1998-03-04 | 2000-10-17 | E. Heller & Company | Electrochemical analyte |
US6391005B1 (en) | 1998-03-30 | 2002-05-21 | Agilent Technologies, Inc. | Apparatus and method for penetration with shaft having a sensor for sensing penetration depth |
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 |
US9066695B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-06-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US8346337B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-01-01 | 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 |
US8480580B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-07-09 | 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 |
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 |
US6424851B1 (en) | 1998-10-13 | 2002-07-23 | Medoptix, Inc. | Infrared ATR glucose measurement system (II) |
US6546268B1 (en) * | 1999-06-02 | 2003-04-08 | Ball Semiconductor, Inc. | Glucose sensor |
CA2406814A1 (en) * | 2000-03-17 | 2001-09-20 | F. Hoffmann-La Roche Ag | Implantable analyte sensor |
US6405066B1 (en) * | 2000-03-17 | 2002-06-11 | The Regents Of The University Of California | Implantable analyte sensor |
US6736783B2 (en) * | 2000-04-12 | 2004-05-18 | Merck & Co., Inc. | Automated blood sampling apparatus |
US6540675B2 (en) | 2000-06-27 | 2003-04-01 | Rosedale Medical, Inc. | Analyte monitor |
US6522903B1 (en) * | 2000-10-19 | 2003-02-18 | Medoptix, Inc. | Glucose measurement utilizing non-invasive assessment methods |
US8641644B2 (en) | 2000-11-21 | 2014-02-04 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Blood testing apparatus having a rotatable cartridge with multiple lancing elements and testing means |
US6560471B1 (en) | 2001-01-02 | 2003-05-06 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US6666821B2 (en) | 2001-01-08 | 2003-12-23 | Medtronic, Inc. | Sensor system |
US7041468B2 (en) | 2001-04-02 | 2006-05-09 | Therasense, Inc. | Blood glucose tracking apparatus and methods |
DE10119036C1 (de) * | 2001-04-18 | 2002-12-12 | Disetronic Licensing Ag | Tauchsensor zur Messung der Konzentration eines Analyten mit Hilfe einer Oxidase |
US9795747B2 (en) | 2010-06-02 | 2017-10-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Methods and apparatus for lancet actuation |
US7981056B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-07-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Methods and apparatus for lancet actuation |
US7025774B2 (en) | 2001-06-12 | 2006-04-11 | Pelikan Technologies, Inc. | Tissue penetration device |
US9427532B2 (en) | 2001-06-12 | 2016-08-30 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
EP1404235A4 (de) | 2001-06-12 | 2008-08-20 | Pelikan Technologies Inc | Verfahren und gerät für eine auf einer blutentnahmekartusche integrierte lanzettenvorrichtung |
JP4149911B2 (ja) | 2001-06-12 | 2008-09-17 | ペリカン テクノロジーズ インコーポレイテッド | 電気式ランセットアクチュエータ |
US9226699B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-01-05 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface |
US7682318B2 (en) | 2001-06-12 | 2010-03-23 | Pelikan Technologies, Inc. | Blood sampling apparatus and method |
ATE497731T1 (de) | 2001-06-12 | 2011-02-15 | Pelikan Technologies Inc | Gerät zur erhöhung der erfolgsrate im hinblick auf die durch einen fingerstich erhaltene blutausbeute |
US8337419B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-12-25 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
EP1404233B1 (de) | 2001-06-12 | 2009-12-02 | Pelikan Technologies Inc. | Selbstoptimierende lanzettenvorrichtung mit adaptationsmittel für zeitliche schwankungen von hauteigenschaften |
US6702857B2 (en) | 2001-07-27 | 2004-03-09 | Dexcom, Inc. | Membrane for use with implantable devices |
US20030032874A1 (en) * | 2001-07-27 | 2003-02-13 | Dexcom, Inc. | Sensor head for use with implantable devices |
US6915147B2 (en) | 2001-09-07 | 2005-07-05 | Medtronic Minimed, Inc. | Sensing apparatus and process |
US7323142B2 (en) * | 2001-09-07 | 2008-01-29 | Medtronic Minimed, Inc. | Sensor substrate and method of fabricating same |
US8506550B2 (en) | 2001-09-07 | 2013-08-13 | Medtronic Minimed, Inc. | Method and system for non-vascular sensor implantation |
US7025760B2 (en) * | 2001-09-07 | 2006-04-11 | Medtronic Minimed, Inc. | Method and system for non-vascular sensor implantation |
US6671554B2 (en) | 2001-09-07 | 2003-12-30 | Medtronic Minimed, Inc. | Electronic lead for a medical implant device, method of making same, and method and apparatus for inserting same |
US8465466B2 (en) * | 2001-10-23 | 2013-06-18 | Medtronic Minimed, Inc | Method and system for non-vascular sensor implantation |
US6809507B2 (en) | 2001-10-23 | 2004-10-26 | Medtronic Minimed, Inc. | Implantable sensor electrodes and electronic circuitry |
US7192766B2 (en) * | 2001-10-23 | 2007-03-20 | Medtronic Minimed, Inc. | Sensor containing molded solidified protein |
US7557353B2 (en) | 2001-11-30 | 2009-07-07 | Sicel Technologies, Inc. | Single-use external dosimeters for use in radiation therapies |
AU2002351737A1 (en) * | 2001-12-21 | 2003-07-15 | Danfoss A/S | Cover for an implantable sensor for subcutaneous determination of an analyte |
US20040137547A1 (en) * | 2001-12-28 | 2004-07-15 | Medtronic Minimed, Inc. | Method for formulating a glucose oxidase enzyme with a desired property or properties and a glucose oxidase enzyme with the desired property |
US20030181794A1 (en) * | 2002-01-29 | 2003-09-25 | Rini Christopher J. | Implantable sensor housing, sensor unit and methods for forming and using the same |
US7004928B2 (en) | 2002-02-08 | 2006-02-28 | Rosedale Medical, Inc. | Autonomous, ambulatory analyte monitor or drug delivery device |
US9247901B2 (en) | 2003-08-22 | 2016-02-02 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream |
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 |
US8010174B2 (en) | 2003-08-22 | 2011-08-30 | 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 |
US9282925B2 (en) | 2002-02-12 | 2016-03-15 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream |
US8364229B2 (en) | 2003-07-25 | 2013-01-29 | Dexcom, Inc. | Analyte sensors having a signal-to-noise ratio substantially unaffected by non-constant noise |
US6852104B2 (en) | 2002-02-28 | 2005-02-08 | Smiths Medical Md, Inc. | Programmable insulin pump |
US7229458B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-12 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7892183B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-02-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
US9795334B2 (en) | 2002-04-19 | 2017-10-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7331931B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-02-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7901362B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-03-08 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7976476B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-07-12 | Pelikan Technologies, Inc. | Device and method for variable speed lancet |
US8372016B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-02-12 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
US8360992B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-01-29 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7648468B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-01-19 | Pelikon Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US9248267B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-02-02 | Sanofi-Aventis Deustchland Gmbh | Tissue penetration device |
US7909778B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-03-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7371247B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-05-13 | Pelikan Technologies, Inc | Method and apparatus for penetrating tissue |
US9314194B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-04-19 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
US7175642B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-02-13 | Pelikan Technologies, Inc. | Methods and apparatus for lancet actuation |
US8784335B2 (en) | 2002-04-19 | 2014-07-22 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Body fluid sampling device with a capacitive sensor |
US7232451B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7291117B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-11-06 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US8702624B2 (en) | 2006-09-29 | 2014-04-22 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Analyte measurement device with a single shot actuator |
US7547287B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-06-16 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7297122B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-11-20 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7674232B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-03-09 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US8579831B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-11-12 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7491178B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-02-17 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US8221334B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-07-17 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7226461B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-05 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a multi-use body fluid sampling device with sterility barrier release |
US8267870B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-09-18 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for body fluid sampling with hybrid actuation |
US7717863B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-05-18 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
US7226978B2 (en) | 2002-05-22 | 2007-06-05 | Dexcom, Inc. | Techniques to improve polyurethane membranes for implantable glucose sensors |
CA2492463A1 (en) * | 2002-07-25 | 2004-02-05 | Archemix Corporation | Regulated aptamer therapeutics |
US7736309B2 (en) * | 2002-09-27 | 2010-06-15 | Medtronic Minimed, Inc. | Implantable sensor method and system |
DE60336834D1 (de) | 2002-10-09 | 2011-06-01 | Abbott Diabetes Care Inc | Kraftstoffzufuhrvorrichtung, system und verfahren |
US7993108B2 (en) | 2002-10-09 | 2011-08-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Variable volume, shape memory actuated insulin dispensing pump |
US7727181B2 (en) | 2002-10-09 | 2010-06-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Fluid delivery device with autocalibration |
US7233817B2 (en) * | 2002-11-01 | 2007-06-19 | Brian Yen | Apparatus and method for pattern delivery of radiation and biological characteristic analysis |
US7381184B2 (en) | 2002-11-05 | 2008-06-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Sensor inserter assembly |
US8574895B2 (en) | 2002-12-30 | 2013-11-05 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus using optical techniques to measure analyte levels |
EP1578262A4 (de) | 2002-12-31 | 2007-12-05 | Therasense Inc | Kontinuierliches blutzuckerüberwachungssystem und anwendungsverfahren |
US7052652B2 (en) | 2003-03-24 | 2006-05-30 | Rosedale Medical, Inc. | Analyte concentration detection devices and methods |
WO2004111802A2 (en) * | 2003-04-02 | 2004-12-23 | Sicel Technologies, Inc. | Methods, systems, and computer program products for providing dynamic data of positional localization of target implants |
US7587287B2 (en) | 2003-04-04 | 2009-09-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for transferring analyte test data |
US7134999B2 (en) | 2003-04-04 | 2006-11-14 | Dexcom, Inc. | Optimized sensor geometry for an implantable glucose sensor |
US7679407B2 (en) | 2003-04-28 | 2010-03-16 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing peak detection circuitry for data communication systems |
US20040225206A1 (en) * | 2003-05-09 | 2004-11-11 | Kouchnir Mikhail A. | Non-invasive analyte measurement device having increased signal to noise ratios |
US7875293B2 (en) | 2003-05-21 | 2011-01-25 | Dexcom, Inc. | Biointerface membranes incorporating bioactive agents |
ES2347248T3 (es) | 2003-05-30 | 2010-10-27 | Pelikan Technologies Inc. | Procedimiento y aparato para la inyeccion de fluido. |
US7850621B2 (en) | 2003-06-06 | 2010-12-14 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
US8066639B2 (en) | 2003-06-10 | 2011-11-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Glucose measuring device for use in personal area network |
US8460243B2 (en) | 2003-06-10 | 2013-06-11 | Abbott Diabetes Care Inc. | Glucose measuring module and insulin pump combination |
WO2006001797A1 (en) | 2004-06-14 | 2006-01-05 | Pelikan Technologies, Inc. | Low pain penetrating |
US20040259270A1 (en) * | 2003-06-19 | 2004-12-23 | Wolf David E. | System, device and method for exciting a sensor and detecting analyte |
US7722536B2 (en) | 2003-07-15 | 2010-05-25 | Abbott Diabetes Care Inc. | Glucose measuring device integrated into a holster for a personal area network device |
US20050015019A1 (en) * | 2003-07-18 | 2005-01-20 | Yamatake Corporation | Sampling syringe unit, sampling device and sampling method for sampling blood or body fluid |
US7651596B2 (en) | 2005-04-08 | 2010-01-26 | Dexcom, Inc. | Cellulosic-based interference domain for an analyte sensor |
US7366556B2 (en) * | 2003-12-05 | 2008-04-29 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
US7467003B2 (en) | 2003-12-05 | 2008-12-16 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
US7424318B2 (en) * | 2003-12-05 | 2008-09-09 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
US7761130B2 (en) * | 2003-07-25 | 2010-07-20 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
JP4708342B2 (ja) | 2003-07-25 | 2011-06-22 | デックスコム・インコーポレーテッド | 埋設可能な装置に用いる酸素増大膜システム |
US8423113B2 (en) | 2003-07-25 | 2013-04-16 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for processing sensor data |
WO2005019795A2 (en) * | 2003-07-25 | 2005-03-03 | Dexcom, Inc. | Electrochemical sensors including electrode systems with increased oxygen generation |
US9763609B2 (en) | 2003-07-25 | 2017-09-19 | Dexcom, Inc. | Analyte sensors having a signal-to-noise ratio substantially unaffected by non-constant noise |
US7460898B2 (en) | 2003-12-05 | 2008-12-02 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
EP1649260A4 (de) | 2003-07-25 | 2010-07-07 | Dexcom Inc | Elektrodensysteme für elektochemische sensoren |
US7591801B2 (en) | 2004-02-26 | 2009-09-22 | Dexcom, Inc. | Integrated delivery device for continuous glucose sensor |
US8761856B2 (en) | 2003-08-01 | 2014-06-24 | Dexcom, Inc. | System and methods for processing analyte sensor data |
US20190357827A1 (en) | 2003-08-01 | 2019-11-28 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US8369919B2 (en) | 2003-08-01 | 2013-02-05 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for processing sensor data |
US6931327B2 (en) | 2003-08-01 | 2005-08-16 | Dexcom, Inc. | System and methods for processing analyte sensor data |
US7774145B2 (en) | 2003-08-01 | 2010-08-10 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US7925321B2 (en) | 2003-08-01 | 2011-04-12 | Dexcom, Inc. | System and methods for processing analyte sensor data |
US9135402B2 (en) | 2007-12-17 | 2015-09-15 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for processing sensor data |
US8845536B2 (en) | 2003-08-01 | 2014-09-30 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US8275437B2 (en) | 2003-08-01 | 2012-09-25 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US8886273B2 (en) | 2003-08-01 | 2014-11-11 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US8160669B2 (en) | 2003-08-01 | 2012-04-17 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US20100168657A1 (en) | 2003-08-01 | 2010-07-01 | Dexcom, Inc. | System and methods for processing analyte sensor data |
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 |
US7433727B2 (en) * | 2003-09-24 | 2008-10-07 | Legacy Good Samaritan Hospital And Medical Center | Implantable biosensor |
EP1671096A4 (de) | 2003-09-29 | 2009-09-16 | Pelikan Technologies Inc | Verfahren und apparatur für eine verbesserte probeneinfangvorrichtung |
WO2005037095A1 (en) | 2003-10-14 | 2005-04-28 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a variable user interface |
US20050090607A1 (en) * | 2003-10-28 | 2005-04-28 | Dexcom, Inc. | Silicone composition for biocompatible membrane |
US7299082B2 (en) | 2003-10-31 | 2007-11-20 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Method of calibrating an analyte-measurement device, and associated methods, devices and systems |
USD902408S1 (en) | 2003-11-05 | 2020-11-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor control unit |
WO2005051170A2 (en) | 2003-11-19 | 2005-06-09 | Dexcom, Inc. | Integrated receiver for continuous analyte sensor |
US9247900B2 (en) | 2004-07-13 | 2016-02-02 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
EP2239566B1 (de) | 2003-12-05 | 2014-04-23 | DexCom, Inc. | Kalibrierverfahren für einen kontinuierlichen Analytsensor |
US8423114B2 (en) | 2006-10-04 | 2013-04-16 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
US8774886B2 (en) | 2006-10-04 | 2014-07-08 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US8364231B2 (en) | 2006-10-04 | 2013-01-29 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US8287453B2 (en) | 2003-12-05 | 2012-10-16 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US11633133B2 (en) | 2003-12-05 | 2023-04-25 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
ES2646312T3 (es) | 2003-12-08 | 2017-12-13 | Dexcom, Inc. | Sistemas y métodos para mejorar sensores de analito electromecánicos |
WO2005057175A2 (en) | 2003-12-09 | 2005-06-23 | Dexcom, Inc. | Signal processing for continuous analyte sensor |
WO2005062765A2 (en) * | 2003-12-18 | 2005-07-14 | Subq Llc | Implantable biosensor and methods of use thereof |
US7822454B1 (en) | 2005-01-03 | 2010-10-26 | Pelikan Technologies, Inc. | Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration |
US8668656B2 (en) | 2003-12-31 | 2014-03-11 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for improving fluidic flow and sample capture |
US7637868B2 (en) | 2004-01-12 | 2009-12-29 | Dexcom, Inc. | Composite material for implantable device |
US7364592B2 (en) * | 2004-02-12 | 2008-04-29 | Dexcom, Inc. | Biointerface membrane with macro-and micro-architecture |
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 |
EP1591779B1 (de) * | 2004-04-26 | 2010-01-20 | Roche Diagnostics GmbH | Elektrochemischer Gas-Sensor mit hydrophiler Membranbeschichtung |
EP1591778A1 (de) * | 2004-04-26 | 2005-11-02 | Roche Diagnostics GmbH | Elektrochemischer Gas-Sensor mit hydrophiler Membranbeschichtung |
US8394338B2 (en) * | 2004-04-26 | 2013-03-12 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Process for hydrophilizing surfaces of fluidic components and systems |
US8277713B2 (en) | 2004-05-03 | 2012-10-02 | Dexcom, Inc. | Implantable analyte sensor |
US20050245799A1 (en) * | 2004-05-03 | 2005-11-03 | Dexcom, Inc. | Implantable analyte sensor |
US8792955B2 (en) | 2004-05-03 | 2014-07-29 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
EP1751546A2 (de) | 2004-05-20 | 2007-02-14 | Albatros Technologies GmbH & Co. KG | Bedruckbares wassergel für biosensoren |
US9775553B2 (en) | 2004-06-03 | 2017-10-03 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for a fluid sampling device |
WO2005120365A1 (en) | 2004-06-03 | 2005-12-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a fluid sampling device |
EP1810185A4 (de) | 2004-06-04 | 2010-01-06 | Therasense Inc | Diabetes-versorgungs-host-client-architektur und datenverwaltungssystem |
US20060015020A1 (en) * | 2004-07-06 | 2006-01-19 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for manufacture of an analyte-measuring device including a membrane system |
US20060016700A1 (en) | 2004-07-13 | 2006-01-26 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US7857760B2 (en) | 2004-07-13 | 2010-12-28 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
EP3666187B1 (de) | 2004-07-13 | 2021-05-26 | DexCom, Inc. | Transkutaner analytsensor |
US8452368B2 (en) | 2004-07-13 | 2013-05-28 | 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 |
US7697967B2 (en) | 2005-12-28 | 2010-04-13 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing analyte sensor insertion |
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 |
US9351669B2 (en) | 2009-09-30 | 2016-05-31 | Abbott Diabetes Care Inc. | Interconnect for on-body analyte monitoring device |
US20090082693A1 (en) * | 2004-12-29 | 2009-03-26 | Therasense, Inc. | Method and apparatus for providing temperature sensor module in a data communication system |
US8029441B2 (en) | 2006-02-28 | 2011-10-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor transmitter unit configuration for a data monitoring and management system |
US8613703B2 (en) | 2007-05-31 | 2013-12-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Insertion devices and methods |
US20100331646A1 (en) * | 2009-06-30 | 2010-12-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Health Management Devices and Methods |
US7883464B2 (en) | 2005-09-30 | 2011-02-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Integrated transmitter unit and sensor introducer mechanism and methods of use |
US9636450B2 (en) | 2007-02-19 | 2017-05-02 | Udo Hoss | Pump system modular components for delivering medication and analyte sensing at seperate insertion sites |
US10226207B2 (en) | 2004-12-29 | 2019-03-12 | Abbott Diabetes Care Inc. | Sensor inserter having introducer |
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 |
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 |
US7731657B2 (en) | 2005-08-30 | 2010-06-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor introducer and methods of use |
US8512243B2 (en) | 2005-09-30 | 2013-08-20 | Abbott Diabetes Care Inc. | Integrated introducer and transmitter assembly and methods of use |
US9788771B2 (en) | 2006-10-23 | 2017-10-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Variable speed sensor insertion devices and methods of use |
US9259175B2 (en) | 2006-10-23 | 2016-02-16 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Flexible patch for fluid delivery and monitoring body analytes |
US20090105569A1 (en) | 2006-04-28 | 2009-04-23 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Introducer 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 |
US9743862B2 (en) | 2011-03-31 | 2017-08-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Systems and methods for transcutaneously implanting medical devices |
US8652831B2 (en) | 2004-12-30 | 2014-02-18 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for analyte measurement test time |
US7545272B2 (en) | 2005-02-08 | 2009-06-09 | Therasense, Inc. | RF tag on test strips, test strip vials and boxes |
US20090076360A1 (en) | 2007-09-13 | 2009-03-19 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US8133178B2 (en) | 2006-02-22 | 2012-03-13 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
CN101180093B (zh) | 2005-03-21 | 2012-07-18 | 雅培糖尿病护理公司 | 用于提供结合的药剂输液以及分析物监测系统的方法和系统 |
US20090048535A1 (en) * | 2007-08-13 | 2009-02-19 | Mark Ries Robinson | Detecting Cross-contamination in Blood Measurements with a Multilumen Catheter |
US8744546B2 (en) | 2005-05-05 | 2014-06-03 | Dexcom, Inc. | Cellulosic-based resistance domain for an analyte sensor |
EP1880328A1 (de) * | 2005-04-11 | 2008-01-23 | Disetronic Licensing AG | Web-befähigtes tragbares medizinisches gerät |
US8060174B2 (en) | 2005-04-15 | 2011-11-15 | Dexcom, Inc. | Analyte sensing biointerface |
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 |
US7768408B2 (en) | 2005-05-17 | 2010-08-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing data management in data monitoring system |
US7620437B2 (en) | 2005-06-03 | 2009-11-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing rechargeable power in data monitoring and management systems |
US20060281187A1 (en) | 2005-06-13 | 2006-12-14 | Rosedale Medical, Inc. | Analyte detection devices and methods with hematocrit/volume correction and feedback control |
CN101365374B (zh) | 2005-08-31 | 2011-11-16 | 弗吉尼亚大学专利基金委员会 | 改善连续式葡萄糖传感器的准确度 |
US8801631B2 (en) | 2005-09-30 | 2014-08-12 | Intuity Medical, Inc. | Devices and methods for facilitating fluid transport |
US8880138B2 (en) | 2005-09-30 | 2014-11-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Device for channeling fluid and methods of use |
US9521968B2 (en) | 2005-09-30 | 2016-12-20 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor retention mechanism and methods of use |
WO2007041244A2 (en) | 2005-09-30 | 2007-04-12 | Intuity Medical, Inc. | Multi-site body fluid sampling and analysis cartridge |
US7756561B2 (en) | 2005-09-30 | 2010-07-13 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing rechargeable power in data monitoring and management systems |
US7583190B2 (en) | 2005-10-31 | 2009-09-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data communication in data monitoring and management systems |
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 |
US8160670B2 (en) | 2005-12-28 | 2012-04-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring: stabilizer for subcutaneous glucose sensor with incorporated antiglycolytic agent |
CA2636034A1 (en) | 2005-12-28 | 2007-10-25 | Abbott Diabetes Care Inc. | Medical device insertion |
US8515518B2 (en) * | 2005-12-28 | 2013-08-20 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring |
WO2007084130A1 (en) * | 2006-01-17 | 2007-07-26 | Dexcom, Inc. | Low oxygen in vivo analyte sensor |
US9757061B2 (en) * | 2006-01-17 | 2017-09-12 | Dexcom, Inc. | Low oxygen in vivo analyte sensor |
US7736310B2 (en) | 2006-01-30 | 2010-06-15 | Abbott Diabetes Care Inc. | On-body medical device securement |
US8344966B2 (en) | 2006-01-31 | 2013-01-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing a fault tolerant display unit in an electronic device |
EP2407093A1 (de) | 2006-02-22 | 2012-01-18 | DexCom, Inc. | Analytsensor |
US7885698B2 (en) | 2006-02-28 | 2011-02-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing continuous calibration of implantable analyte sensors |
US7826879B2 (en) | 2006-02-28 | 2010-11-02 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensors and methods of use |
US7981034B2 (en) | 2006-02-28 | 2011-07-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Smart messages and alerts for an infusion delivery and management system |
EP1991110B1 (de) | 2006-03-09 | 2018-11-07 | DexCom, Inc. | Systeme und verfahren zur aufbereitung von analytensensordaten |
EP4218548A1 (de) | 2006-03-09 | 2023-08-02 | Dexcom, Inc. | Systeme und verfahren zur aufbereitung von analytensensordaten |
US9675290B2 (en) | 2012-10-30 | 2017-06-13 | Abbott Diabetes Care Inc. | Sensitivity calibration of in vivo sensors used to measure analyte concentration |
US9326709B2 (en) | 2010-03-10 | 2016-05-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Systems, devices and methods for managing glucose levels |
US7801582B2 (en) | 2006-03-31 | 2010-09-21 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring and management system and methods therefor |
US7620438B2 (en) | 2006-03-31 | 2009-11-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for powering an electronic device |
US7618369B2 (en) | 2006-10-02 | 2009-11-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for dynamically updating calibration parameters for an analyte sensor |
US7630748B2 (en) | 2006-10-25 | 2009-12-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing analyte monitoring |
US8219173B2 (en) | 2008-09-30 | 2012-07-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Optimizing analyte sensor calibration |
US9392969B2 (en) | 2008-08-31 | 2016-07-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Closed loop control and signal attenuation detection |
US7653425B2 (en) | 2006-08-09 | 2010-01-26 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing calibration of an analyte sensor in an analyte monitoring system |
US8226891B2 (en) | 2006-03-31 | 2012-07-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring devices and methods therefor |
US8473022B2 (en) | 2008-01-31 | 2013-06-25 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor with time lag compensation |
US8140312B2 (en) | 2007-05-14 | 2012-03-20 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for determining analyte levels |
US8374668B1 (en) * | 2007-10-23 | 2013-02-12 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor with lag compensation |
US8224415B2 (en) | 2009-01-29 | 2012-07-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and device for providing offset model based calibration for analyte sensor |
US8346335B2 (en) | 2008-03-28 | 2013-01-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor calibration management |
WO2007120381A2 (en) | 2006-04-14 | 2007-10-25 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
WO2007143225A2 (en) | 2006-06-07 | 2007-12-13 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Analyte monitoring system and method |
US9119582B2 (en) | 2006-06-30 | 2015-09-01 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Integrated analyte sensor and infusion device and methods therefor |
US20110054391A1 (en) * | 2006-07-28 | 2011-03-03 | Ward W Kenneth | Analyte sensing and response system |
US8932216B2 (en) | 2006-08-07 | 2015-01-13 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing data management in integrated analyte monitoring and infusion system |
US8206296B2 (en) | 2006-08-07 | 2012-06-26 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing integrated analyte monitoring and infusion system therapy management |
US20080158563A1 (en) * | 2006-08-21 | 2008-07-03 | Pierre Simon Joseph Berini | Sensors |
US7831287B2 (en) | 2006-10-04 | 2010-11-09 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
JP2010508091A (ja) | 2006-10-26 | 2010-03-18 | アボット ダイアベティス ケア インコーポレイテッド | 検体センサの感度低下をリアルタイムで検出するための方法、システム、及びコンピュータプログラム製品 |
US8579853B2 (en) | 2006-10-31 | 2013-11-12 | Abbott Diabetes Care Inc. | Infusion devices and methods |
US20080199894A1 (en) | 2007-02-15 | 2008-08-21 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Device and method for automatic data acquisition and/or detection |
US8121857B2 (en) | 2007-02-15 | 2012-02-21 | Abbott Diabetes Care Inc. | Device and method for automatic data acquisition and/or detection |
US8930203B2 (en) | 2007-02-18 | 2015-01-06 | Abbott Diabetes Care Inc. | Multi-function analyte test device and methods therefor |
US8732188B2 (en) | 2007-02-18 | 2014-05-20 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing contextual based medication dosage determination |
US8123686B2 (en) | 2007-03-01 | 2012-02-28 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing rolling data in communication systems |
US20080228056A1 (en) | 2007-03-13 | 2008-09-18 | Michael Blomquist | Basal rate testing using frequent blood glucose input |
DK1972275T3 (en) * | 2007-03-20 | 2016-02-08 | Hoffmann La Roche | A system for in-vivo measurement of an analyte concentration |
EP2129285B1 (de) | 2007-03-26 | 2014-07-23 | Dexcom, Inc. | Analytsensor |
CA2683953C (en) | 2007-04-14 | 2016-08-02 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system |
CA2683930A1 (en) | 2007-04-14 | 2008-10-23 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system |
ES2817503T3 (es) | 2007-04-14 | 2021-04-07 | Abbott Diabetes Care Inc | Procedimiento y aparato para proporcionar el procesamiento y control de datos en un sistema de comunicación médica |
WO2008130898A1 (en) | 2007-04-14 | 2008-10-30 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system |
US9615780B2 (en) | 2007-04-14 | 2017-04-11 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in medical communication system |
WO2008130895A2 (en) | 2007-04-14 | 2008-10-30 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Method and apparatus for providing dynamic multi-stage signal amplification in a medical device |
US8665091B2 (en) | 2007-05-08 | 2014-03-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and device for determining elapsed sensor life |
US8456301B2 (en) | 2007-05-08 | 2013-06-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods |
US8461985B2 (en) | 2007-05-08 | 2013-06-11 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods |
US7928850B2 (en) | 2007-05-08 | 2011-04-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods |
US8260558B2 (en) | 2007-05-14 | 2012-09-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US7996158B2 (en) | 2007-05-14 | 2011-08-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US9125548B2 (en) | 2007-05-14 | 2015-09-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US8103471B2 (en) | 2007-05-14 | 2012-01-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US8600681B2 (en) | 2007-05-14 | 2013-12-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US10002233B2 (en) | 2007-05-14 | 2018-06-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US8239166B2 (en) | 2007-05-14 | 2012-08-07 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US8444560B2 (en) | 2007-05-14 | 2013-05-21 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US8560038B2 (en) | 2007-05-14 | 2013-10-15 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US20200037875A1 (en) | 2007-05-18 | 2020-02-06 | Dexcom, Inc. | Analyte sensors having a signal-to-noise ratio substantially unaffected by non-constant noise |
US7751907B2 (en) | 2007-05-24 | 2010-07-06 | Smiths Medical Asd, Inc. | Expert system for insulin pump therapy |
US8221345B2 (en) | 2007-05-30 | 2012-07-17 | Smiths Medical Asd, Inc. | Insulin pump based expert system |
CA2688184A1 (en) | 2007-06-08 | 2008-12-18 | Dexcom, Inc. | Integrated medicament delivery device for use with continuous analyte sensor |
JP2010531169A (ja) | 2007-06-21 | 2010-09-24 | アボット ダイアベティス ケア インコーポレイテッド | 健康監視装置 |
AU2008265541B2 (en) | 2007-06-21 | 2014-07-17 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Health management devices and methods |
US8641618B2 (en) | 2007-06-27 | 2014-02-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and structure for securing a monitoring device element |
US8085151B2 (en) | 2007-06-28 | 2011-12-27 | Abbott Diabetes Care Inc. | Signal converting cradle for medical condition monitoring and management system |
US8160900B2 (en) | 2007-06-29 | 2012-04-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring and management device and method to analyze the frequency of user interaction with the device |
US8834366B2 (en) | 2007-07-31 | 2014-09-16 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing analyte sensor calibration |
US7768386B2 (en) | 2007-07-31 | 2010-08-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
US20120046533A1 (en) | 2007-08-29 | 2012-02-23 | Medtronic Minimed, Inc. | Combined sensor and infusion sets |
US9968742B2 (en) | 2007-08-29 | 2018-05-15 | Medtronic Minimed, Inc. | Combined sensor and infusion set using separated sites |
US8192360B2 (en) * | 2007-09-25 | 2012-06-05 | Pacesetter, Inc. | Implantable body fluid analyzer |
US9452258B2 (en) | 2007-10-09 | 2016-09-27 | Dexcom, Inc. | Integrated insulin delivery system with continuous glucose sensor |
US8377031B2 (en) | 2007-10-23 | 2013-02-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Closed loop control system with safety parameters and methods |
US8216138B1 (en) * | 2007-10-23 | 2012-07-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Correlation of alternative site blood and interstitial fluid glucose concentrations to venous glucose concentration |
US8409093B2 (en) | 2007-10-23 | 2013-04-02 | Abbott Diabetes Care Inc. | Assessing measures of glycemic variability |
US8417312B2 (en) | 2007-10-25 | 2013-04-09 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for processing sensor data |
EP4250312A3 (de) | 2007-10-25 | 2023-11-01 | DexCom, Inc. | Systeme und verfahren zur verarbeitung von sensordaten |
US9839395B2 (en) | 2007-12-17 | 2017-12-12 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for processing sensor data |
US20090164239A1 (en) | 2007-12-19 | 2009-06-25 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Dynamic Display Of Glucose Information |
US20090177147A1 (en) | 2008-01-07 | 2009-07-09 | Michael Blomquist | Insulin pump with insulin therapy coaching |
CA2715628A1 (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 |
US20090242399A1 (en) * | 2008-03-25 | 2009-10-01 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US20090247856A1 (en) | 2008-03-28 | 2009-10-01 | Dexcom, Inc. | Polymer membranes for continuous analyte sensors |
US8682408B2 (en) | 2008-03-28 | 2014-03-25 | Dexcom, Inc. | Polymer membranes for continuous analyte sensors |
US8583204B2 (en) | 2008-03-28 | 2013-11-12 | Dexcom, Inc. | Polymer membranes for continuous analyte sensors |
US11730407B2 (en) | 2008-03-28 | 2023-08-22 | Dexcom, Inc. | Polymer membranes for continuous analyte sensors |
US8252229B2 (en) | 2008-04-10 | 2012-08-28 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for sterilizing an analyte sensor |
WO2009126900A1 (en) | 2008-04-11 | 2009-10-15 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for analyte detecting device |
JP5816080B2 (ja) | 2008-05-30 | 2015-11-17 | インテュイティ メディカル インコーポレイテッド | 体液採取装置及び採取部位インターフェイス |
US8924159B2 (en) | 2008-05-30 | 2014-12-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing glycemic control |
US8591410B2 (en) | 2008-05-30 | 2013-11-26 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing glycemic control |
US7826382B2 (en) | 2008-05-30 | 2010-11-02 | Abbott Diabetes Care Inc. | Close proximity communication device and methods |
JP2011522594A (ja) | 2008-06-06 | 2011-08-04 | インテュイティ メディカル インコーポレイテッド | 医用診断装置及び方法 |
CA2726067C (en) | 2008-06-06 | 2020-10-20 | Intuity Medical, Inc. | Detection meter and mode of operation |
US8876755B2 (en) | 2008-07-14 | 2014-11-04 | Abbott Diabetes Care Inc. | Closed loop control system interface and methods |
US20100025238A1 (en) * | 2008-07-31 | 2010-02-04 | Medtronic Minimed, Inc. | Analyte sensor apparatuses having improved electrode configurations and methods for making and using them |
US8700114B2 (en) | 2008-07-31 | 2014-04-15 | Medtronic Minmed, Inc. | Analyte sensor apparatuses comprising multiple implantable sensor elements and methods for making and using them |
KR100996450B1 (ko) * | 2008-08-21 | 2010-11-25 | 한국과학기술연구원 | 표면 플라즈몬 공명의 원리를 이용한 산소센서와 표면 플라즈몬 공명의 원리를 이용한 산소센서가 포함된 산소투과도 측정장치 |
EP2329255A4 (de) | 2008-08-27 | 2014-04-09 | Edwards Lifesciences Corp | Analytsensor |
US8734422B2 (en) | 2008-08-31 | 2014-05-27 | Abbott Diabetes Care Inc. | Closed loop control with improved alarm functions |
US8622988B2 (en) | 2008-08-31 | 2014-01-07 | Abbott Diabetes Care Inc. | Variable rate closed loop control and methods |
US9943644B2 (en) | 2008-08-31 | 2018-04-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Closed loop control with reference measurement and methods thereof |
US20100057040A1 (en) | 2008-08-31 | 2010-03-04 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Robust Closed Loop Control And Methods |
US8560039B2 (en) | 2008-09-19 | 2013-10-15 | Dexcom, Inc. | Particle-containing membrane and particulate electrode for analyte sensors |
US8986208B2 (en) | 2008-09-30 | 2015-03-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor sensitivity attenuation mitigation |
US9801575B2 (en) | 2011-04-15 | 2017-10-31 | Dexcom, Inc. | Advanced analyte sensor calibration and error detection |
US9326707B2 (en) | 2008-11-10 | 2016-05-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Alarm characterization for analyte monitoring devices and systems |
US8126736B2 (en) | 2009-01-23 | 2012-02-28 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Methods and systems for diagnosing, treating, or tracking spinal disorders |
US8685093B2 (en) | 2009-01-23 | 2014-04-01 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Methods and systems for diagnosing, treating, or tracking spinal disorders |
US8103456B2 (en) | 2009-01-29 | 2012-01-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and device for early signal attenuation detection using blood glucose measurements |
US8560082B2 (en) | 2009-01-30 | 2013-10-15 | Abbott Diabetes Care Inc. | Computerized determination of insulin pump therapy parameters using real time and retrospective data processing |
US9375169B2 (en) | 2009-01-30 | 2016-06-28 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Cam drive for managing disposable penetrating member actions with a single motor and motor and control system |
US9402544B2 (en) | 2009-02-03 | 2016-08-02 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor and apparatus for insertion of the sensor |
US9446194B2 (en) | 2009-03-27 | 2016-09-20 | Dexcom, Inc. | Methods and systems for promoting glucose management |
US8497777B2 (en) | 2009-04-15 | 2013-07-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system having an alert |
EP2419015A4 (de) | 2009-04-16 | 2014-08-20 | Abbott Diabetes Care Inc | Kalibrierung eines analytsensors |
US8467972B2 (en) | 2009-04-28 | 2013-06-18 | Abbott Diabetes Care Inc. | Closed loop blood glucose control algorithm analysis |
US9226701B2 (en) | 2009-04-28 | 2016-01-05 | Abbott Diabetes Care Inc. | Error detection in critical repeating data in a wireless sensor system |
US8368556B2 (en) | 2009-04-29 | 2013-02-05 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing data communication in continuous glucose monitoring and management system |
US8483967B2 (en) | 2009-04-29 | 2013-07-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing real time analyte sensor calibration with retrospective backfill |
EP3925533B1 (de) | 2009-04-30 | 2024-04-10 | DexCom, Inc. | Mit kontinuierlichen sensordaten aus mehreren analysezeiträumen assoziierte leistungsberichte |
WO2010138856A1 (en) | 2009-05-29 | 2010-12-02 | Abbott Diabetes Care Inc. | Medical device antenna systems having external antenna configurations |
US9517023B2 (en) | 2009-06-01 | 2016-12-13 | Profusa, Inc. | Method and system for directing a localized biological response to an implant |
US8613892B2 (en) | 2009-06-30 | 2013-12-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte meter with a moveable head and methods of using the same |
US9131885B2 (en) | 2009-07-02 | 2015-09-15 | Dexcom, Inc. | Analyte sensors and methods of manufacturing same |
DK3173014T3 (da) | 2009-07-23 | 2021-09-13 | Abbott Diabetes Care Inc | Realtidsstyring af data vedrørende fysiologisk kontrol af glucoseniveauer |
EP4289355A3 (de) | 2009-07-23 | 2024-02-28 | Abbott Diabetes Care Inc. | System zur kontinuierlichen analytmessung |
WO2011014851A1 (en) | 2009-07-31 | 2011-02-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing analyte monitoring system calibration accuracy |
AU2010286917B2 (en) | 2009-08-31 | 2016-03-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Medical devices and methods |
US9314195B2 (en) | 2009-08-31 | 2016-04-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte signal processing device and methods |
EP2473099A4 (de) | 2009-08-31 | 2015-01-14 | Abbott Diabetes Care Inc | Analytüberwachungssystem und -verfahren zur leistungs- und rauschverwaltung |
EP4070728A1 (de) | 2009-08-31 | 2022-10-12 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Anzeigeeinheiten für ein medizinisches gerät |
WO2011041469A1 (en) | 2009-09-29 | 2011-04-07 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing notification function in analyte monitoring systems |
CN102724913A (zh) | 2009-09-30 | 2012-10-10 | 德克斯康公司 | 经皮分析物传感器 |
US20110082356A1 (en) | 2009-10-01 | 2011-04-07 | Medtronic Minimed, Inc. | Analyte sensor apparatuses having interference rejection membranes and methods for making and using them |
EP2494323A4 (de) | 2009-10-30 | 2014-07-16 | Abbott Diabetes Care Inc | Verfahren und vorrichtung zur erkennung unnormaler hypoglykämischer werte |
US20110288388A1 (en) | 2009-11-20 | 2011-11-24 | Medtronic Minimed, Inc. | Multi-conductor lead configurations useful with medical device systems and methods for making and using them |
US8919605B2 (en) | 2009-11-30 | 2014-12-30 | Intuity Medical, Inc. | Calibration material delivery devices and methods |
US8882701B2 (en) | 2009-12-04 | 2014-11-11 | Smiths Medical Asd, Inc. | Advanced step therapy delivery for an ambulatory infusion pump and system |
US8660628B2 (en) | 2009-12-21 | 2014-02-25 | Medtronic Minimed, Inc. | Analyte sensors comprising blended membrane compositions and methods for making and using them |
US20110184265A1 (en) * | 2010-01-22 | 2011-07-28 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and Apparatus for Providing Notification in Analyte Monitoring Systems |
USD924406S1 (en) | 2010-02-01 | 2021-07-06 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor inserter |
US10448872B2 (en) | 2010-03-16 | 2019-10-22 | Medtronic Minimed, Inc. | Analyte sensor apparatuses having improved electrode configurations and methods for making and using them |
CA3096110C (en) | 2010-03-24 | 2023-11-14 | Abbott Diabetes Care Inc. | Medical device inserters and processes of inserting and using medical devices |
US8965476B2 (en) | 2010-04-16 | 2015-02-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
EP2559380B1 (de) | 2010-04-16 | 2019-06-05 | ARKRAY, Inc. | Sensor und verfahren zur entfernung interferierender substanzen |
US10010272B2 (en) | 2010-05-27 | 2018-07-03 | Profusa, Inc. | Tissue-integrating electronic apparatus |
US8636711B2 (en) | 2010-06-14 | 2014-01-28 | Legacy Emanuel Hospital & Health Center | Stabilized glucagon solutions and uses therefor |
US8635046B2 (en) | 2010-06-23 | 2014-01-21 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for evaluating analyte sensor response characteristics |
US9215995B2 (en) | 2010-06-23 | 2015-12-22 | Medtronic Minimed, Inc. | Sensor systems having multiple probes and electrode arrays |
EP2584964B1 (de) | 2010-06-25 | 2021-08-04 | Intuity Medical, Inc. | Analytüberwachungsvorrichtungen |
US10092229B2 (en) | 2010-06-29 | 2018-10-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Calibration of analyte measurement system |
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 |
US10231653B2 (en) | 2010-09-29 | 2019-03-19 | Dexcom, Inc. | Advanced continuous analyte monitoring system |
CN103260501B (zh) | 2010-10-06 | 2015-09-02 | 普罗弗萨股份有限公司 | 组织整合性传感器 |
EP2624745A4 (de) | 2010-10-07 | 2018-05-23 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Analytüberwachungsvorrichtungen und -verfahren |
US10136845B2 (en) | 2011-02-28 | 2018-11-27 | Abbott Diabetes Care Inc. | Devices, systems, and methods associated with analyte monitoring devices and devices incorporating the same |
CA3177983A1 (en) | 2011-02-28 | 2012-11-15 | Abbott Diabetes Care Inc. | Devices, systems, and methods associated with analyte monitoring devices and devices incorporating the same |
MX2013011041A (es) | 2011-03-28 | 2013-12-06 | Hoffmann La Roche | Capa de difusion mejorada para sensor enzimatico in vivo. |
WO2012139042A2 (en) | 2011-04-08 | 2012-10-11 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for processing and transmitting sensor data |
US9008744B2 (en) | 2011-05-06 | 2015-04-14 | Medtronic Minimed, Inc. | Method and apparatus for continuous analyte monitoring |
US8690934B2 (en) | 2011-05-09 | 2014-04-08 | The Invention Science Fund I, Llc | Method, device and system for modulating an activity of brown adipose tissue in a vertebrate subject |
US9238133B2 (en) | 2011-05-09 | 2016-01-19 | The Invention Science Fund I, Llc | Method, device and system for modulating an activity of brown adipose tissue in a vertebrate subject |
JP6321540B2 (ja) | 2011-07-26 | 2018-05-09 | グリセンス インコーポレイテッド | 気密密閉された筐体を備える埋め込み型分析物センサおよび該センサを製造する方法 |
WO2013020103A1 (en) | 2011-08-03 | 2013-02-07 | Intuity Medical, Inc. | Devices and methods for body fluid sampling and analysis |
WO2013022775A1 (en) | 2011-08-05 | 2013-02-14 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for detecting glucose level data patterns |
US20130053666A1 (en) | 2011-08-26 | 2013-02-28 | Dexcom, Inc. | Polymer membranes for continuous analyte sensors |
EP3505064B8 (de) | 2011-09-23 | 2020-08-12 | Dexcom, Inc. | Systeme und verfahren zur verarbeitung und übertragung von sensordaten |
US9622691B2 (en) | 2011-10-31 | 2017-04-18 | Abbott Diabetes Care Inc. | Model based variable risk false glucose threshold alarm prevention mechanism |
WO2013066873A1 (en) | 2011-10-31 | 2013-05-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Electronic devices having integrated reset systems and methods thereof |
JP6443802B2 (ja) | 2011-11-07 | 2018-12-26 | 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. | 分析物モニタリング装置および方法 |
US9317656B2 (en) | 2011-11-23 | 2016-04-19 | Abbott Diabetes Care Inc. | Compatibility mechanisms for devices in a continuous analyte monitoring system and methods thereof |
US8710993B2 (en) | 2011-11-23 | 2014-04-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Mitigating single point failure of devices in an analyte monitoring system and methods thereof |
WO2013078426A2 (en) | 2011-11-25 | 2013-05-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring system and methods of use |
FI3831283T3 (fi) | 2011-12-11 | 2023-06-01 | Abbott Diabetes Care Inc | Analyyttianturilaitteita, -liitäntöjä ja -menetelmiä |
US9615779B2 (en) | 2012-04-04 | 2017-04-11 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensors, applicators therefor, and associated methods |
GB201207583D0 (en) * | 2012-05-01 | 2012-06-13 | Isis Innovation | Electrochemical detection method and related aspects |
US9493807B2 (en) | 2012-05-25 | 2016-11-15 | Medtronic Minimed, Inc. | Foldover sensors and methods for making and using them |
US20130325352A1 (en) | 2012-06-05 | 2013-12-05 | Dexcom, Inc. | Calculation engine based on histograms |
US9238100B2 (en) | 2012-06-07 | 2016-01-19 | Tandem Diabetes Care, Inc. | Device and method for training users of ambulatory medical devices |
US9456916B2 (en) | 2013-03-12 | 2016-10-04 | Medibotics Llc | Device for selectively reducing absorption of unhealthy food |
US10598627B2 (en) | 2012-06-29 | 2020-03-24 | Dexcom, Inc. | Devices, systems, and methods to compensate for effects of temperature on implantable sensors |
US10881339B2 (en) | 2012-06-29 | 2021-01-05 | Dexcom, Inc. | Use of sensor redundancy to detect sensor failures |
US20140012115A1 (en) | 2012-07-03 | 2014-01-09 | Medtronic Minimed, Inc. | Plasma deposited adhesion promoter layers for use with analyte sensors |
US20140012117A1 (en) | 2012-07-09 | 2014-01-09 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for leveraging smartphone features in continuous glucose monitoring |
US10561353B2 (en) | 2016-06-01 | 2020-02-18 | Glysens Incorporated | Biocompatible implantable sensor apparatus and methods |
US10660550B2 (en) | 2015-12-29 | 2020-05-26 | Glysens Incorporated | Implantable sensor apparatus and methods |
EP3395252A1 (de) | 2012-08-30 | 2018-10-31 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Ausfallerkennung bei kontinuierlichen analytüberwachungsdaten bei datenabweichungen |
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 |
EP2901153A4 (de) | 2012-09-26 | 2016-04-27 | Abbott Diabetes Care Inc | Verfahren und vorrichtung zur verbesserung einer verzögerungskorrekturfunktion während der in-vivo-messung einer analytkonzentration mit analytkonzentrationsvariabilität und bereichsdaten |
US9788765B2 (en) | 2012-09-28 | 2017-10-17 | Dexcom, Inc. | Zwitterion surface modifications for continuous sensors |
US20140129151A1 (en) | 2012-11-07 | 2014-05-08 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for managing glycemic variability |
US10194840B2 (en) | 2012-12-06 | 2019-02-05 | Medtronic Minimed, Inc. | Microarray electrodes useful with analyte sensors and methods for making and using them |
MX2015007315A (es) | 2012-12-13 | 2016-03-31 | California Inst Of Techn | Fabricacion de electrodos tridimensionales de area superficial alta. |
US9801541B2 (en) | 2012-12-31 | 2017-10-31 | Dexcom, Inc. | Remote monitoring of analyte measurements |
US9730620B2 (en) | 2012-12-31 | 2017-08-15 | Dexcom, Inc. | Remote monitoring of analyte measurements |
US10426383B2 (en) | 2013-01-22 | 2019-10-01 | Medtronic Minimed, Inc. | Muting glucose sensor oxygen response and reducing electrode edge growth with pulsed current plating |
WO2014124184A1 (en) | 2013-02-06 | 2014-08-14 | California Institute Of Technology | Miniaturized implantable electrochemical sensor devices |
US9067070B2 (en) | 2013-03-12 | 2015-06-30 | Medibotics Llc | Dysgeusia-inducing neurostimulation for modifying consumption of a selected nutrient type |
US9011365B2 (en) | 2013-03-12 | 2015-04-21 | Medibotics Llc | Adjustable gastrointestinal bifurcation (AGB) for reduced absorption of unhealthy food |
US10201656B2 (en) | 2013-03-13 | 2019-02-12 | Tandem Diabetes Care, Inc. | Simplified insulin pump for type II diabetics |
US10357606B2 (en) | 2013-03-13 | 2019-07-23 | Tandem Diabetes Care, Inc. | System and method for integration of insulin pumps and continuous glucose monitoring |
CN108013881B (zh) | 2013-03-14 | 2021-06-15 | 普罗菲尤萨股份有限公司 | 用于校正光学信号的方法和装置 |
US9182368B2 (en) | 2013-03-14 | 2015-11-10 | Sano Intelligence, Inc. | Method of manufacturing a sensor for sensing analytes |
US10335075B2 (en) | 2013-03-14 | 2019-07-02 | Dexcom, Inc. | Advanced calibration for analyte sensors |
US9445445B2 (en) | 2013-03-14 | 2016-09-13 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for processing and transmitting sensor data |
EP4235684A1 (de) | 2013-03-14 | 2023-08-30 | Dexcom, Inc. | Systeme und verfahren zur verarbeitung und übertragung von sensordaten |
US10820860B2 (en) * | 2013-03-14 | 2020-11-03 | One Drop Biosensor Technologies, Llc | On-body microsensor for biomonitoring |
US8858884B2 (en) | 2013-03-15 | 2014-10-14 | American Sterilizer Company | Coupled enzyme-based method for electronic monitoring of biological indicator |
US9121050B2 (en) | 2013-03-15 | 2015-09-01 | American Sterilizer Company | Non-enzyme based detection method for electronic monitoring of biological indicator |
US10076285B2 (en) | 2013-03-15 | 2018-09-18 | Abbott Diabetes Care Inc. | Sensor fault detection using analyte sensor data pattern comparison |
US10016561B2 (en) | 2013-03-15 | 2018-07-10 | Tandem Diabetes Care, Inc. | Clinical variable determination |
US9474475B1 (en) | 2013-03-15 | 2016-10-25 | Abbott Diabetes Care Inc. | Multi-rate analyte sensor data collection with sample rate configurable signal processing |
US10433773B1 (en) | 2013-03-15 | 2019-10-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | Noise rejection methods and apparatus for sparsely sampled analyte sensor data |
EP3777656A1 (de) | 2013-06-06 | 2021-02-17 | Profusa, Inc. | Vorrichtung und verfahren zur detektion optischer signale aus implantierten sensoren |
CA2912283A1 (en) | 2013-06-21 | 2014-12-21 | Intuity Medical, Inc. | Analyte monitoring system with audible feedback |
AU2014290745A1 (en) | 2013-07-19 | 2015-12-17 | Dexcom, Inc. | Time averaged basal rate optimizer |
US9867937B2 (en) | 2013-09-06 | 2018-01-16 | Tandem Diabetes Care, Inc. | System and method for mitigating risk in automated medicament dosing |
US9565718B2 (en) | 2013-09-10 | 2017-02-07 | Tandem Diabetes Care, Inc. | System and method for detecting and transmitting medical device alarm with a smartphone application |
WO2015065922A1 (en) | 2013-10-28 | 2015-05-07 | Dexcom, Inc. | Devices used in connection with continuous analyte monitoring that provide the user with one or more notifications, and related methods |
US20150118668A1 (en) | 2013-10-31 | 2015-04-30 | Dexcom, Inc. | Adaptive interface for continuous monitoring devices |
US20150122647A1 (en) | 2013-11-07 | 2015-05-07 | Medtronic Minimed, Inc. | Enzyme matrices for use with ethylene oxide sterilization |
JP6538704B2 (ja) | 2013-11-07 | 2019-07-03 | デックスコム・インコーポレーテッド | 分析物値の伝送及び連続的監視のためのシステム及び方法 |
EP3796332A1 (de) | 2013-11-14 | 2021-03-24 | Dexcom, Inc. | Vorrichtungen und verfahren zur kontinuierlichen analytüberwachung |
US9610013B2 (en) | 2013-11-14 | 2017-04-04 | Dexcom, Inc. | Indicator and analytics for sensor insertion in a continuous analyte monitoring system and related methods |
CN114947834A (zh) | 2013-12-16 | 2022-08-30 | 德克斯康公司 | 用于监测和管理分析物传感器系统电池寿命的系统和方法 |
WO2015100439A1 (en) | 2013-12-26 | 2015-07-02 | Tandem Diabetes Care, Inc. | Integration of infusion pump with remote electronic device |
US9486571B2 (en) | 2013-12-26 | 2016-11-08 | Tandem Diabetes Care, Inc. | Safety processor for wireless control of a drug delivery device |
WO2015102745A1 (en) | 2013-12-31 | 2015-07-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Self-powered analyte sensor and devices using the same |
WO2015122964A1 (en) | 2014-02-11 | 2015-08-20 | Dexcom, Inc. | Packaging system for analyte sensors |
US10595754B2 (en) | 2014-03-13 | 2020-03-24 | Sano Intelligence, Inc. | System for monitoring body chemistry |
CN106102578A (zh) | 2014-03-13 | 2016-11-09 | 萨诺智能公司 | 用于监控身体化学性质的系统 |
US20170185748A1 (en) | 2014-03-30 | 2017-06-29 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and Apparatus for Determining Meal Start and Peak Events in Analyte Monitoring Systems |
US9689830B2 (en) * | 2014-04-03 | 2017-06-27 | Medtronic Minimed, Inc. | Sensor detection pads with integrated fuse |
EP3128913B1 (de) | 2014-04-10 | 2019-05-08 | Dexcom, Inc. | Bestimmung des dringlichen index eines benutzers mit einem physiologischen zustand |
EP4257044A2 (de) | 2014-04-10 | 2023-10-11 | DexCom, Inc. | Sensoren zur kontinuierlichen analytüberwachung und zugehörige verfahren |
CA2944147A1 (en) | 2014-06-06 | 2015-12-10 | Dexcom, Inc. | Fault discrimination and responsive processing based on data and context |
WO2016019133A1 (en) | 2014-07-30 | 2016-02-04 | Tandem Diabetes Care, Inc. | Temporary suspension for closed-loop medicament therapy |
DK3197356T3 (da) | 2014-09-22 | 2021-02-01 | Dexcom Inc | Fremgangsmåde til modusomkobling |
US10867420B2 (en) | 2014-10-06 | 2020-12-15 | Dexcom, Inc. | System and method for data analytics and visualization |
KR102390874B1 (ko) | 2014-10-29 | 2022-04-26 | 삼성전자주식회사 | 혈당 측정기 및 그에 따른 혈당 측정 방법 |
US9956393B2 (en) | 2015-02-24 | 2018-05-01 | Elira, Inc. | Systems for increasing a delay in the gastric emptying time for a patient using a transcutaneous electro-dermal patch |
US10335302B2 (en) | 2015-02-24 | 2019-07-02 | Elira, Inc. | Systems and methods for using transcutaneous electrical stimulation to enable dietary interventions |
US10864367B2 (en) | 2015-02-24 | 2020-12-15 | Elira, Inc. | Methods for using an electrical dermal patch in a manner that reduces adverse patient reactions |
CA2977584C (en) | 2015-02-24 | 2024-03-05 | Elira Therapeutics, Inc. | Systems and methods for enabling appetite modulation and/or improving dietary compliance using an electro-dermal patch |
US10765863B2 (en) | 2015-02-24 | 2020-09-08 | Elira, Inc. | Systems and methods for using a transcutaneous electrical stimulation device to deliver titrated therapy |
US10376145B2 (en) | 2015-02-24 | 2019-08-13 | Elira, Inc. | Systems and methods for enabling a patient to achieve a weight loss objective using an electrical dermal patch |
US20220062621A1 (en) | 2015-02-24 | 2022-03-03 | Elira, Inc. | Electrical Stimulation-Based Weight Management System |
US10410538B2 (en) | 2015-05-07 | 2019-09-10 | Dexcom, Inc. | System and method for educating users, including responding to patterns |
AU2016260547B2 (en) | 2015-05-14 | 2020-09-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Compact medical device inserters and related systems and methods |
US10213139B2 (en) | 2015-05-14 | 2019-02-26 | Abbott Diabetes Care Inc. | Systems, devices, and methods for assembling an applicator and sensor control device |
WO2016187286A1 (en) | 2015-05-18 | 2016-11-24 | Tandem Diabetes Care, Inc. | Patch pump cartridge attachment |
AU2016291569B2 (en) | 2015-07-10 | 2021-07-08 | Abbott Diabetes Care Inc. | System, device and method of dynamic glucose profile response to physiological parameters |
US10368788B2 (en) | 2015-07-23 | 2019-08-06 | California Institute Of Technology | System and methods for wireless drug delivery on command |
US10695000B2 (en) | 2015-09-02 | 2020-06-30 | Metronom Health, Inc. | Systems and methods for continuous health monitoring using an opto-enzymatic analyte sensor |
US10470661B2 (en) | 2015-09-10 | 2019-11-12 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensors and monitors, calibration thereof, and associated methods |
CN113974619A (zh) | 2015-09-10 | 2022-01-28 | 德克斯康公司 | 经皮分析物传感器和监视器、其校准以及相关联方法 |
US10595900B2 (en) | 2015-10-21 | 2020-03-24 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensors, applicators therefor, and associated methods |
EP4029434A1 (de) | 2015-12-28 | 2022-07-20 | Dexcom, Inc. | Intelligente drahtlose kommunikationen zur kontinuierlichen analytüberwachung |
US11399721B2 (en) | 2015-12-28 | 2022-08-02 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for remote and host monitoring communications |
US10569016B2 (en) | 2015-12-29 | 2020-02-25 | Tandem Diabetes Care, Inc. | System and method for switching between closed loop and open loop control of an ambulatory infusion pump |
US10362975B2 (en) | 2015-12-30 | 2019-07-30 | Dexcom, Inc. | System and method for factory calibration or reduced calibration of an indwelling sensor based on sensitivity profile and baseline model of sensors |
CA3206809A1 (en) | 2015-12-30 | 2017-07-06 | Dexcom, Inc. | Biointerface layer for analyte sensors |
JP7059194B2 (ja) | 2016-03-30 | 2022-04-25 | デックスコム・インコーポレーテッド | 検体モニタリングシステムのためのシステム |
CA3133253A1 (en) | 2016-03-31 | 2017-10-05 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for display device and sensor electronics unit communication |
US10324058B2 (en) | 2016-04-28 | 2019-06-18 | Medtronic Minimed, Inc. | In-situ chemistry stack for continuous glucose sensors |
CN115177241A (zh) | 2016-05-02 | 2022-10-14 | 德克斯康公司 | 用于提供针对用户优化的告警的系统和方法 |
US11179078B2 (en) | 2016-06-06 | 2021-11-23 | Medtronic Minimed, Inc. | Polycarbonate urea/urethane polymers for use with analyte sensors |
US10638962B2 (en) | 2016-06-29 | 2020-05-05 | Glysens Incorporated | Bio-adaptable implantable sensor apparatus and methods |
CN109477936B (zh) | 2016-07-13 | 2022-03-29 | 洛克利光子有限公司 | 集成结构以及其制造方法 |
AU2017300273B2 (en) | 2016-07-20 | 2019-08-01 | Dexcom, Inc. | System and method for wireless communication of glucose data |
US10994077B2 (en) | 2016-07-21 | 2021-05-04 | Tandem Diabetes Care, Inc. | Enhanced confirmations for touchscreen infusion pump |
US11154253B2 (en) | 2016-08-12 | 2021-10-26 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for health data visualization and user support tools for continuous glucose monitoring |
US11456073B2 (en) | 2016-09-09 | 2022-09-27 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for CGM-based bolus calculator for display and for provision to medicament delivery devices |
US11032855B2 (en) | 2016-10-18 | 2021-06-08 | Dexcom, Inc. | System and method for communication of analyte data |
WO2018075333A2 (en) | 2016-10-18 | 2018-04-26 | Dexcom. Inc. | System and method for communication of analyte data |
WO2018089375A1 (en) | 2016-11-09 | 2018-05-17 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for technical support of continuous analyte monitoring and sensor systems |
WO2023034934A1 (en) | 2021-09-03 | 2023-03-09 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for technical support of continuous analyte monitoring and sensor systems |
US11331018B2 (en) | 2016-12-22 | 2022-05-17 | Profusa, Inc. | System and single-channel biosensor for and method of determining analyte value |
JP7079245B2 (ja) | 2016-12-27 | 2022-06-01 | デックスコム・インコーポレーテッド | Hcp固有のデバイスを使う患者モニタリングのためのシステムおよび方法 |
EP3568174A4 (de) | 2017-01-11 | 2020-07-29 | Tandem Diabetes Care, Inc. | Auf elektromagnetischem signal basierende infusionspumpensteuerung |
US11071478B2 (en) | 2017-01-23 | 2021-07-27 | Abbott Diabetes Care Inc. | Systems, devices and methods for analyte sensor insertion |
US11134868B2 (en) | 2017-03-17 | 2021-10-05 | Medtronic Minimed, Inc. | Metal pillar device structures and methods for making and using them in electrochemical and/or electrocatalytic applications |
WO2018175489A1 (en) | 2017-03-21 | 2018-09-27 | Abbott Diabetes Care Inc. | Methods, devices and system for providing diabetic condition diagnosis and therapy |
ES2963745T3 (es) | 2017-06-23 | 2024-04-01 | Dexcom Inc | Sensores de analito transcutáneo, aplicadores de los mismos y cono de aguja que comprenden función anti-giro |
US10856784B2 (en) | 2017-06-30 | 2020-12-08 | Medtronic Minimed, Inc. | Sensor initialization methods for faster body sensor response |
US10638979B2 (en) | 2017-07-10 | 2020-05-05 | Glysens Incorporated | Analyte sensor data evaluation and error reduction apparatus and methods |
US20190120785A1 (en) | 2017-10-24 | 2019-04-25 | Dexcom, Inc. | Pre-connected analyte sensors |
US11331022B2 (en) | 2017-10-24 | 2022-05-17 | Dexcom, Inc. | Pre-connected analyte sensors |
AU2018362257B2 (en) | 2017-10-30 | 2023-01-12 | Dexcom, Inc. | Diabetes management partner interface for wireless communication of analyte data |
US11278668B2 (en) | 2017-12-22 | 2022-03-22 | Glysens Incorporated | Analyte sensor and medicant delivery data evaluation and error reduction apparatus and methods |
US11255839B2 (en) | 2018-01-04 | 2022-02-22 | Glysens Incorporated | Apparatus and methods for analyte sensor mismatch correction |
US20190223771A1 (en) | 2018-01-23 | 2019-07-25 | Medtronic Minimed, Inc. | Implantable polymer surfaces exhibiting reduced in vivo inflammatory responses |
AU2019211232A1 (en) | 2018-01-23 | 2020-07-16 | Dexcom, Inc. | Systems, devices, and methods to compensate for temperature effects on sensors |
US11186859B2 (en) | 2018-02-07 | 2021-11-30 | Medtronic Minimed, Inc. | Multilayer electrochemical analyte sensors and methods for making and using them |
US11583213B2 (en) | 2018-02-08 | 2023-02-21 | Medtronic Minimed, Inc. | Glucose sensor electrode design |
US11220735B2 (en) | 2018-02-08 | 2022-01-11 | Medtronic Minimed, Inc. | Methods for controlling physical vapor deposition metal film adhesion to substrates and surfaces |
JP7443235B2 (ja) | 2018-02-09 | 2024-03-05 | デックスコム・インコーポレーテッド | 意思決定支援のシステムおよび方法 |
US11350857B2 (en) | 2018-05-03 | 2022-06-07 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for activating analyte sensor electronics |
US11690537B2 (en) | 2018-05-04 | 2023-07-04 | Dexcom, Inc. | Systems and methods relating to an analyte sensor system having a battery located within a disposable base |
CA3100384A1 (en) | 2018-05-16 | 2019-11-21 | Medtronic Minimed, Inc. | Thermally stable glucose limiting membrane for glucose sensors |
US11116901B2 (en) | 2018-05-29 | 2021-09-14 | Tandem Diabetes Care, Inc. | Automatic detection of un-bolused meals |
US11457843B2 (en) | 2018-08-03 | 2022-10-04 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for communication with analyte sensor electronics |
US11224693B2 (en) | 2018-10-10 | 2022-01-18 | Tandem Diabetes Care, Inc. | System and method for switching between medicament delivery control algorithms |
EP3825689A3 (de) | 2018-11-29 | 2021-09-15 | Hugel Inc. | Zellbasiertes verfahren zur bestimmung der aktivität von botulinumtoxin |
EP3902468A4 (de) | 2018-12-28 | 2022-12-14 | Dexcom, Inc. | Analytsensor mit impedanzbestimmung |
WO2020171838A1 (en) | 2019-02-19 | 2020-08-27 | Tandem Diabetes Care, Inc. | System and method of pairing an infusion pump with a remote control device |
US11305057B2 (en) | 2019-03-26 | 2022-04-19 | Tandem Diabetes Care, Inc. | Method and system of operating an infusion pump with a remote control device |
CA3137586A1 (en) | 2019-04-22 | 2020-10-29 | Dexcom, Inc. | Preconnected analyte sensors |
US20200368430A1 (en) | 2019-05-21 | 2020-11-26 | Tandem Diabetes Care, Inc. | System and method for incorporating exercise into closed-loop diabetes therapy |
US11457810B2 (en) | 2019-05-29 | 2022-10-04 | Dexcom, Inc. | System and method for wireless communication of analyte data |
USD1002852S1 (en) | 2019-06-06 | 2023-10-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor device |
AU2020315391A1 (en) | 2019-07-16 | 2022-01-20 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor electrode arrangements |
US11718865B2 (en) | 2019-07-26 | 2023-08-08 | Medtronic Minimed, Inc. | Methods to improve oxygen delivery to implantable sensors |
US11523757B2 (en) | 2019-08-01 | 2022-12-13 | Medtronic Minimed, Inc. | Micro-pillar working electrodes design to reduce backflow of hydrogen peroxide in glucose sensor |
US11654236B2 (en) | 2019-11-22 | 2023-05-23 | Tandem Diabetes Care, Inc. | Systems and methods for automated insulin delivery for diabetes therapy |
US20220031205A1 (en) | 2020-07-31 | 2022-02-03 | Medtronic Minimed, Inc. | Sensor identification and integrity check design |
US20220133190A1 (en) | 2020-10-29 | 2022-05-05 | Medtronic Minimed, Inc. | Glucose biosensors comprising direct electron transfer enzymes and methods of making and using them |
USD999913S1 (en) | 2020-12-21 | 2023-09-26 | Abbott Diabetes Care Inc | Analyte sensor inserter |
US20220240823A1 (en) | 2021-01-29 | 2022-08-04 | Medtronic Minimed, Inc. | Interference rejection membranes useful with analyte sensors |
WO2022197982A1 (en) | 2021-03-19 | 2022-09-22 | Dexcom, Inc. | Drug releasing membrane for analyte sensor |
EP4312762A1 (de) | 2021-03-31 | 2024-02-07 | Dexcom, Inc. | Filterung von kontinuierlichen glucoseüberwachungssignalen mit einem kalmanfilter |
US20220313124A1 (en) | 2021-04-02 | 2022-10-06 | Dexcom, Inc. | Personalized modeling of blood glucose concentration impacted by individualized sensor characteristics and individualized physiological characteristics |
US20220338768A1 (en) | 2021-04-09 | 2022-10-27 | Medtronic Minimed, Inc. | Hexamethyldisiloxane membranes for analyte sensors |
WO2022221880A1 (en) | 2021-04-15 | 2022-10-20 | Dexcom, Inc. | Global configuration service |
USD988882S1 (en) | 2021-04-21 | 2023-06-13 | Informed Data Systems Inc. | Sensor assembly |
CA3230350A1 (en) | 2021-09-15 | 2023-03-23 | Shanger Wang | Bioactive releasing membrane for analyte sensor |
US20230113175A1 (en) | 2021-10-08 | 2023-04-13 | Medtronic Minimed, Inc. | Immunosuppressant releasing coatings |
US20230123613A1 (en) | 2021-10-14 | 2023-04-20 | Medtronic Minimed, Inc. | Sensors for 3-hydroxybutyrate detection |
WO2023081659A1 (en) | 2021-11-02 | 2023-05-11 | Dexcom, Inc. | Prediction funnel for generation of hypo- and hyper glycemic alerts based on continuous glucose monitoring data |
US20230172497A1 (en) | 2021-12-02 | 2023-06-08 | Medtronic Minimed, Inc. | Ketone limiting membrane and dual layer membrane approach for ketone sensing |
WO2023107107A1 (en) | 2021-12-08 | 2023-06-15 | Liang Wang | Systems, devices, and methods to compensate for temperature effects on sensors |
WO2023115021A1 (en) | 2021-12-17 | 2023-06-22 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor deployment testing |
WO2023147389A1 (en) | 2022-01-27 | 2023-08-03 | Dexcom, Inc. | System and method for activating an analyte monitoring system |
WO2023219847A1 (en) | 2022-05-13 | 2023-11-16 | Dexcom, Inc. | Cost-effective therapy recommendations |
WO2023235444A1 (en) | 2022-06-01 | 2023-12-07 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for optimizing treatment using physiological profiles |
US20240023849A1 (en) | 2022-07-20 | 2024-01-25 | Medtronic Minimed, Inc. | Acrylate hydrogel membrane for dual function of diffusion limiting membrane as well as attenuation to the foreign body response |
US20240090802A1 (en) | 2022-09-02 | 2024-03-21 | Dexcom, Inc. | Continuous analyte sensor devices and methods |
Family Cites Families (861)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US2002A (en) * | 1841-03-12 | Tor and planter for plowing | ||
DE19852258A1 (de) | 1998-11-11 | 2000-05-18 | Agfa Gevaert Ag | Strahlungsempfindliches Aufzeichnungsmaterial zur Herstellung von Wasserlos-Offsetdruckplatten |
US1564641A (en) | 1922-04-10 | 1925-12-08 | Chicago Miniature Lamp Works | Detector for wireless systems |
US2402306A (en) | 1943-10-07 | 1946-06-18 | Turkel Henry | Retaining guard guide for needles |
US2830020A (en) | 1956-10-01 | 1958-04-08 | American Cyanamid Co | Lubricating oils thickened with metal salts of cyanuric acid |
US3220960A (en) | 1960-12-21 | 1965-11-30 | Wichterle Otto | Cross-linked hydrophilic polymers and articles made therefrom |
US3210578A (en) | 1962-01-12 | 1965-10-05 | Westinghouse Electric Corp | Multispeed motor connector |
US3381371A (en) | 1965-09-27 | 1968-05-07 | Sanders Associates Inc | Method of constructing lightweight antenna |
US3610226A (en) | 1968-02-27 | 1971-10-05 | Anthony M Albisser | A double lumen cannula for blood sampling |
US3562352A (en) | 1968-09-06 | 1971-02-09 | Avco Corp | Polysiloxane-polyurethane block copolymers |
US3607329A (en) | 1969-04-22 | 1971-09-21 | Us Interior | Cellulose acetate butyrate semipermeable membranes and their production |
USRE31916E (en) | 1970-11-10 | 1985-06-18 | Becton Dickinson & Company | Electrochemical detection cell |
US3933593A (en) | 1971-02-22 | 1976-01-20 | Beckman Instruments, Inc. | Rate sensing batch analysis method |
US3746588A (en) | 1971-03-29 | 1973-07-17 | Aerojet General Co | Sterilization of nitroparaffin-amine explosives |
US3791871A (en) | 1971-04-14 | 1974-02-12 | Lockheed Aircraft Corp | Electrochemical cell |
CH559912A5 (de) | 1971-09-09 | 1975-03-14 | Hoffmann La Roche | |
GB1412983A (en) | 1971-11-30 | 1975-11-05 | Debell & Richardson | Method of producing porous plastic materials |
US3943918A (en) | 1971-12-02 | 1976-03-16 | Tel-Pac, Inc. | Disposable physiological telemetric device |
US3775182A (en) | 1972-02-25 | 1973-11-27 | Du Pont | Tubular electrochemical cell with coiled electrodes and compressed central spindle |
GB1442303A (en) | 1972-09-08 | 1976-07-14 | Radiometer As | Cell for electro-chemical analysis |
CS164231B2 (de) | 1972-09-28 | 1975-11-07 | ||
US3929971A (en) | 1973-03-30 | 1975-12-30 | Research Corp | Porous biomaterials and method of making same |
US3826244A (en) | 1973-07-20 | 1974-07-30 | Us Health Education & Welfare | Thumbtack microelectrode and method of making same |
US4267145A (en) | 1974-01-03 | 1981-05-12 | E. I. Du Pont De Nemours And Company | Process for preparing cold water-soluble films from PVA by melt extrusion |
US3898984A (en) | 1974-02-04 | 1975-08-12 | Us Navy | Ambulatory patient monitoring system |
US4067322A (en) | 1974-07-19 | 1978-01-10 | Johnson Joseph H | Disposable, pre-gel body electrodes |
US3966580A (en) | 1974-09-16 | 1976-06-29 | The University Of Utah | Novel protein-immobilizing hydrophobic polymeric membrane, process for producing same and apparatus employing same |
US3957613A (en) | 1974-11-01 | 1976-05-18 | General Electric Company | Miniature probe having multifunctional electrodes for sensing ions and gases |
US3982530A (en) | 1975-04-22 | 1976-09-28 | Egon Storch | Penial appliance |
US4003621A (en) | 1975-06-16 | 1977-01-18 | Technical Wire Products, Inc. | Electrical connector employing conductive rectilinear elements |
US4017962A (en) | 1975-06-27 | 1977-04-19 | General Dynamics Corporation | Integrated array of optical fibers and thin film optical detectors, and method for fabricating the same |
US4052754A (en) | 1975-08-14 | 1977-10-11 | Homsy Charles A | Implantable structure |
US3979274A (en) | 1975-09-24 | 1976-09-07 | The Yellow Springs Instrument Company, Inc. | Membrane for enzyme electrodes |
CH591237A5 (de) | 1975-11-06 | 1977-09-15 | Bbc Brown Boveri & Cie | |
US4040908A (en) | 1976-03-12 | 1977-08-09 | Children's Hospital Medical Center | Polarographic analysis of cholesterol and other macromolecular substances |
US4024312A (en) | 1976-06-23 | 1977-05-17 | Johnson & Johnson | Pressure-sensitive adhesive tape having extensible and elastic backing composed of a block copolymer |
US4273636A (en) | 1977-05-26 | 1981-06-16 | Kiyoo Shimada | Selective chemical sensitive field effect transistor transducers |
US4136250A (en) | 1977-07-20 | 1979-01-23 | Ciba-Geigy Corporation | Polysiloxane hydrogels |
JPS5921500B2 (ja) * | 1978-01-28 | 1984-05-21 | 東洋紡績株式会社 | 酸素電極用酵素膜 |
NL7801867A (nl) | 1978-02-20 | 1979-08-22 | Philips Nv | Inrichting voor het transcutaan meten van de partieele zuurstofdruk in bloed. |
US4172770A (en) | 1978-03-27 | 1979-10-30 | Technicon Instruments Corporation | Flow-through electrochemical system analytical method |
DE2820474C2 (de) | 1978-05-10 | 1983-11-10 | Fresenius AG, 6380 Bad Homburg | Elektrochemischer Meßfühler |
US4259540A (en) | 1978-05-30 | 1981-03-31 | Bell Telephone Laboratories, Incorporated | Filled cables |
US4215703A (en) | 1978-08-29 | 1980-08-05 | Willson James K V | Variable stiffness guide wire |
US4225410A (en) | 1978-12-04 | 1980-09-30 | Technicon Instruments Corporation | Integrated array of electrochemical sensors |
US4255500A (en) | 1979-03-29 | 1981-03-10 | General Electric Company | Vibration resistant electrochemical cell having deformed casing and method of making same |
US4292423A (en) | 1979-04-19 | 1981-09-29 | Wacker-Chemie Gmbh | Process for the preparation of organopolysiloxanes |
US4253469A (en) | 1979-04-20 | 1981-03-03 | The Narda Microwave Corporation | Implantable temperature probe |
DE2932761A1 (de) * | 1979-08-13 | 1981-02-26 | Akzo Gmbh | Polycarbonat-polyaether-copolymermembran |
JPS5627643A (en) | 1979-08-14 | 1981-03-18 | Toshiba Corp | Electrochemical measuring device |
US4260725A (en) | 1979-12-10 | 1981-04-07 | Bausch & Lomb Incorporated | Hydrophilic contact lens made from polysiloxanes which are thermally bonded to polymerizable groups and which contain hydrophilic sidechains |
US4403984A (en) | 1979-12-28 | 1983-09-13 | Biotek, Inc. | System for demand-based adminstration of insulin |
US4686137A (en) | 1980-02-29 | 1987-08-11 | Thoratec Laboratories Corp. | Moisture vapor permeable materials |
US5120813A (en) | 1980-02-29 | 1992-06-09 | Th. Goldschmidt Ag | Moisture vapor permeable materials |
US4861830A (en) | 1980-02-29 | 1989-08-29 | Th. Goldschmidt Ag | Polymer systems suitable for blood-contacting surfaces of a biomedical device, and methods for forming |
SE419903B (sv) | 1980-03-05 | 1981-08-31 | Enfors Sven Olof | Enzymelektrod |
US4340458A (en) | 1980-06-02 | 1982-07-20 | Joslin Diabetes Center, Inc. | Glucose sensor |
CA1174284A (en) | 1980-09-02 | 1984-09-11 | Medtronic, Inc. | Body implantable lead |
IE51643B1 (en) | 1980-10-15 | 1987-01-21 | Smith & Nephew Ass | Coated articles and materials suitable for coating |
US4353888A (en) * | 1980-12-23 | 1982-10-12 | Sefton Michael V | Encapsulation of live animal cells |
JPS5929693Y2 (ja) | 1980-12-25 | 1984-08-25 | オリンパス光学工業株式会社 | 内視鏡用細胞採取具 |
JPS57118152A (en) | 1981-01-14 | 1982-07-22 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Enzyme electrode |
US4436094A (en) | 1981-03-09 | 1984-03-13 | Evreka, Inc. | Monitor for continuous in vivo measurement of glucose concentration |
JPS57156005U (de) | 1981-03-26 | 1982-09-30 | ||
JPS57156004U (de) | 1981-03-26 | 1982-09-30 | ||
US4442841A (en) | 1981-04-30 | 1984-04-17 | Mitsubishi Rayon Company Limited | Electrode for living bodies |
US4378016A (en) | 1981-07-15 | 1983-03-29 | Biotek, Inc. | Artificial endocrine gland containing hormone-producing cells |
US4402694A (en) | 1981-07-16 | 1983-09-06 | Biotek, Inc. | Body cavity access device containing a hormone source |
US4453537A (en) | 1981-08-04 | 1984-06-12 | Spitzer Daniel E | Apparatus for powering a body implant device |
DE3278334D1 (en) | 1981-10-23 | 1988-05-19 | Genetics Int Inc | Sensor for components of a liquid mixture |
US4431004A (en) * | 1981-10-27 | 1984-02-14 | Bessman Samuel P | Implantable glucose sensor |
US4415666A (en) | 1981-11-05 | 1983-11-15 | Miles Laboratories, Inc. | Enzyme electrode membrane |
US4418148A (en) | 1981-11-05 | 1983-11-29 | Miles Laboratories, Inc. | Multilayer enzyme electrode membrane |
NL193256C (nl) | 1981-11-10 | 1999-04-02 | Cordis Europ | Sensorsysteem. |
US4454295A (en) | 1981-11-16 | 1984-06-12 | Uco Optics, Inc. | Cured cellulose ester, method of curing same, and use thereof |
JPS5886172A (ja) | 1981-11-18 | 1983-05-23 | テルモ株式会社 | 医用物質移動装置 |
US4494950A (en) | 1982-01-19 | 1985-01-22 | The Johns Hopkins University | Plural module medication delivery system |
US4482666A (en) | 1982-03-12 | 1984-11-13 | Apace Research Limited | Emulsions of liquid hydrocarbons with water and/or alcohols |
JPS58137840U (ja) | 1982-03-12 | 1983-09-16 | 三菱自動車工業株式会社 | 噴射時期制御装置 |
US4493714A (en) | 1982-05-06 | 1985-01-15 | Teijin Limited | Ultrathin film, process for production thereof, and use thereof for concentrating a specified gas in a gaseous mixture |
EP0098592A3 (de) | 1982-07-06 | 1985-08-21 | Fujisawa Pharmaceutical Co., Ltd. | Tragbare künstliche Bauchspeicheldrüse |
DE3228551A1 (de) | 1982-07-30 | 1984-02-02 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Verfahren zur bestimmung der zuckerkonzentration |
US4571292A (en) | 1982-08-12 | 1986-02-18 | Case Western Reserve University | Apparatus for electrochemical measurements |
JPS5949805U (ja) | 1982-09-27 | 1984-04-02 | 株式会社東芝 | 高周波加熱調理装置 |
JPS5949803U (ja) | 1982-09-27 | 1984-04-02 | リンナイ株式会社 | オ−ブン調理器の操作装置 |
US4973493A (en) | 1982-09-29 | 1990-11-27 | Bio-Metric Systems, Inc. | Method of improving the biocompatibility of solid surfaces |
JPS5959221U (ja) | 1982-10-12 | 1984-04-18 | 和光産業株式会社 | 多翼型送風扇組立機に於けるプレ−ト固定装置 |
JPS59501908A (ja) | 1982-10-25 | 1984-11-15 | ヘルグレン・ラルス・グスタ−ヴ・インゲ | クリーニング用酵素組成物 |
JPS591929Y2 (ja) | 1982-10-25 | 1984-01-19 | ロ−レルバンクマシン株式会社 | 硬貨包装機の累積硬貨支承棒 |
JPS58163403U (ja) | 1982-11-27 | 1983-10-31 | ナイガイ株式会社 | 単一駆動源梱包機 |
JPS5987004U (ja) | 1982-12-01 | 1984-06-12 | 古河電気工業株式会社 | 光伝送路用気密貫通部 |
US5059654A (en) | 1983-02-14 | 1991-10-22 | Cuno Inc. | Affinity matrices of modified polysaccharide supports |
US4506680A (en) | 1983-03-17 | 1985-03-26 | Medtronic, Inc. | Drug dispensing body implantable lead |
CA1219040A (en) | 1983-05-05 | 1987-03-10 | Elliot V. Plotkin | Measurement of enzyme-catalysed reactions |
US5682884A (en) | 1983-05-05 | 1997-11-04 | Medisense, Inc. | Strip electrode with screen printing |
CA1226036A (en) | 1983-05-05 | 1987-08-25 | Irving J. Higgins | Analytical equipment and sensor electrodes therefor |
JPS59209610A (ja) | 1983-05-12 | 1984-11-28 | Teijin Ltd | 選択透過膜 |
JPS59209608A (ja) | 1983-05-12 | 1984-11-28 | Teijin Ltd | 選択透過性膜 |
JPS59209609A (ja) | 1983-05-12 | 1984-11-28 | Teijin Ltd | 選択性透過膜 |
JPS59211459A (ja) | 1983-05-17 | 1984-11-30 | 帝人株式会社 | 血液処理器の滅菌方法 |
US4650547A (en) | 1983-05-19 | 1987-03-17 | The Regents Of The University Of California | Method and membrane applicable to implantable sensor |
US4484987A (en) | 1983-05-19 | 1984-11-27 | The Regents Of The University Of California | Method and membrane applicable to implantable sensor |
US4663824A (en) | 1983-07-05 | 1987-05-12 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Aluminum electrolytic capacitor and a manufacturing method therefor |
US4655880A (en) | 1983-08-01 | 1987-04-07 | Case Western Reserve University | Apparatus and method for sensing species, substances and substrates using oxidase |
US4578215A (en) | 1983-08-12 | 1986-03-25 | Micro-Circuits Company | Electrical conductivity-enhancing and protecting material |
US4554927A (en) | 1983-08-30 | 1985-11-26 | Thermometrics Inc. | Pressure and temperature sensor |
GB2149918A (en) | 1983-11-03 | 1985-06-19 | John Anderson | Sudden infant death syndrome monitor |
JPS60146219A (ja) | 1984-01-11 | 1985-08-01 | Toray Ind Inc | 樹脂の製造方法 |
US4739380A (en) | 1984-01-19 | 1988-04-19 | Integrated Ionics, Inc. | Integrated ambient sensing devices and methods of manufacture |
US4527999A (en) | 1984-03-23 | 1985-07-09 | Abcor, Inc. | Separation membrane and method of preparing and using same |
US4753652A (en) | 1984-05-04 | 1988-06-28 | Children's Medical Center Corporation | Biomaterial implants which resist calcification |
US4883057A (en) | 1984-05-09 | 1989-11-28 | Research Foundation, The City University Of New York | Cathodic electrochemical current arrangement with telemetric application |
JPS60245623A (ja) | 1984-05-18 | 1985-12-05 | Nippon Yunikaa Kk | 低通気性を有する軟質ポリエ−テルウレタンフオ−ムの製造方法 |
US5464013A (en) | 1984-05-25 | 1995-11-07 | Lemelson; Jerome H. | Medical scanning and treatment system and method |
US4644046A (en) | 1984-06-20 | 1987-02-17 | Teijin Limited | Ultrathin film, process for production thereof, and use thereof for concentrating a specific gas from a gas mixture |
CA1258496A (en) | 1984-07-30 | 1989-08-15 | Teruyoshi Uchida | Insulated noble metal wire and porous membrane as po.sub.2 bioelectrode |
US5171689A (en) | 1984-11-08 | 1992-12-15 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Solid state bio-sensor |
US4602922A (en) | 1984-11-09 | 1986-07-29 | Research Foundation Of State University Of New York | Method of making membranes for gas separation and the composite membranes |
US4702732A (en) | 1984-12-24 | 1987-10-27 | Trustees Of Boston University | Electrodes, electrode assemblies, methods, and systems for tissue stimulation and transdermal delivery of pharmacologically active ligands |
US4963595A (en) | 1985-01-04 | 1990-10-16 | Thoratec Laboratories Corporation | Polysiloxane-polylactone block copolymers |
US5235003A (en) | 1985-01-04 | 1993-08-10 | Thoratec Laboratories Corporation | Polysiloxane-polylactone block copolymers |
US4577642A (en) | 1985-02-27 | 1986-03-25 | Medtronic, Inc. | Drug dispensing body implantable lead employing molecular sieves and methods of fabrication |
US4787398A (en) * | 1985-04-08 | 1988-11-29 | Garid, Inc. | Glucose medical monitoring system |
JPS61238319A (ja) | 1985-04-17 | 1986-10-23 | Dainippon Ink & Chem Inc | 選択性気体透過膜 |
US4781798A (en) | 1985-04-19 | 1988-11-01 | The Regents Of The University Of California | Transparent multi-oxygen sensor array and method of using same |
GB8514176D0 (en) | 1985-06-05 | 1985-07-10 | Ici Plc | Membrane |
US4671288A (en) | 1985-06-13 | 1987-06-09 | The Regents Of The University Of California | Electrochemical cell sensor for continuous short-term use in tissues and blood |
US4938860A (en) | 1985-06-28 | 1990-07-03 | Miles Inc. | Electrode for electrochemical sensors |
US5364770A (en) | 1985-08-29 | 1994-11-15 | Genencor International Inc. | Heterologous polypeptides expressed in aspergillus |
US4805624A (en) | 1985-09-09 | 1989-02-21 | The Montefiore Hospital Association Of Western Pa | Low-potential electrochemical redox sensors |
US4680268A (en) | 1985-09-18 | 1987-07-14 | Children's Hospital Medical Center | Implantable gas-containing biosensor and method for measuring an analyte such as glucose |
US4890620A (en) | 1985-09-20 | 1990-01-02 | The Regents Of The University Of California | Two-dimensional diffusion glucose substrate sensing electrode |
US4689309A (en) | 1985-09-30 | 1987-08-25 | Miles Laboratories, Inc. | Test device, method of manufacturing same and method of determining a component in a sample |
JPH0632288Y2 (ja) | 1985-10-01 | 1994-08-24 | ワシノ機械株式会社 | 光▲ほう▼い研削盤 |
US4839296A (en) | 1985-10-18 | 1989-06-13 | Chem-Elec, Inc. | Blood plasma test method |
JPS6274406U (de) | 1985-10-29 | 1987-05-13 | ||
US4647643A (en) | 1985-11-08 | 1987-03-03 | Becton, Dickinson And Company | Soft non-blocking polyurethanes |
JPS6283849U (de) | 1985-11-12 | 1987-05-28 | ||
JPH0341047Y2 (de) | 1985-12-19 | 1991-08-29 | ||
US4684538A (en) | 1986-02-21 | 1987-08-04 | Loctite Corporation | Polysiloxane urethane compounds and adhesive compositions, and method of making and using the same |
US4776944A (en) | 1986-03-20 | 1988-10-11 | Jiri Janata | Chemical selective sensors utilizing admittance modulated membranes |
JPS62225513A (ja) * | 1986-03-26 | 1987-10-03 | Shin Etsu Chem Co Ltd | ブロツク・グラフト共重合体及びその製造法 |
JPH0696106B2 (ja) | 1986-03-31 | 1994-11-30 | 帝人株式会社 | 気体分離膜 |
US4685463A (en) | 1986-04-03 | 1987-08-11 | Williams R Bruce | Device for continuous in vivo measurement of blood glucose concentrations |
US4994167A (en) * | 1986-04-15 | 1991-02-19 | Markwell Medical Institute, Inc. | Biological fluid measuring device |
US4757022A (en) * | 1986-04-15 | 1988-07-12 | Markwell Medical Institute, Inc. | Biological fluid measuring device |
US4909908A (en) | 1986-04-24 | 1990-03-20 | Pepi Ross | Electrochemical cncentration detector method |
US4795542A (en) | 1986-04-24 | 1989-01-03 | St. Jude Medical, Inc. | Electrochemical concentration detector device |
KR960016340B1 (ko) | 1986-04-30 | 1996-12-09 | 이겐 인코오포레이팃드 | 전기화학발광 분석법 |
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 |
US4731726A (en) | 1986-05-19 | 1988-03-15 | Healthware Corporation | Patient-operated glucose monitor and diabetes management system |
GB8612861D0 (en) | 1986-05-27 | 1986-07-02 | Cambridge Life Sciences | Immobilised enzyme biosensors |
US4726381A (en) | 1986-06-04 | 1988-02-23 | Solutech, Inc. | Dialysis system and method |
US4763658A (en) | 1986-06-04 | 1988-08-16 | Solutech, Inc. | Dialysis system 2nd method |
US4750496A (en) | 1987-01-28 | 1988-06-14 | Xienta, Inc. | Method and apparatus for measuring blood glucose concentration |
US4781733A (en) | 1986-07-23 | 1988-11-01 | Bend Research, Inc. | Semipermeable thin-film membranes comprising siloxane, alkoxysilyl and aryloxysilyl oligomers and copolymers |
US4935346A (en) | 1986-08-13 | 1990-06-19 | Lifescan, Inc. | Minimum procedure system for the determination of analytes |
US5002572A (en) | 1986-09-11 | 1991-03-26 | Picha George J | Biological implant with textured surface |
JPS6367560U (de) | 1986-10-23 | 1988-05-07 | ||
AU617667B2 (en) | 1986-11-04 | 1991-12-05 | Allergan, Inc. | Open-cell, silicone-elastomer medical implant and method for making |
US5007929B1 (en) | 1986-11-04 | 1994-08-30 | Medical Products Dev | Open-cell silicone-elastomer medical implant |
FR2607696B1 (fr) * | 1986-12-03 | 1995-08-11 | Gosserez Olivier | Prothese mammaire implantable contrariant la formation d'une coque retractile |
US4954381A (en) | 1986-12-30 | 1990-09-04 | The Research Foundation Of The State University Of New York | Preparation of porous substrates having well defined morphology |
DE3700119A1 (de) | 1987-01-03 | 1988-07-14 | Inst Diabetestechnologie Gemei | Implantierbarer elektrochemischer sensor |
AT391063B (de) | 1987-01-08 | 1990-08-10 | Blum Gmbh Julius | Verbindungsbeschlag zur befestigung der reling einer schublade |
EP0284518B1 (de) | 1987-03-27 | 1992-10-07 | Isao Karube | Miniaturisierter Biofühler mit miniaturisierter Sauerstoffelektrode sowie sein Herstellungsverfahren |
US4935345A (en) | 1987-04-07 | 1990-06-19 | Arizona Board Of Regents | Implantable microelectronic biochemical sensor incorporating thin film thermopile |
US4759828A (en) | 1987-04-09 | 1988-07-26 | Nova Biomedical Corporation | Glucose electrode and method of determining glucose |
US4832034A (en) | 1987-04-09 | 1989-05-23 | Pizziconi Vincent B | Method and apparatus for withdrawing, collecting and biosensing chemical constituents from complex fluids |
US5352348A (en) | 1987-04-09 | 1994-10-04 | Nova Biomedical Corporation | Method of using enzyme electrode |
US5094876A (en) | 1987-04-10 | 1992-03-10 | University Of Florida | Surface modified surgical instruments, devices, implants, contact lenses and the like |
US6387379B1 (en) | 1987-04-10 | 2002-05-14 | University Of Florida | Biofunctional surface modified ocular implants, surgical instruments, medical devices, prostheses, contact lenses and the like |
US5100689A (en) | 1987-04-10 | 1992-03-31 | University Of Florida | Surface modified surgical instruments, devices, implants, contact lenses and the like |
US4961954A (en) | 1987-04-10 | 1990-10-09 | University Of Florida | Surface modified surgical instruments, devices, implants, contact lenses and the like |
IT1215491B (it) | 1987-05-15 | 1990-02-14 | Enricerche Spa | Biosensore con membrana enzimatica legata chimicamente a un dispositivo semiconduttore. |
US4880883A (en) | 1987-06-03 | 1989-11-14 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Biocompatible polyurethanes modified with lower alkyl sulfonate and lower alkyl carboxylate |
US5540828A (en) | 1987-06-08 | 1996-07-30 | Yacynych; Alexander | Method for making electrochemical sensors and biosensors having a polymer modified surface |
US5286364A (en) | 1987-06-08 | 1994-02-15 | Rutgers University | Surface-modified electochemical biosensor |
US4810470A (en) | 1987-06-19 | 1989-03-07 | Miles Inc. | Volume independent diagnostic device |
US4786657A (en) | 1987-07-02 | 1988-11-22 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Polyurethanes and polyurethane/polyureas crosslinked using 2-glyceryl acrylate or 2-glyceryl methacrylate |
JPH07122624B2 (ja) | 1987-07-06 | 1995-12-25 | ダイキン工業株式会社 | バイオセンサ |
US4823808A (en) * | 1987-07-06 | 1989-04-25 | Clegg Charles T | Method for control of obesity, overweight and eating disorders |
US4805625A (en) | 1987-07-08 | 1989-02-21 | Ad-Tech Medical Instrument Corporation | Sphenoidal electrode and insertion method |
FI77569C (fi) | 1987-07-13 | 1989-04-10 | Huhtamaeki Oy | Anordning foer bestaemning av saorlaekningsfoermaogan i ett operationssaor eller en vaevnad. |
DE3725728A1 (de) | 1987-08-04 | 1989-02-16 | Freudenberg Carl Fa | Medizinisches geraet und verfahren zu seiner herstellung |
US5221724A (en) | 1987-08-12 | 1993-06-22 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Polysiloxane polyurea urethanes |
GB2209836A (en) | 1987-09-16 | 1989-05-24 | Cambridge Life Sciences | Multilayer enzyme electrode membrane and method of making same |
US4974929A (en) | 1987-09-22 | 1990-12-04 | Baxter International, Inc. | Fiber optical probe connector for physiologic measurement devices |
NL8702370A (nl) | 1987-10-05 | 1989-05-01 | Groningen Science Park | Werkwijze en stelsel voor glucosebepaling en daarvoor bruikbaar meetcelsamenstel. |
DE3736652A1 (de) | 1987-10-29 | 1989-05-11 | Bayer Ag | Verfahren zur herstellung von beschichtungen |
US5242835A (en) | 1987-11-03 | 1993-09-07 | Radiometer A/S | Method and apparatus for determining the concentration of oxygen |
GB8725936D0 (en) | 1987-11-05 | 1987-12-09 | Genetics Int Inc | Sensing system |
US5128408A (en) | 1987-11-16 | 1992-07-07 | Toyo Boseki Kabushiki Kaisha | Gas-permeable material with excellent compatibility with blood |
US4852573A (en) | 1987-12-04 | 1989-08-01 | Kennedy Philip R | Implantable neural electrode |
US4813424A (en) | 1987-12-23 | 1989-03-21 | University Of New Mexico | Long-life membrane electrode for non-ionic species |
US4890621A (en) | 1988-01-19 | 1990-01-02 | Northstar Research Institute, Ltd. | Continuous glucose monitoring and a system utilized therefor |
US5070169A (en) | 1988-02-26 | 1991-12-03 | Ciba-Geigy Corporation | Wettable, flexible, oxygen permeable contact lens containing block copolymer polysiloxane-polyoxyalkylene backbone units and use thereof |
US4822336A (en) | 1988-03-04 | 1989-04-18 | Ditraglia John | Blood glucose level sensing |
US4955861A (en) | 1988-04-21 | 1990-09-11 | Therex Corp. | Dual access infusion and monitoring system |
US4951657A (en) | 1988-04-22 | 1990-08-28 | Dow Corning Corporation | Heat sealable membrane for transdermal drug release |
US4908208A (en) | 1988-04-22 | 1990-03-13 | Dow Corning Corporation | Matrix for release of active ingredients |
US4793555A (en) | 1988-04-22 | 1988-12-27 | Dow Corning Corporation | Container, method and composition for controlling the release of a volatile liquid from an aqueous mixture |
US4952618A (en) | 1988-05-03 | 1990-08-28 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Hydrocolloid/adhesive composition |
US5034112A (en) | 1988-05-19 | 1991-07-23 | Nissan Motor Company, Ltd. | Device for measuring concentration of nitrogen oxide in combustion gas |
US5342693A (en) | 1988-06-08 | 1994-08-30 | Cardiopulmonics, Inc. | Multifunctional thrombo-resistant coating and methods of manufacture |
CA1299653C (en) | 1988-07-07 | 1992-04-28 | Markwell Medical Institute, Inc. | Biological fluid measuring device |
GB8817997D0 (en) | 1988-07-28 | 1988-09-01 | Cambridge Life Sciences | Enzyme electrodes & improvements in manufacture thereof |
EP0353328A1 (de) | 1988-08-03 | 1990-02-07 | Dräger Nederland B.V. | Polarographische-amperometrische Drei-Elektroden-Messsonde |
US5438984A (en) | 1988-09-08 | 1995-08-08 | Sudor Partners | Apparatus and method for the collection of analytes on a dermal patch |
US4960594A (en) | 1988-09-22 | 1990-10-02 | Derma-Lock Medical Corporation | Polyurethane foam dressing |
US4983702A (en) | 1988-09-28 | 1991-01-08 | Ciba-Geigy Corporation | Crosslinked siloxane-urethane polymer contact lens |
NL8802481A (nl) | 1988-10-10 | 1990-05-01 | Texas Instruments Holland | Transponder alsmede werkwijze voor het vervaardigen daarvan. |
US5200051A (en) | 1988-11-14 | 1993-04-06 | I-Stat Corporation | Wholly microfabricated biosensors and process for the manufacture and use thereof |
US5063081A (en) | 1988-11-14 | 1991-11-05 | I-Stat Corporation | Method of manufacturing a plurality of uniform microfabricated sensing devices having an immobilized ligand receptor |
US6306594B1 (en) | 1988-11-14 | 2001-10-23 | I-Stat Corporation | Methods for microdispensing patterened layers |
US5212050A (en) | 1988-11-14 | 1993-05-18 | Mier Randall M | Method of forming a permselective layer |
WO1990007575A1 (en) | 1988-12-30 | 1990-07-12 | Anderson David M | Stabilized microporous materials and hydrogel materials |
US5458631A (en) | 1989-01-06 | 1995-10-17 | Xavier; Ravi | Implantable catheter with electrical pulse nerve stimulators and drug delivery system |
US5269891A (en) | 1989-03-09 | 1993-12-14 | Novo Nordisk A/S | Method and apparatus for determination of a constituent in a fluid |
US5089112A (en) | 1989-03-20 | 1992-02-18 | Associated Universities, Inc. | Electrochemical biosensor based on immobilized enzymes and redox polymers |
JPH02298855A (ja) | 1989-03-20 | 1990-12-11 | Assoc Univ Inc | 固定化酵素とレドックス重合体を用いた電気化学的バイオセンサー |
US4986671A (en) | 1989-04-12 | 1991-01-22 | Luxtron Corporation | Three-parameter optical fiber sensor and system |
US4953552A (en) | 1989-04-21 | 1990-09-04 | Demarzo Arthur P | Blood glucose monitoring system |
EP0396788A1 (de) | 1989-05-08 | 1990-11-14 | Dräger Nederland B.V. | Verfahren und Sensor zur Messung des Glucosegehalts von Glucose enthaltenden Flüssigkeiten |
US4988341A (en) | 1989-06-05 | 1991-01-29 | Eastman Kodak Company | Sterilizing dressing device and method for skin puncture |
US5034461A (en) | 1989-06-07 | 1991-07-23 | Bausch & Lomb Incorporated | Novel prepolymers useful in biomedical devices |
US5045601A (en) | 1989-06-13 | 1991-09-03 | Biointerface Technologies, Inc. | Pressure-sensitive adhesive compositions suitable for medical uses |
US4927407A (en) | 1989-06-19 | 1990-05-22 | Regents Of The University Of Minnesota | Cardiac assist pump with steady rate supply of fluid lubricant |
US5334681A (en) | 1989-06-20 | 1994-08-02 | Ciba-Geigy Corporation | Fluorine and/or silicone containing poly(alkylene-oxide)-block copolymer hydrogels and contact lenses thereof |
US5115056A (en) | 1989-06-20 | 1992-05-19 | Ciba-Geigy Corporation | Fluorine and/or silicone containing poly(alkylene-oxide)-block copolymers and contact lenses thereof |
CH677149A5 (de) | 1989-07-07 | 1991-04-15 | Disetronic Ag | |
US5431160A (en) | 1989-07-19 | 1995-07-11 | University Of New Mexico | Miniature implantable refillable glucose sensor and material therefor |
US4986271A (en) | 1989-07-19 | 1991-01-22 | The University Of New Mexico | Vivo refillable glucose sensor |
US5264104A (en) | 1989-08-02 | 1993-11-23 | Gregg Brian A | Enzyme electrodes |
US5101814A (en) | 1989-08-11 | 1992-04-07 | Palti Yoram Prof | System for monitoring and controlling blood glucose |
FR2650756B1 (fr) | 1989-08-11 | 1991-10-31 | Inst Francais Du Petrole | Membrane de separation de gaz |
US5190041A (en) * | 1989-08-11 | 1993-03-02 | Palti Yoram Prof | System for monitoring and controlling blood glucose |
US5050612A (en) | 1989-09-12 | 1991-09-24 | Matsumura Kenneth N | Device for computer-assisted monitoring of the body |
US5002590A (en) | 1989-09-19 | 1991-03-26 | Bend Research, Inc. | Countercurrent dehydration by hollow fibers |
FR2652736A1 (fr) | 1989-10-06 | 1991-04-12 | Neftel Frederic | Dispositif implantable d'evaluation du taux de glucose. |
JPH03133440A (ja) | 1989-10-18 | 1991-06-06 | Nishitomo:Kk | 婦人用体温計 |
US5010141A (en) | 1989-10-25 | 1991-04-23 | Ciba-Geigy Corporation | Reactive silicone and/or fluorine containing hydrophilic prepolymers and polymers thereof |
US5067491A (en) | 1989-12-08 | 1991-11-26 | Becton, Dickinson And Company | Barrier coating on blood contacting devices |
ATE148790T1 (de) | 1989-12-14 | 1997-02-15 | Univ California | Verfahren zur erhöhung der funktionslebensdauer eines implantierbaren fühlers |
US5985129A (en) * | 1989-12-14 | 1999-11-16 | The Regents Of The University Of California | Method for increasing the service life of an implantable sensor |
FR2656423A1 (fr) * | 1989-12-22 | 1991-06-28 | Rhone Poulenc Chimie | Biocapteur electrochimique. |
US5183549A (en) | 1990-01-26 | 1993-02-02 | Commtech International Management Corporation | Multi-analyte sensing electrolytic cell |
CA2034285A1 (en) | 1990-02-09 | 1991-08-10 | Masao Yafuso | Method and system for monitoring of blood constituents in vivo |
US5108819A (en) | 1990-02-14 | 1992-04-28 | Eli Lilly And Company | Thin film electrical component |
CA2011298C (en) * | 1990-03-01 | 1999-05-25 | Adrian William Alden | Dual polarization dipole array antenna |
US5031618A (en) | 1990-03-07 | 1991-07-16 | Medtronic, Inc. | Position-responsive neuro stimulator |
US5316008A (en) | 1990-04-06 | 1994-05-31 | Casio Computer Co., Ltd. | Measurement of electrocardiographic wave and sphygmus |
JPH07101215B2 (ja) | 1990-04-11 | 1995-11-01 | 国立身体障害者リハビリテーションセンター総長 | 生体機能物質固定化電極を用いた分析法 |
US5165407A (en) * | 1990-04-19 | 1992-11-24 | The University Of Kansas | Implantable glucose sensor |
GB9009409D0 (en) | 1990-04-26 | 1990-06-20 | Dow Corning | Film-forming copolymers and their use in water vapour permeable coatings |
US5331555A (en) | 1990-05-11 | 1994-07-19 | Sharp Kabushiki Kaisha | Electronic apparatus |
IT1248934B (it) | 1990-06-01 | 1995-02-11 | Fidia Spa | Membrane forate biocompatibili,processi per la loro preparazione,loro impiego come supporto per la crescita in vitro di cellule epiteliali, pelli artificiali cosi' ottenute e loro impiego nei trapianti di pelle |
US5302440A (en) | 1990-06-04 | 1994-04-12 | Elbert Davis | Polymer coated contact surface |
US5147725A (en) | 1990-07-03 | 1992-09-15 | Corvita Corporation | Method for bonding silicone rubber and polyurethane materials and articles manufactured thereby |
US5250439A (en) | 1990-07-19 | 1993-10-05 | Miles Inc. | Use of conductive sensors in diagnostic assays |
US5202261A (en) | 1990-07-19 | 1993-04-13 | Miles Inc. | Conductive sensors and their use in diagnostic assays |
JPH0820412B2 (ja) | 1990-07-20 | 1996-03-04 | 松下電器産業株式会社 | 使い捨てセンサを用いた定量分析方法、及び装置 |
US5746898A (en) | 1990-08-10 | 1998-05-05 | Siemens Aktiengesellschaft | Electrochemical-enzymatic sensor |
DK0546021T3 (da) * | 1990-08-28 | 1996-03-18 | Meadox Medicals Inc | Selvbærende vævet blodkartransplantat |
US5165406A (en) | 1990-09-13 | 1992-11-24 | Via Medical Corporation | Electrochemical sensor apparatus and method |
KR960012335B1 (ko) | 1990-09-17 | 1996-09-18 | 후지쓰 가부시끼가이샤 | 산소전극 |
US5380536A (en) * | 1990-10-15 | 1995-01-10 | The Board Of Regents, The University Of Texas System | Biocompatible microcapsules |
WO1992007464A1 (en) | 1990-10-24 | 1992-05-14 | University Of Florida | Combined plasma and gamma radiation polymerization method for modifying surfaces |
US5545223A (en) | 1990-10-31 | 1996-08-13 | Baxter International, Inc. | Ported tissue implant systems and methods of using same |
US5713888A (en) | 1990-10-31 | 1998-02-03 | Baxter International, Inc. | Tissue implant systems |
US5344454A (en) | 1991-07-24 | 1994-09-06 | Baxter International Inc. | Closed porous chambers for implanting tissue in a host |
CA2070816A1 (en) * | 1990-10-31 | 1992-05-01 | James H. Brauker | Close vascularization implant material |
US5314471A (en) | 1991-07-24 | 1994-05-24 | Baxter International Inc. | Tissue inplant systems and methods for sustaining viable high cell densities within a host |
US5135297A (en) | 1990-11-27 | 1992-08-04 | Bausch & Lomb Incorporated | Surface coating of polymer objects |
US5219965A (en) | 1990-11-27 | 1993-06-15 | Bausch & Lomb Incorporated | Surface modification of polymer objects |
US5354449A (en) | 1991-01-10 | 1994-10-11 | Band David M | pH electrode |
EP0495478B1 (de) | 1991-01-16 | 1999-04-21 | Toyo Boseki Kabushiki Kaisha | Blutverträgliches Material |
WO1992013271A1 (en) * | 1991-01-25 | 1992-08-06 | Markwell Medical Institute, Inc. | Implantable biological fluid measuring device |
US5348788A (en) | 1991-01-30 | 1994-09-20 | Interpore Orthopaedics, Inc. | Mesh sheet with microscopic projections and holes |
US5262305A (en) | 1991-03-04 | 1993-11-16 | E. Heller & Company | Interferant eliminating biosensors |
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 |
US5397848A (en) | 1991-04-25 | 1995-03-14 | Allergan, Inc. | Enhancing the hydrophilicity of silicone polymers |
US5271736A (en) * | 1991-05-13 | 1993-12-21 | Applied Medical Research | Collagen disruptive morphology for implants |
JP3118015B2 (ja) | 1991-05-17 | 2000-12-18 | アークレイ株式会社 | バイオセンサーおよびそれを用いた分離定量方法 |
FI88223C (fi) | 1991-05-22 | 1993-04-13 | Polar Electro Oy | Telemetrisk saendarenhet |
JP3084642B2 (ja) | 1991-05-30 | 2000-09-04 | 株式会社ジェルテック | 整姿用パッド並びにその製造方法 |
JP2816262B2 (ja) | 1991-07-09 | 1998-10-27 | 工業技術院長 | 炭素微小センサー電極およびその製造方法 |
US5453278A (en) * | 1991-07-24 | 1995-09-26 | Baxter International Inc. | Laminated barriers for tissue implants |
DE69210832T2 (de) | 1991-09-13 | 1996-12-19 | Rodney Arthur Stafford | Elektronisches identifizierungssystem für tieren |
US5312361A (en) | 1991-09-13 | 1994-05-17 | Zadini Filiberto P | Automatic cannulation device |
DE4130742A1 (de) * | 1991-09-16 | 1993-03-18 | Inst Diabetestechnologie Gemei | Verfahren und anordnung zur bestimmung der konzentration von inhaltsstoffen in koerperfluessigkeiten |
GB9120144D0 (en) | 1991-09-20 | 1991-11-06 | Imperial College | A dialysis electrode device |
US5222980A (en) | 1991-09-27 | 1993-06-29 | Medtronic, Inc. | Implantable heart-assist device |
US5322063A (en) * | 1991-10-04 | 1994-06-21 | Eli Lilly And Company | Hydrophilic polyurethane membranes for electrochemical glucose sensors |
US5155149A (en) | 1991-10-10 | 1992-10-13 | Boc Health Care, Inc. | Silicone polyurethane copolymers containing oxygen sensitive phosphorescent dye compounds |
US5605162A (en) | 1991-10-15 | 1997-02-25 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method for using a variable stiffness guidewire |
US5249576A (en) | 1991-10-24 | 1993-10-05 | Boc Health Care, Inc. | Universal pulse oximeter probe |
EP0539625A1 (de) | 1991-10-28 | 1993-05-05 | Dräger Medical Electronics B.V. | Elektrochemischer Sensor zur Bestimmung des Glukosegehalts von Flüssigkeiten |
US5866217A (en) | 1991-11-04 | 1999-02-02 | Possis Medical, Inc. | Silicone composite vascular graft |
US5310469A (en) | 1991-12-31 | 1994-05-10 | Abbott Laboratories | Biosensor with a membrane containing biologically active material |
US5296144A (en) | 1992-01-02 | 1994-03-22 | World Trade Corporation | Composite membrane of a hydrophilic asymmetric membrane coated with an organosiloxane block copolymer |
US5217594A (en) | 1992-01-15 | 1993-06-08 | Enzyme Technology Research Group, Inc. | Convenient determination of trace lead in whole blood and other fluids |
EP0553372B1 (de) | 1992-01-29 | 1996-11-13 | Hewlett-Packard GmbH | Verfahren und System zur Überwachung von Lebensfunktionen |
US5582497A (en) | 1992-01-29 | 1996-12-10 | Wing Labo Co., Ltd. | Automatic warehouse system |
WO1993014693A1 (en) | 1992-02-01 | 1993-08-05 | The Victoria University Of Manchester | Electrode |
NL9200207A (nl) * | 1992-02-05 | 1993-09-01 | Nedap Nv | Implanteerbare biomedische sensorinrichting, in het bijzonder voor meting van de glucoseconcentratie. |
US5284140A (en) | 1992-02-11 | 1994-02-08 | Eli Lilly And Company | Acrylic copolymer membranes for biosensors |
EP0563795B1 (de) | 1992-03-31 | 1998-07-22 | Dai Nippon Printing Co., Ltd. | Immobilisierte Enzym-Elektrode, Zusammensetzung zu ihrer Herstellung und elektrisch leitfähige Enzyme |
ATE208169T1 (de) | 1992-04-01 | 2001-11-15 | Baxter Int | Systeme zum einpflanzen von gefässbildendem gewebe |
US5324322A (en) | 1992-04-20 | 1994-06-28 | Case Western Reserve University | Thin film implantable electrode and method of manufacture |
US5589563A (en) | 1992-04-24 | 1996-12-31 | The Polymer Technology Group | Surface-modifying endgroups for biomedical polymers |
DK0637323T3 (da) | 1992-04-24 | 1999-05-25 | Polymer Technology Group Inc | Copolymerer og ikke-porøs, semipermeabel membran deraf og dens anvendelse til permeering af molekyler med et forudbestemt m |
US5227042A (en) * | 1992-05-15 | 1993-07-13 | The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy | Catalyzed enzyme electrodes |
GB9211402D0 (en) | 1992-05-29 | 1992-07-15 | Univ Manchester | Sensor devices |
US5330521A (en) | 1992-06-29 | 1994-07-19 | Cohen Donald M | Low resistance implantable electrical leads |
US5208313A (en) | 1992-07-16 | 1993-05-04 | Surface Coatings, Inc. | Waterproof breathable polyurethane membranes and porous substrates protected therewith |
JPH0634596A (ja) | 1992-07-20 | 1994-02-08 | Fujitsu Ltd | 酸素電極、バイオセンサ、及び、その製造方法 |
US5330634A (en) | 1992-08-28 | 1994-07-19 | Via Medical Corporation | Calibration solutions useful for analyses of biological fluids and methods employing same |
JP2541081B2 (ja) | 1992-08-28 | 1996-10-09 | 日本電気株式会社 | バイオセンサ及びバイオセンサの製造・使用方法 |
US5298144A (en) | 1992-09-15 | 1994-03-29 | The Yellow Springs Instrument Company, Inc. | Chemically wired fructose dehydrogenase electrodes |
DK0670751T3 (da) | 1992-10-01 | 2002-04-08 | Univ Sydney | Forbedrede sensormenbraner |
GB9221099D0 (en) | 1992-10-07 | 1992-11-18 | Ecossensors Ltd | Improvements in and relating to gas permeable membranes for amperometric gas electrodes |
US5387327A (en) * | 1992-10-19 | 1995-02-07 | Duquesne University Of The Holy Ghost | Implantable non-enzymatic electrochemical glucose sensor |
US5883115A (en) | 1992-11-09 | 1999-03-16 | Pharmetrix Division Technical Chemicals & Products, Inc. | Transdermal delivery of the eutomer of a chiral drug |
US5307263A (en) | 1992-11-17 | 1994-04-26 | Raya Systems, Inc. | Modular microprocessor-based health monitoring system |
US6256522B1 (en) | 1992-11-23 | 2001-07-03 | University Of Pittsburgh Of The Commonwealth System Of Higher Education | Sensors for continuous monitoring of biochemicals and related method |
ZA938555B (en) | 1992-11-23 | 1994-08-02 | Lilly Co Eli | Technique to improve the performance of electrochemical sensors |
US5285513A (en) | 1992-11-30 | 1994-02-08 | At&T Bell Laboratories | Optical fiber cable provided with stabilized waterblocking material |
US5448992A (en) | 1992-12-10 | 1995-09-12 | Sunshine Medical Instruments, Inc. | Method and apparatus for non-invasive phase sensitive measurement of blood glucose concentration |
US5299571A (en) | 1993-01-22 | 1994-04-05 | Eli Lilly And Company | Apparatus and method for implantation of sensors |
JPH06229973A (ja) | 1993-01-29 | 1994-08-19 | Kyoto Daiichi Kagaku:Kk | 電流検出型乾式イオン選択性電極 |
US5389430A (en) | 1993-02-05 | 1995-02-14 | Th. Goldschmidt Ag | Textiles coated with waterproof, moisture vapor permeable polymers |
US5411866A (en) | 1993-03-30 | 1995-05-02 | National Research Council Of Canada | Method and system for determining bioactive substances |
WO1994022367A1 (en) * | 1993-03-30 | 1994-10-13 | Pfizer Inc. | Radiotelemetry impedance plethysmography device |
US5387329A (en) | 1993-04-09 | 1995-02-07 | Ciba Corning Diagnostics Corp. | Extended use planar sensors |
ATE223493T1 (de) | 1993-04-21 | 2002-09-15 | Pasteur Institut | Biokompatibles implantat zur in vivo expression und sekretion von therapeutischer verbindung |
US5425717A (en) | 1993-05-07 | 1995-06-20 | The Kendall Company | Epidural catheter system utilizing splittable needle |
US5336102A (en) | 1993-06-07 | 1994-08-09 | Ford Motor Company | Connector interface seal |
US5352351A (en) | 1993-06-08 | 1994-10-04 | Boehringer Mannheim Corporation | Biosensing meter with fail/safe procedures to prevent erroneous indications |
US5417395A (en) * | 1993-06-30 | 1995-05-23 | Medex, Inc. | Modular interconnecting component support plate |
US5706833A (en) | 1993-07-13 | 1998-01-13 | Daicel Chemical Industries, Ltd. | Tobacco filters and method of producing the same |
DE4427363A1 (de) | 1993-08-03 | 1995-03-09 | A & D Co Ltd | Chemischer Einmalsensor |
US5508030A (en) | 1993-08-05 | 1996-04-16 | Bierman; Howard R. | Creating new capillary blood pools for practicing bidirectional medicine |
DE4329898A1 (de) | 1993-09-04 | 1995-04-06 | Marcus Dr Besson | Kabelloses medizinisches Diagnose- und Überwachungsgerät |
JP3102613B2 (ja) | 1993-09-16 | 2000-10-23 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ |
FR2710413B1 (fr) | 1993-09-21 | 1995-11-03 | Asulab Sa | Dispositif de mesure pour capteurs amovibles. |
JPH08503715A (ja) * | 1993-09-24 | 1996-04-23 | バクスター、インターナショナル、インコーポレイテッド | 埋め込み装置の血管化を促進するための方法 |
US5582184A (en) | 1993-10-13 | 1996-12-10 | Integ Incorporated | Interstitial fluid collection and constituent measurement |
US5545220A (en) | 1993-11-04 | 1996-08-13 | Lipomatrix Incorporated | Implantable prosthesis with open cell textured surface and method for forming same |
KR970010981B1 (ko) | 1993-11-04 | 1997-07-05 | 엘지전자 주식회사 | 알콜농도 측정용 바이오센서 및 바이오센서 제조방법과 바이오센서를 이용한 음주 측정기 |
US5791344A (en) | 1993-11-19 | 1998-08-11 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Patient monitoring system |
US5497772A (en) * | 1993-11-19 | 1996-03-12 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Glucose monitoring system |
US5508509A (en) | 1993-11-30 | 1996-04-16 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Sensing elements and methods for uniformly making individual sensing elements |
US5421923A (en) | 1993-12-03 | 1995-06-06 | Baxter International, Inc. | Ultrasonic welding horn with sonics dampening insert |
US5443080A (en) * | 1993-12-22 | 1995-08-22 | Americate Transtech, Inc. | Integrated system for biological fluid constituent analysis |
US5437824A (en) | 1993-12-23 | 1995-08-01 | Moghan Medical Corp. | Method of forming a molded silicone foam implant having open-celled interstices |
US5549675A (en) | 1994-01-11 | 1996-08-27 | Baxter International, Inc. | Method for implanting tissue in a host |
DE4401400A1 (de) * | 1994-01-19 | 1995-07-20 | Ernst Prof Dr Pfeiffer | Verfahren und Anordnung zur kontinuierlichen Überwachung der Konzentration eines Metaboliten |
US5390671A (en) | 1994-03-15 | 1995-02-21 | Minimed Inc. | Transcutaneous sensor insertion set |
US5391250A (en) | 1994-03-15 | 1995-02-21 | Minimed Inc. | Method of fabricating thin film sensors |
US5505713A (en) | 1994-04-01 | 1996-04-09 | Minimed Inc. | Indwelling catheter with stable enzyme coating |
AUPM506894A0 (en) | 1994-04-14 | 1994-05-05 | Memtec Limited | Novel electrochemical cells |
US5569186A (en) | 1994-04-25 | 1996-10-29 | Minimed Inc. | Closed loop infusion pump system with removable glucose sensor |
US5466356A (en) | 1994-04-29 | 1995-11-14 | Mine Safety Appliances Company | Potentiostat circuit for electrochemical cells |
US5584876A (en) | 1994-04-29 | 1996-12-17 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Cell excluding sheath for vascular grafts |
DE4415896A1 (de) | 1994-05-05 | 1995-11-09 | Boehringer Mannheim Gmbh | Analysesystem zur Überwachung der Konzentration eines Analyten im Blut eines Patienten |
US5484404A (en) | 1994-05-06 | 1996-01-16 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Replaceable catheter system for physiological sensors, tissue stimulating electrodes and/or implantable fluid delivery systems |
US5482473A (en) | 1994-05-09 | 1996-01-09 | Minimed Inc. | Flex circuit connector |
DE59509994D1 (de) | 1994-06-03 | 2002-02-21 | Metrohm Ag Herisau | Vorrichtung für die Voltammetrie, Indikatorelektroden-Anordnung für eine solche Vorrichtung, insbesondere als Teil einer Bandkassette, und Reihenanalyse-Verfahren für die Voltammetrie |
US5766839A (en) | 1994-06-17 | 1998-06-16 | Ysi Incorporated | Processes for preparing barrier layer films for use in enzyme electrodes and films made thereby |
DE4422068A1 (de) * | 1994-06-23 | 1996-01-04 | Siemens Ag | Elektrokatalytischer Glucosesensor |
US5771890A (en) | 1994-06-24 | 1998-06-30 | Cygnus, Inc. | Device and method for sampling of substances using alternating polarity |
US5474552A (en) | 1994-06-27 | 1995-12-12 | Cb-Carmel Biotechnology Ltd. | Implantable drug delivery pump |
US5429735A (en) | 1994-06-27 | 1995-07-04 | Miles Inc. | Method of making and amperometric electrodes |
US5494562A (en) | 1994-06-27 | 1996-02-27 | Ciba Corning Diagnostics Corp. | Electrochemical sensors |
US5529066A (en) | 1994-06-27 | 1996-06-25 | Cb-Carmel Biotechnology Ltd. | Implantable capsule for enhancing cell electric signals |
WO1996001611A1 (en) * | 1994-07-08 | 1996-01-25 | Baxter International Inc. | Implanted device containing tumor cells for the treatment of cancer |
US5480711A (en) | 1994-07-12 | 1996-01-02 | Ruefer; Bruce G. | Nano-porous PTFE biomaterial |
US6007845A (en) | 1994-07-22 | 1999-12-28 | Massachusetts Institute Of Technology | Nanoparticles and microparticles of non-linear hydrophilic-hydrophobic multiblock copolymers |
US5513636A (en) | 1994-08-12 | 1996-05-07 | Cb-Carmel Biotechnology Ltd. | Implantable sensor chip |
US5462051A (en) | 1994-08-31 | 1995-10-31 | Colin Corporation | Medical communication system |
AT402452B (de) | 1994-09-14 | 1997-05-26 | Avl Verbrennungskraft Messtech | Planarer sensor zum erfassen eines chemischen parameters einer probe |
US5624537A (en) | 1994-09-20 | 1997-04-29 | The University Of British Columbia - University-Industry Liaison Office | Biosensor and interface membrane |
US5486776A (en) | 1994-09-29 | 1996-01-23 | Xilinx, Inc. | Antifuse-based programmable logic circuit |
US5807406A (en) | 1994-10-07 | 1998-09-15 | Baxter International Inc. | Porous microfabricated polymer membrane structures |
US5552112A (en) | 1995-01-26 | 1996-09-03 | Quiclave, Llc | Method and system for sterilizing medical instruments |
CA2159052C (en) | 1994-10-28 | 2007-03-06 | Rainer Alex | Injection device |
IE72524B1 (en) | 1994-11-04 | 1997-04-23 | Elan Med Tech | Analyte-controlled liquid delivery device and analyte monitor |
EP0792454B1 (de) | 1994-11-14 | 2002-04-10 | Bayer Corporation | Zufallsverteilt segmentierte thermoplastische polyurethane als matrix zur elektrochemischen analyse von zweiwertigen kalziumionen |
US5670097A (en) | 1994-12-08 | 1997-09-23 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Method of making blood gas sensors overcoats using permeable polymeric compositions |
US5700559A (en) | 1994-12-16 | 1997-12-23 | Advanced Surface Technology | Durable hydrophilic surface coatings |
JP2807650B2 (ja) | 1994-12-24 | 1998-10-08 | ベーリンガー・マンハイム・ゲゼルシャフト・ミット・ベシュレンクテル・ハフツング | 組織の特性決定のための装置 |
US5590651A (en) | 1995-01-17 | 1997-01-07 | Temple University - Of The Commonwealth System Of Higher Education | Breathable liquid elimination analysis |
US5837728A (en) | 1995-01-27 | 1998-11-17 | Molecular Design International | 9-cis retinoic acid esters and amides and uses thereof |
US5697366A (en) | 1995-01-27 | 1997-12-16 | Optical Sensors Incorporated | In situ calibration system for sensors located in a physiologic line |
US5676820A (en) | 1995-02-03 | 1997-10-14 | New Mexico State University Technology Transfer Corp. | Remote electrochemical sensor |
US5568806A (en) | 1995-02-16 | 1996-10-29 | Minimed Inc. | Transcutaneous sensor insertion set |
US5586553A (en) | 1995-02-16 | 1996-12-24 | Minimed Inc. | Transcutaneous sensor insertion set |
CN1661115A (zh) | 1995-03-10 | 2005-08-31 | 梅索磅秤技术有限公司 | 多阵列、多特异性的电化学发光检验 |
US5582697A (en) | 1995-03-17 | 1996-12-10 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor, and a method and a device for quantifying a substrate in a sample liquid using the same |
US5882494A (en) | 1995-03-27 | 1999-03-16 | Minimed, Inc. | Polyurethane/polyurea compositions containing silicone for biosensor membranes |
US5571401A (en) | 1995-03-27 | 1996-11-05 | California Institute Of Technology | Sensor arrays for detecting analytes in fluids |
US5786439A (en) | 1996-10-24 | 1998-07-28 | Minimed Inc. | Hydrophilic, swellable coatings for biosensors |
US5607565A (en) | 1995-03-27 | 1997-03-04 | Coulter Corporation | Apparatus for measuring analytes in a fluid sample |
SI0819258T1 (en) | 1995-04-04 | 2002-04-30 | Novartis Ag | Extended wear ophthalmic lens |
TW393498B (en) | 1995-04-04 | 2000-06-11 | Novartis Ag | The preparation and use of Polysiloxane-comprising perfluoroalkyl ethers |
WO1996032076A1 (en) * | 1995-04-11 | 1996-10-17 | Baxter Internatonal Inc. | Tissue implant systems |
FR2733104B1 (fr) | 1995-04-12 | 1997-06-06 | Droz Francois | Repondeur de petites dimensions et procede de fabrication de tels repondeurs |
US5620579A (en) | 1995-05-05 | 1997-04-15 | Bayer Corporation | Apparatus for reduction of bias in amperometric sensors |
US6060640A (en) * | 1995-05-19 | 2000-05-09 | Baxter International Inc. | Multiple-layer, formed-in-place immunoisolation membrane structures for implantation of cells in host tissue |
US5626561A (en) | 1995-06-07 | 1997-05-06 | Gore Hybrid Technologies, Inc. | Implantable containment apparatus for a therapeutical device and method for loading and reloading the device therein |
AU6251196A (en) | 1995-06-07 | 1996-12-30 | Gore Hybrid Technologies, Inc. | An implantable containment apparatus for a therapeutical dev ice and method for loading and reloading the device therein |
US5743262A (en) | 1995-06-07 | 1998-04-28 | Masimo Corporation | Blood glucose monitoring system |
US5584813A (en) | 1995-06-07 | 1996-12-17 | Minimed Inc. | Subcutaneous injection set |
US5656707A (en) | 1995-06-16 | 1997-08-12 | Regents Of The University Of Minnesota | Highly cross-linked polymeric supports |
US5840148A (en) | 1995-06-30 | 1998-11-24 | Bio Medic Data Systems, Inc. | Method of assembly of implantable transponder |
US5995860A (en) | 1995-07-06 | 1999-11-30 | Thomas Jefferson University | Implantable sensor and system for measurement and control of blood constituent levels |
US5611900A (en) | 1995-07-20 | 1997-03-18 | Michigan State University | Microbiosensor used in-situ |
US5700902A (en) | 1995-07-27 | 1997-12-23 | Circe Biomedical, Inc. | Block copolymers |
US6001471A (en) | 1995-08-11 | 1999-12-14 | 3M Innovative Properties Company | Removable adhesive tape with controlled sequential release |
US5989409A (en) | 1995-09-11 | 1999-11-23 | Cygnus, Inc. | Method for glucose sensing |
US5735273A (en) | 1995-09-12 | 1998-04-07 | Cygnus, Inc. | Chemical signal-impermeable mask |
AU6988896A (en) | 1995-09-21 | 1997-04-09 | Novartis Ag | Polymer-bound fluorophores as optical ion sensors |
EP0852594A1 (de) | 1995-09-26 | 1998-07-15 | Ameron International Corporation | Zusammensetzungen auf basis von polyurethanen und polysiloxanen |
US5628890A (en) | 1995-09-27 | 1997-05-13 | Medisense, Inc. | Electrochemical sensor |
US6689265B2 (en) | 1995-10-11 | 2004-02-10 | Therasense, Inc. | Electrochemical analyte sensors using thermostable soybean peroxidase |
US5665222A (en) | 1995-10-11 | 1997-09-09 | E. Heller & Company | Soybean peroxidase electrochemical sensor |
US5972199A (en) | 1995-10-11 | 1999-10-26 | E. Heller & Company | Electrochemical analyte sensors using thermostable peroxidase |
US5855613A (en) | 1995-10-13 | 1999-01-05 | Islet Sheet Medical, Inc. | Retrievable bioartificial implants having dimensions allowing rapid diffusion of oxygen and rapid biological response to physiological change |
JPH11513688A (ja) | 1995-10-16 | 1999-11-24 | ザ、プロクター、エンド、ギャンブル、カンパニー | 改良された安定性を有するコンディショニングシャンプー組成物 |
CN1086939C (zh) | 1995-10-16 | 2002-07-03 | 普罗克特和甘保尔公司 | 含有聚亚烷基二醇的调理香波 |
US6002954A (en) | 1995-11-22 | 1999-12-14 | The Regents Of The University Of California | Detection of biological molecules using boronate-based chemical amplification and optical sensors |
AU1058297A (en) | 1995-11-22 | 1997-06-11 | Minimed, Inc. | Detection of biological molecules using chemical amplification and optical sensors |
US5711861A (en) * | 1995-11-22 | 1998-01-27 | Ward; W. Kenneth | Device for monitoring changes in analyte concentration |
US6063637A (en) | 1995-12-13 | 2000-05-16 | California Institute Of Technology | Sensors for sugars and other metal binding analytes |
EP0868457B1 (de) | 1995-12-22 | 2002-09-11 | Novartis AG | Polyurethane aus polysiloxan-polyol-makromeren |
JP3316820B2 (ja) | 1995-12-28 | 2002-08-19 | シィグナス インコーポレィティド | 被験者の生理的分析物の継続モニタリング装置及び方法 |
US5795453A (en) | 1996-01-23 | 1998-08-18 | Gilmartin; Markas A. T. | Electrodes and metallo isoindole ringed compounds |
US5833603A (en) | 1996-03-13 | 1998-11-10 | Lipomatrix, Inc. | Implantable biosensing transponder |
US5932299A (en) | 1996-04-23 | 1999-08-03 | Katoot; Mohammad W. | Method for modifying the surface of an object |
US6407195B2 (en) | 1996-04-25 | 2002-06-18 | 3M Innovative Properties Company | Tackified polydiorganosiloxane oligourea segmented copolymers and a process for making same |
US6022463A (en) | 1996-05-16 | 2000-02-08 | Sendx Medical, Inc. | Sensors with subminiature through holes |
US5776324A (en) | 1996-05-17 | 1998-07-07 | Encelle, Inc. | Electrochemical biosensors |
US5964261A (en) | 1996-05-29 | 1999-10-12 | Baxter International Inc. | Implantation assembly |
US5914182A (en) | 1996-06-03 | 1999-06-22 | Gore Hybrid Technologies, Inc. | Materials and methods for the immobilization of bioactive species onto polymeric substrates |
JP2000515778A (ja) | 1996-07-08 | 2000-11-28 | アニマス コーポレーシヨン | 体液成分レベルの生体内測定および制御のための埋込可能センサーおよびシステム |
JP2943700B2 (ja) | 1996-07-10 | 1999-08-30 | 日本電気株式会社 | バイオセンサ |
US5707502A (en) | 1996-07-12 | 1998-01-13 | Chiron Diagnostics Corporation | Sensors for measuring analyte concentrations and methods of making same |
US6325978B1 (en) | 1998-08-04 | 2001-12-04 | Ntc Technology Inc. | Oxygen monitoring and apparatus |
EP0958778B1 (de) | 1996-07-16 | 2002-09-04 | Kyoto Daiichi Kagaku Co., Ltd. | Verteilte überwachungs-/mess-anordnung zur gesundheitsversorgung |
US5703359A (en) | 1996-07-29 | 1997-12-30 | Leybold Inficon, Inc. | Composite membrane and support assembly |
US6054142A (en) | 1996-08-01 | 2000-04-25 | Cyto Therapeutics, Inc. | Biocompatible devices with foam scaffolds |
US5804048A (en) | 1996-08-15 | 1998-09-08 | Via Medical Corporation | Electrode assembly for assaying glucose |
US6018013A (en) | 1996-09-03 | 2000-01-25 | Nkk Corporation | Coating composition and method for producing precoated steel sheets |
US5885566A (en) | 1996-09-25 | 1999-03-23 | University Of Florida | Surface modified surgical instruments, medical devices, implants, contact lenses and the like |
US5963132A (en) | 1996-10-11 | 1999-10-05 | Avid Indentification Systems, Inc. | Encapsulated implantable transponder |
DE19642453C2 (de) | 1996-10-15 | 1998-07-23 | Bosch Gmbh Robert | Anordnung für Gassensorelektroden |
US6001068A (en) | 1996-10-22 | 1999-12-14 | Terumo Kabushiki Kaisha | Guide wire having tubular connector with helical slits |
CA2271846A1 (en) | 1996-11-12 | 1998-05-22 | Dean T. Tsou | Hydrophilic polymeric phase inversion membrane |
EP0944731B1 (de) | 1996-11-14 | 2006-01-18 | Radiometer Medical ApS | Enzymsensor |
WO1998024358A2 (en) | 1996-12-04 | 1998-06-11 | Enact Health Management Systems | System for downloading and reporting medical information |
US5811487A (en) | 1996-12-16 | 1998-09-22 | Dow Corning Corporation | Thickening silicones with elastomeric silicone polyethers |
US5964993A (en) * | 1996-12-19 | 1999-10-12 | Implanted Biosystems Inc. | Glucose sensor |
DE19653436C1 (de) | 1996-12-20 | 1998-08-13 | Inst Chemo Biosensorik | Elektrochemischer Sensor |
US5914026A (en) * | 1997-01-06 | 1999-06-22 | Implanted Biosystems Inc. | Implantable sensor employing an auxiliary electrode |
US6093172A (en) | 1997-02-05 | 2000-07-25 | Minimed Inc. | Injector for a subcutaneous insertion set |
US6607509B2 (en) | 1997-12-31 | 2003-08-19 | Medtronic Minimed, Inc. | Insertion device for an insertion set and method of using the same |
US5851197A (en) | 1997-02-05 | 1998-12-22 | Minimed Inc. | Injector for a subcutaneous infusion set |
US6891317B2 (en) | 2001-05-22 | 2005-05-10 | Sri International | Rolled electroactive polymers |
US5977241A (en) | 1997-02-26 | 1999-11-02 | Integument Technologies, Inc. | Polymer and inorganic-organic hybrid composites and methods for making same |
US6208894B1 (en) | 1997-02-26 | 2001-03-27 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research And Advanced Bionics | System of implantable devices for monitoring and/or affecting body parameters |
US7657297B2 (en) | 2004-05-03 | 2010-02-02 | Dexcom, Inc. | Implantable analyte sensor |
US6741877B1 (en) | 1997-03-04 | 2004-05-25 | Dexcom, Inc. | Device and method for determining analyte levels |
US20050033132A1 (en) | 1997-03-04 | 2005-02-10 | Shults Mark C. | Analyte measuring device |
US7899511B2 (en) | 2004-07-13 | 2011-03-01 | Dexcom, Inc. | Low oxygen in vivo analyte sensor |
US6001067A (en) | 1997-03-04 | 1999-12-14 | Shults; Mark C. | Device and method for determining analyte levels |
US6558321B1 (en) | 1997-03-04 | 2003-05-06 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for remote monitoring and modulation of medical devices |
US7885697B2 (en) | 2004-07-13 | 2011-02-08 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US7192450B2 (en) | 2003-05-21 | 2007-03-20 | Dexcom, Inc. | Porous membranes for use with implantable devices |
US9155496B2 (en) | 1997-03-04 | 2015-10-13 | Dexcom, Inc. | Low oxygen in vivo analyte sensor |
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 |
FR2760962B1 (fr) | 1997-03-20 | 1999-05-14 | Sillonville Francis Klefstad | Systeme d'assistance et de surveillance medicale a distance |
US6270455B1 (en) | 1997-03-28 | 2001-08-07 | Health Hero Network, Inc. | Networked system for interactive communications and remote monitoring of drug delivery |
US5961451A (en) | 1997-04-07 | 1999-10-05 | Motorola, Inc. | Noninvasive apparatus having a retaining member to retain a removable biosensor |
US6059946A (en) | 1997-04-14 | 2000-05-09 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
US5944661A (en) | 1997-04-16 | 1999-08-31 | Giner, Inc. | Potential and diffusion controlled solid electrolyte sensor for continuous measurement of very low levels of transdermal alcohol |
AT404992B (de) | 1997-04-17 | 1999-04-26 | Avl List Gmbh | Sensor zur bestimmung eines enzymsubstrates |
US6115634A (en) | 1997-04-30 | 2000-09-05 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device and method of manufacture |
US5779665A (en) | 1997-05-08 | 1998-07-14 | Minimed Inc. | Transdermal introducer assembly |
US6018033A (en) | 1997-05-13 | 2000-01-25 | Purdue Research Foundation | Hydrophilic, hydrophobic, and thermoreversible saccharide gels and forms, and methods for producing same |
US5954643A (en) | 1997-06-09 | 1999-09-21 | Minimid Inc. | Insertion set for a transcutaneous sensor |
US7267665B2 (en) | 1999-06-03 | 2007-09-11 | Medtronic Minimed, Inc. | Closed loop system for controlling insulin infusion |
US6558351B1 (en) | 1999-06-03 | 2003-05-06 | Medtronic Minimed, Inc. | Closed loop system for controlling insulin infusion |
US6093167A (en) | 1997-06-16 | 2000-07-25 | Medtronic, Inc. | System for pancreatic stimulation and glucose measurement |
JP2002505008A (ja) | 1997-06-16 | 2002-02-12 | エラン コーポレーション ピーエルシー | 分析物のin vivo測定のためのセンサーをキャリブレートし、試験する方法と、このような方法に用いるためのデバイス |
US6013711A (en) | 1997-06-18 | 2000-01-11 | Ck Witco Corporation | Hydrophilic polysiloxane compositions |
US6309526B1 (en) | 1997-07-10 | 2001-10-30 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
US5861019A (en) | 1997-07-25 | 1999-01-19 | Medtronic Inc. | Implantable medical device microstrip telemetry antenna |
US5871514A (en) | 1997-08-01 | 1999-02-16 | Medtronic, Inc. | Attachment apparatus for an implantable medical device employing ultrasonic energy |
GB9717906D0 (en) | 1997-08-23 | 1997-10-29 | Univ Manchester | Sensor Devices And Analytical Methods |
US6731976B2 (en) | 1997-09-03 | 2004-05-04 | Medtronic, Inc. | Device and method to measure and communicate body parameters |
US5999848A (en) | 1997-09-12 | 1999-12-07 | Alfred E. Mann Foundation | Daisy chainable sensors and stimulators for implantation in living tissue |
US6259937B1 (en) | 1997-09-12 | 2001-07-10 | Alfred E. Mann Foundation | Implantable substrate sensor |
US5917346A (en) | 1997-09-12 | 1999-06-29 | Alfred E. Mann Foundation | Low power current to frequency converter circuit for use in implantable sensors |
US6117290A (en) | 1997-09-26 | 2000-09-12 | Pepex Biomedical, Llc | System and method for measuring a bioanalyte such as lactate |
EP1029229A1 (de) | 1997-09-30 | 2000-08-23 | M- Biotech, Inc. | Biosensor zur messung der konzentration eines organischen moleküls |
US7115884B1 (en) | 1997-10-06 | 2006-10-03 | Trustees Of Tufts College | Self-encoding fiber optic sensor |
US5967986A (en) | 1997-11-25 | 1999-10-19 | Vascusense, Inc. | Endoluminal implant with fluid flow sensing capability |
US6585763B1 (en) | 1997-10-14 | 2003-07-01 | Vascusense, Inc. | Implantable therapeutic device and method |
US6409674B1 (en) | 1998-09-24 | 2002-06-25 | Data Sciences International, Inc. | Implantable sensor with wireless communication |
US6296615B1 (en) | 1999-03-05 | 2001-10-02 | Data Sciences International, Inc. | Catheter with physiological sensor |
US6088608A (en) | 1997-10-20 | 2000-07-11 | Alfred E. Mann Foundation | Electrochemical sensor and integrity tests therefor |
US6119028A (en) | 1997-10-20 | 2000-09-12 | Alfred E. Mann Foundation | Implantable enzyme-based monitoring systems having improved longevity due to improved exterior surfaces |
US6081736A (en) | 1997-10-20 | 2000-06-27 | Alfred E. Mann Foundation | Implantable enzyme-based monitoring systems adapted for long term use |
US6104280A (en) | 1997-10-20 | 2000-08-15 | Micron Technology, Inc. | Method of manufacturing and testing an electronic device, and an electronic device |
US6579690B1 (en) | 1997-12-05 | 2003-06-17 | Therasense, Inc. | Blood analyte monitoring through subcutaneous measurement |
US6893552B1 (en) | 1997-12-29 | 2005-05-17 | Arrowhead Center, Inc. | Microsensors for glucose and insulin monitoring |
CA2484271C (en) | 1997-12-31 | 2007-04-24 | Medtronic Minimed, Inc. | Insertion device for an insertion set and method of using the same |
US6030827A (en) | 1998-01-23 | 2000-02-29 | I-Stat Corporation | Microfabricated aperture-based sensor |
US7004924B1 (en) | 1998-02-11 | 2006-02-28 | Nxstage Medical, Inc. | Methods, systems, and kits for the extracorporeal processing of blood |
US7052131B2 (en) | 2001-09-10 | 2006-05-30 | J&J Vision Care, Inc. | Biomedical devices containing internal wetting agents |
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 |
US6013113A (en) | 1998-03-06 | 2000-01-11 | Wilson Greatbatch Ltd. | Slotted insulator for unsealed electrode edges in electrochemical cells |
CA2265119C (en) | 1998-03-13 | 2002-12-03 | Cygnus, Inc. | Biosensor, iontophoretic sampling system, and methods of use thereof |
US5904708A (en) | 1998-03-19 | 1999-05-18 | Medtronic, Inc. | System and method for deriving relative physiologic signals |
GB9805896D0 (en) | 1998-03-20 | 1998-05-13 | Eglise David | Remote analysis system |
JP3104672B2 (ja) | 1998-03-31 | 2000-10-30 | 日本電気株式会社 | 電流検出型センサ素子およびその製造方法 |
US6091975A (en) | 1998-04-01 | 2000-07-18 | Alza Corporation | Minimally invasive detecting device |
CN1122178C (zh) | 1998-04-02 | 2003-09-24 | 松下电器产业株式会社 | 基质的定量方法 |
US6074775A (en) | 1998-04-02 | 2000-06-13 | The Procter & Gamble Company | Battery having a built-in controller |
US6537318B1 (en) | 1998-04-06 | 2003-03-25 | Konjac Technologies, Llc | Use of glucomannan hydrocolloid as filler material in prostheses |
US6534711B1 (en) | 1998-04-14 | 2003-03-18 | The Goodyear Tire & Rubber Company | Encapsulation package and method of packaging an electronic circuit module |
US6241863B1 (en) | 1998-04-27 | 2001-06-05 | Harold G. Monbouquette | Amperometric biosensors based on redox enzymes |
US6223080B1 (en) | 1998-04-29 | 2001-04-24 | Medtronic, Inc. | Power consumption reduction in medical devices employing multiple digital signal processors and different supply voltages |
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 |
US6175752B1 (en) | 1998-04-30 | 2001-01-16 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
CA2332112C (en) | 1998-05-13 | 2004-02-10 | Cygnus, Inc. | Monitoring of physiological analytes |
PT1077636E (pt) | 1998-05-13 | 2004-06-30 | Cygnus Therapeutic Systems | Processamento de sinal para medicao de analitos fisiologicos |
WO1999058973A1 (en) | 1998-05-13 | 1999-11-18 | Cygnus, Inc. | Method and device for predicting physiological values |
US5969076A (en) | 1998-05-15 | 1999-10-19 | Bausch & Lomb Incorporated | Thermoplastic silicone-containing hydrogels |
US6129757A (en) | 1998-05-18 | 2000-10-10 | Scimed Life Systems | Implantable members for receiving therapeutically useful compositions |
US7540875B2 (en) | 1998-06-01 | 2009-06-02 | Avatar Design & Development, Inc. | Surgical cutting tool with automatically retractable blade assembly |
US6702972B1 (en) | 1998-06-09 | 2004-03-09 | Diametrics Medical Limited | Method of making a kink-resistant catheter |
US7344499B1 (en) | 1998-06-10 | 2008-03-18 | Georgia Tech Research Corporation | Microneedle device for extraction and sensing of bodily fluids |
JP3293556B2 (ja) | 1998-06-12 | 2002-06-17 | 住友電装株式会社 | プロテクタ |
US6187062B1 (en) | 1998-06-16 | 2001-02-13 | Alcatel | Current collection through thermally sprayed tabs at the ends of a spirally wound electrochemical cell |
US6294281B1 (en) | 1998-06-17 | 2001-09-25 | Therasense, Inc. | Biological fuel cell and method |
US6290839B1 (en) | 1998-06-23 | 2001-09-18 | Clinical Micro Sensors, Inc. | Systems for electrophoretic transport and detection of analytes |
EP0967788A2 (de) | 1998-06-26 | 1999-12-29 | Hewlett-Packard Company | Dynamische Erzeugung von mehrfachen Auflösungen und Ziegel-basierten Bildern von flach komprimierten Bildern |
US6495023B1 (en) | 1998-07-09 | 2002-12-17 | Michigan State University | Electrochemical methods for generation of a biological proton motive force and pyridine nucleotide cofactor regeneration |
US6272382B1 (en) | 1998-07-31 | 2001-08-07 | Advanced Bionics Corporation | Fully implantable cochlear implant system |
US6248067B1 (en) | 1999-02-05 | 2001-06-19 | Minimed Inc. | Analyte sensor and holter-type monitor system and method of using the same |
US6558320B1 (en) | 2000-01-20 | 2003-05-06 | Medtronic Minimed, Inc. | Handheld personal data assistant (PDA) with a medical device and method of using the same |
US6330464B1 (en) | 1998-08-26 | 2001-12-11 | Sensors For Medicine & Science | Optical-based sensing devices |
US6039913A (en) | 1998-08-27 | 2000-03-21 | Novartis Ag | Process for the manufacture of an ophthalmic molding |
US6254586B1 (en) | 1998-09-25 | 2001-07-03 | Minimed Inc. | Method and kit for supplying a fluid to a subcutaneous placement site |
EP1102559B1 (de) | 1998-09-30 | 2003-06-04 | Cygnus, Inc. | Verfahren und vorrichtung zum vorhersagen von physiologischen messwerten |
US6180416B1 (en) | 1998-09-30 | 2001-01-30 | Cygnus, Inc. | Method and device for predicting physiological values |
US6201980B1 (en) | 1998-10-05 | 2001-03-13 | The Regents Of The University Of California | Implantable medical sensor system |
US6591125B1 (en) | 2000-06-27 | 2003-07-08 | Therasense, Inc. | Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator |
CA2666429A1 (en) | 1998-10-08 | 2000-04-13 | Medtronic Minimed, Inc. | Telemetered characteristic monitor system |
US6338790B1 (en) | 1998-10-08 | 2002-01-15 | Therasense, Inc. | Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator |
US6016448A (en) | 1998-10-27 | 2000-01-18 | Medtronic, Inc. | Multilevel ERI for implantable medical devices |
US6156013A (en) | 1998-11-04 | 2000-12-05 | Mahurkar; Sakharam D. | Safety syringe |
US6329488B1 (en) | 1998-11-10 | 2001-12-11 | C. R. Bard, Inc. | Silane copolymer coatings |
US6645181B1 (en) | 1998-11-13 | 2003-11-11 | Elan Pharma International Limited | Drug delivery systems and methods |
DE69924749T2 (de) | 1998-11-20 | 2006-04-27 | The University Of Connecticut, Farmington | Generisch integrierte implantierbare Potentiostatfernmeßanordnung für elektrochemische Fühler |
US6615061B1 (en) | 1998-11-23 | 2003-09-02 | Abbott Laboratories | Optical sensor having a selectable sampling distance for determination of analytes |
US6066083A (en) | 1998-11-27 | 2000-05-23 | Syntheon Llc | Implantable brachytherapy device having at least partial deactivation capability |
JP2002531194A (ja) | 1998-12-02 | 2002-09-24 | ユーティー−バトル,エルエルシー | インビボバイオセンサ装置および使用方法 |
US6447448B1 (en) | 1998-12-31 | 2002-09-10 | Ball Semiconductor, Inc. | Miniature implanted orthopedic sensors |
US6309384B1 (en) | 1999-02-01 | 2001-10-30 | Adiana, Inc. | Method and apparatus for tubal occlusion |
US6360888B1 (en) | 1999-02-25 | 2002-03-26 | Minimed Inc. | Glucose sensor package system |
US6424847B1 (en) | 1999-02-25 | 2002-07-23 | Medtronic Minimed, Inc. | Glucose monitor calibration methods |
US6230059B1 (en) | 1999-03-17 | 2001-05-08 | Medtronic, Inc. | Implantable monitor |
KR100342165B1 (ko) | 1999-03-25 | 2002-06-27 | 배병우 | 자기 진단기능을 갖는 소형 고체상 기준전극 |
US6285897B1 (en) | 1999-04-07 | 2001-09-04 | Endonetics, Inc. | Remote physiological monitoring system |
AU4216900A (en) | 1999-04-07 | 2000-10-23 | Spectrx, Inc. | Assay device for measuring characteristics of a fluid on a continual basis |
AU4335700A (en) | 1999-04-07 | 2000-10-23 | Endonetics, Inc. | Implantable monitoring probe |
US6336900B1 (en) | 1999-04-12 | 2002-01-08 | Agilent Technologies, Inc. | Home hub for reporting patient health parameters |
US6189536B1 (en) | 1999-04-15 | 2001-02-20 | Medtronic Inc. | Method for protecting implantable devices |
US6223083B1 (en) | 1999-04-16 | 2001-04-24 | Medtronic, Inc. | Receiver employing digital filtering for use with an implantable medical device |
US6368658B1 (en) | 1999-04-19 | 2002-04-09 | Scimed Life Systems, Inc. | Coating medical devices using air suspension |
EP1064046A1 (de) | 1999-04-22 | 2001-01-03 | Cygnus, Inc. | Verfahren und vorrichtung zum trennen von interferenden spezies |
US6190326B1 (en) | 1999-04-23 | 2001-02-20 | Medtrac Technologies, Inc. | Method and apparatus for obtaining patient respiratory data |
US6475750B1 (en) | 1999-05-11 | 2002-11-05 | M-Biotech, Inc. | Glucose biosensor |
US6300002B1 (en) | 1999-05-13 | 2001-10-09 | Moltech Power Systems, Inc. | Notched electrode and method of making same |
US6546268B1 (en) | 1999-06-02 | 2003-04-08 | Ball Semiconductor, Inc. | Glucose sensor |
US6972080B1 (en) | 1999-06-10 | 2005-12-06 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Electrochemical device for moving particles covered with protein |
US6654625B1 (en) | 1999-06-18 | 2003-11-25 | Therasense, Inc. | Mass transport limited in vivo analyte sensor |
US6991643B2 (en) | 2000-12-20 | 2006-01-31 | Usgi Medical Inc. | Multi-barbed device for retaining tissue in apposition and methods of use |
DE19929328A1 (de) | 1999-06-26 | 2001-01-04 | Daimlerchrysler Aerospace Ag | Vorrichtung zur medizinischen Langzeitüberwachung von Personen |
US6368274B1 (en) | 1999-07-01 | 2002-04-09 | Medtronic Minimed, Inc. | Reusable analyte sensor site and method of using the same |
US7247138B2 (en) | 1999-07-01 | 2007-07-24 | Medtronic Minimed, Inc. | Reusable analyte sensor site and method of using the same |
US6413393B1 (en) | 1999-07-07 | 2002-07-02 | Minimed, Inc. | Sensor including UV-absorbing polymer and method of manufacture |
DE19935063A1 (de) | 1999-07-28 | 2001-02-01 | Basf Ag | Pfropfpolymerisate als Gashydratinhibitoren |
US6304788B1 (en) | 1999-08-12 | 2001-10-16 | United Internet Technologies, Inc. | Method and apparatus for controlling medical monitoring devices over the internet |
US6471689B1 (en) | 1999-08-16 | 2002-10-29 | Thomas Jefferson University | Implantable drug delivery catheter system with capillary interface |
US6346583B1 (en) | 1999-08-25 | 2002-02-12 | General Electric Company | Polar solvent compatible polyethersiloxane elastomers |
US6358557B1 (en) | 1999-09-10 | 2002-03-19 | Sts Biopolymers, Inc. | Graft polymerization of substrate surfaces |
US6312469B1 (en) | 1999-09-13 | 2001-11-06 | Medtronic Inc. | Lamina prosthesis for delivery of medical treatment |
US6343225B1 (en) | 1999-09-14 | 2002-01-29 | Implanted Biosystems, Inc. | Implantable glucose sensor |
US6541107B1 (en) | 1999-10-25 | 2003-04-01 | Dow Corning Corporation | Nanoporous silicone resins having low dielectric constants |
US6406426B1 (en) | 1999-11-03 | 2002-06-18 | Criticare Systems | Medical monitoring and alert system for use with therapeutic devices |
US6527729B1 (en) | 1999-11-10 | 2003-03-04 | Pacesetter, Inc. | Method for monitoring patient using acoustic sensor |
JP3426549B2 (ja) | 1999-11-12 | 2003-07-14 | 本田技研工業株式会社 | 排気管の接続構造 |
US8268143B2 (en) | 1999-11-15 | 2012-09-18 | Abbott Diabetes Care Inc. | Oxygen-effect free analyte sensor |
AU1241901A (en) | 1999-11-24 | 2001-06-04 | Biotronics Technologies, Inc. | Devices and methods for detecting analytes using electrosensor having capture reagent |
DE19956822B4 (de) | 1999-11-25 | 2004-01-29 | Siemens Ag | Verfahren zur Bestimmung der NOx-Konzentration |
GB9928071D0 (en) | 1999-11-29 | 2000-01-26 | Polybiomed Ltd | Blood compatible medical articles |
US6520997B1 (en) | 1999-12-08 | 2003-02-18 | Baxter International Inc. | Porous three dimensional structure |
US6873268B2 (en) | 2000-01-21 | 2005-03-29 | Medtronic Minimed, Inc. | Microprocessor controlled ambulatory medical apparatus with hand held communication device |
US20030060765A1 (en) | 2000-02-16 | 2003-03-27 | Arthur Campbell | Infusion device menu structure and method of using the same |
US6895263B2 (en) | 2000-02-23 | 2005-05-17 | Medtronic Minimed, Inc. | Real time self-adjusting calibration algorithm |
US6303670B1 (en) | 2000-02-25 | 2001-10-16 | Nippon Paper Industries Co., Ltd. | Cellulose based coating composition curable with ultraviolet ray |
CN1310980A (zh) | 2000-02-29 | 2001-09-05 | 迪亚西斯公司 | 处理各种体液的方法和设备 |
ATE499988T1 (de) | 2000-03-02 | 2011-03-15 | Microchips Inc | Mikromechanische geräte und verfahren zur speicherung und zur selektiven exposition von chemikalien |
US6551496B1 (en) | 2000-03-03 | 2003-04-22 | Ysi Incorporated | Microstructured bilateral sensor |
US6365670B1 (en) | 2000-03-10 | 2002-04-02 | Wacker Silicones Corporation | Organopolysiloxane gels for use in cosmetics |
US6405066B1 (en) | 2000-03-17 | 2002-06-11 | The Regents Of The University Of California | Implantable analyte sensor |
AU2001263022A1 (en) | 2000-05-12 | 2001-11-26 | Therasense, Inc. | Electrodes with multilayer membranes and methods of using and making the electrodes |
US7769420B2 (en) | 2000-05-15 | 2010-08-03 | Silver James H | Sensors for detecting substances indicative of stroke, ischemia, or myocardial infarction |
US6442413B1 (en) | 2000-05-15 | 2002-08-27 | James H. Silver | Implantable sensor |
US7181261B2 (en) | 2000-05-15 | 2007-02-20 | Silver James H | Implantable, retrievable, thrombus minimizing sensors |
US6459917B1 (en) | 2000-05-22 | 2002-10-01 | Ashok Gowda | Apparatus for access to interstitial fluid, blood, or blood plasma components |
WO2001090733A1 (en) | 2000-05-23 | 2001-11-29 | Radiometer Medical A/S | A sensor membrane, a method for the preparation thereof, a sensor and a layered membrane structure for such sensor |
US6991652B2 (en) | 2000-06-13 | 2006-01-31 | Burg Karen J L | Tissue engineering composite |
US6773565B2 (en) | 2000-06-22 | 2004-08-10 | Kabushiki Kaisha Riken | NOx sensor |
KR100409017B1 (ko) | 2000-06-23 | 2003-12-06 | 주식회사 엘지화학 | 다성분계 복합 분리막 및 그의 제조방법 |
US6400974B1 (en) | 2000-06-29 | 2002-06-04 | Sensors For Medicine And Science, Inc. | Implanted sensor processing system and method for processing implanted sensor output |
US6569521B1 (en) | 2000-07-06 | 2003-05-27 | 3M Innovative Properties Company | Stretch releasing pressure sensitive adhesive tape and articles |
US6477392B1 (en) | 2000-07-14 | 2002-11-05 | Futrex Inc. | Calibration of near infrared quantitative measurement device using optical measurement cross-products |
US6683535B1 (en) | 2000-08-09 | 2004-01-27 | Alderon Industries, Llc | Water detection system and method |
WO2002015299A1 (en) | 2000-08-12 | 2002-02-21 | Lg Chemical Co., Ltd. | Multi-component composite film method for preparing the same |
WO2002017210A2 (en) | 2000-08-18 | 2002-02-28 | Cygnus, Inc. | Formulation and manipulation of databases of analyte and associated values |
DE60128826T2 (de) | 2000-09-08 | 2008-02-07 | Insulet Corp., Beverly | Infusionsvorrichtung und System |
US6685450B2 (en) | 2000-09-22 | 2004-02-03 | Sorenson Development, Inc. | Flexible tube positive displacement pump |
US6793789B2 (en) | 2000-09-30 | 2004-09-21 | Geun Sig Cha | Reference electrode with a polymeric reference electrode membrane |
US6692528B2 (en) | 2000-11-09 | 2004-02-17 | The Polymer Technology Group Incorporated | Devices that change size/shape via osmotic pressure |
DK1695727T3 (da) | 2000-11-09 | 2008-12-01 | Insulet Corp | Anordning til transkutan administrering |
US6695860B1 (en) | 2000-11-13 | 2004-02-24 | Isense Corp. | Transcutaneous sensor insertion device |
DE10060852A1 (de) | 2000-12-06 | 2002-06-20 | Hexal Ag | Absorptionsmittel und Kanalbildner enthaltende wirkstoffundurchlässige Deckschicht oder abziehbare Schutzschicht eines transdermalen therapeutischen Systems |
JP2002189015A (ja) | 2000-12-20 | 2002-07-05 | Sankyo Co Ltd | 酵素電極による反応電流測定方法 |
US6642015B2 (en) | 2000-12-29 | 2003-11-04 | Minimed Inc. | Hydrophilic polymeric material for coating biosensors |
WO2002053193A2 (en) | 2001-01-02 | 2002-07-11 | The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. | Tissue engineering of three-dimensional vascularized using microfabricated polymer assembly technology |
US6560471B1 (en) | 2001-01-02 | 2003-05-06 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US6793802B2 (en) | 2001-01-04 | 2004-09-21 | Tyson Bioresearch, Inc. | Biosensors having improved sample application and measuring properties and uses thereof |
US6666821B2 (en) | 2001-01-08 | 2003-12-23 | Medtronic, Inc. | Sensor system |
US6824521B2 (en) | 2001-01-22 | 2004-11-30 | Integrated Sensing Systems, Inc. | Sensing catheter system and method of fabrication |
US6547839B2 (en) | 2001-01-23 | 2003-04-15 | Skc Co., Ltd. | Method of making an electrochemical cell by the application of polysiloxane onto at least one of the cell components |
US7014610B2 (en) | 2001-02-09 | 2006-03-21 | Medtronic, Inc. | Echogenic devices and methods of making and using such devices |
US6721587B2 (en) | 2001-02-15 | 2004-04-13 | Regents Of The University Of California | Membrane and electrode structure for implantable sensor |
KR100406690B1 (ko) | 2001-03-05 | 2003-11-21 | 주식회사 엘지화학 | 다성분계 복합 필름을 이용한 전기화학소자 |
US6952603B2 (en) | 2001-03-16 | 2005-10-04 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Subcutaneous analyte sensor |
FR2822383B1 (fr) | 2001-03-23 | 2004-12-17 | Perouse Lab | Prothese pour reconstruction plastique a proprietes d'hydrophilicite ameliorees, et procede pour leur obtention |
US6454710B1 (en) | 2001-04-11 | 2002-09-24 | Motorola, Inc. | Devices and methods for monitoring an analyte |
US6528584B2 (en) | 2001-04-12 | 2003-03-04 | The University Of Akron | Multi-component polymeric networks containing poly(ethylene glycol) |
DE10119036C1 (de) | 2001-04-18 | 2002-12-12 | Disetronic Licensing Ag | Tauchsensor zur Messung der Konzentration eines Analyten mit Hilfe einer Oxidase |
US6613379B2 (en) | 2001-05-08 | 2003-09-02 | Isense Corp. | Implantable analyte sensor |
US6932894B2 (en) | 2001-05-15 | 2005-08-23 | Therasense, Inc. | Biosensor membranes composed of polymers containing heterocyclic nitrogens |
US6960466B2 (en) | 2001-05-31 | 2005-11-01 | Instrumentation Laboratory Company | Composite membrane containing a cross-linked enzyme matrix for a biosensor |
US6837988B2 (en) | 2001-06-12 | 2005-01-04 | Lifescan, Inc. | Biological fluid sampling and analyte measurement devices and methods |
US6501976B1 (en) | 2001-06-12 | 2002-12-31 | Lifescan, Inc. | Percutaneous biological fluid sampling and analyte measurement devices and methods |
US6793632B2 (en) | 2001-06-12 | 2004-09-21 | Lifescan, Inc. | Percutaneous biological fluid constituent sampling and measurement devices and methods |
ATE285756T1 (de) | 2001-06-28 | 2005-01-15 | Microchips Inc | Verfahren zum hermetischen versiegeln von mikrochip-reservoir-vorrichtungen |
US6569309B2 (en) | 2001-07-05 | 2003-05-27 | Asahi Kasei Kabushiki Kaisha | Fuel cell type reactor and method for producing a chemical compound by using the same |
US6702857B2 (en) | 2001-07-27 | 2004-03-09 | Dexcom, Inc. | Membrane for use with implantable devices |
US20030032874A1 (en) | 2001-07-27 | 2003-02-13 | Dexcom, Inc. | Sensor head for use with implantable devices |
US7481759B2 (en) | 2001-08-03 | 2009-01-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for treatment of coronary artery disease |
US6913626B2 (en) | 2001-08-14 | 2005-07-05 | Mcghan Jim J. | Medical implant having bioabsorbable textured surface |
US7456025B2 (en) | 2001-08-28 | 2008-11-25 | Porex Corporation | Sintered polymer membrane for analyte detection device |
US7025760B2 (en) | 2001-09-07 | 2006-04-11 | Medtronic Minimed, Inc. | Method and system for non-vascular sensor implantation |
US6802957B2 (en) | 2001-09-28 | 2004-10-12 | Marine Biological Laboratory | Self-referencing enzyme-based microsensor and method of use |
US6809507B2 (en) | 2001-10-23 | 2004-10-26 | Medtronic Minimed, Inc. | Implantable sensor electrodes and electronic circuitry |
US6705833B2 (en) | 2001-11-15 | 2004-03-16 | Hewlett-Packard Development Company, L.P. | Airflow flapper valve |
CA2467643A1 (en) | 2001-11-21 | 2003-06-05 | Porex Corporation | Discrete hydrophilic-hydrophobic porous materials and methods for making the same |
US20040030294A1 (en) | 2001-11-28 | 2004-02-12 | Mahurkar Sakharam D. | Retractable needle single use safety syringe |
EP1455641B1 (de) | 2001-12-17 | 2008-09-03 | Danfoss A/S | Verfahren und vorrichtung zur überwachung der analytkonzentration durch optischen nachweis |
US6952604B2 (en) | 2001-12-21 | 2005-10-04 | Becton, Dickinson And Company | Minimally-invasive system and method for monitoring analyte levels |
US6872927B2 (en) | 2001-12-26 | 2005-03-29 | Lambda Technologies, Inc. | Systems and methods for processing pathogen-contaminated mail pieces |
US7018336B2 (en) | 2001-12-27 | 2006-03-28 | Medtronic Minimed, Inc. | Implantable sensor flush sleeve |
US7956525B2 (en) | 2003-05-16 | 2011-06-07 | Nanomix, Inc. | Flexible nanostructure electronic devices |
WO2003061475A1 (en) | 2002-01-23 | 2003-07-31 | Danfoss A/S | Method and device for monitoring analyte concentration by use of differential osmotic pressure measurement |
US20030181794A1 (en) | 2002-01-29 | 2003-09-25 | Rini Christopher J. | Implantable sensor housing, sensor unit and methods for forming and using the same |
US20030143746A1 (en) | 2002-01-31 | 2003-07-31 | Sage Burton H. | Self-calibrating body anayte monitoring system |
US10022078B2 (en) | 2004-07-13 | 2018-07-17 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US8364229B2 (en) | 2003-07-25 | 2013-01-29 | Dexcom, Inc. | Analyte sensors having a signal-to-noise ratio substantially unaffected by non-constant noise |
US7613491B2 (en) | 2002-05-22 | 2009-11-03 | Dexcom, Inc. | Silicone based membranes for use in implantable glucose sensors |
US20030157409A1 (en) | 2002-02-21 | 2003-08-21 | Sui-Yang Huang | Polymer lithium battery with ionic electrolyte |
DE10211051A1 (de) | 2002-03-13 | 2003-10-02 | Fresenius Medical Care De Gmbh | Kapillarmembran und Vorrichtung zur Herstellung derselben |
US6936006B2 (en) | 2002-03-22 | 2005-08-30 | Novo Nordisk, A/S | Atraumatic insertion of a subcutaneous device |
US20030235817A1 (en) | 2002-03-22 | 2003-12-25 | Miroslaw Bartkowiak | Microprocessors, devices, and methods for use in analyte monitoring systems |
US20030228681A1 (en) | 2002-04-05 | 2003-12-11 | Powerzyme, Inc. | Analyte sensor |
US7133712B2 (en) | 2002-04-05 | 2006-11-07 | Eyelab Group, Llc | Method and apparatus for non-invasive monitoring of blood substances using self-sampled tears |
US7813780B2 (en) | 2005-12-13 | 2010-10-12 | Medtronic Minimed, Inc. | Biosensors and methods for making and using them |
FI118172B (fi) | 2002-04-22 | 2007-08-15 | Inion Ltd | Kirurginen implantti |
US7153265B2 (en) | 2002-04-22 | 2006-12-26 | Medtronic Minimed, Inc. | Anti-inflammatory biosensor for reduced biofouling and enhanced sensor performance |
US20070227907A1 (en) | 2006-04-04 | 2007-10-04 | Rajiv Shah | Methods and materials for controlling the electrochemistry of analyte sensors |
US7008979B2 (en) | 2002-04-30 | 2006-03-07 | Hydromer, Inc. | Coating composition for multiple hydrophilic applications |
WO2003093406A2 (en) | 2002-05-01 | 2003-11-13 | Massachusetts Institute Of Technology | Microfermentors for rapid screening and analysis of biochemical processes |
NZ536331A (en) | 2002-05-09 | 2007-08-31 | Hemoteq Ag | Compounds and method for coating surfaces of medical devices such as stents in a haemocompatible manner |
US7166235B2 (en) | 2002-05-09 | 2007-01-23 | The Procter & Gamble Company | Compositions comprising anionic functionalized polyorganosiloxanes for hydrophobically modifying surfaces and enhancing delivery of active agents to surfaces treated therewith |
US6801041B2 (en) | 2002-05-14 | 2004-10-05 | Abbott Laboratories | Sensor having electrode for determining the rate of flow of a fluid |
US7226978B2 (en) | 2002-05-22 | 2007-06-05 | Dexcom, Inc. | Techniques to improve polyurethane membranes for implantable glucose sensors |
US20060258761A1 (en) | 2002-05-22 | 2006-11-16 | Robert Boock | Silicone based membranes for use in implantable glucose sensors |
WO2003101862A1 (en) | 2002-05-31 | 2003-12-11 | Dow Corning Toray Silicone Co.,Ltd. | Cartridge for moisture-curable sealant |
US8996090B2 (en) | 2002-06-03 | 2015-03-31 | Exostat Medical, Inc. | Noninvasive detection of a physiologic parameter within a body tissue of a patient |
US20030225324A1 (en) | 2002-06-03 | 2003-12-04 | Anderson Edward J. | Noninvasive detection of a physiologic Parameter within a body tissue of a patient |
EP1518123B1 (de) | 2002-06-28 | 2008-10-29 | November Aktiengesellschaft Gesellschaft für Molekulare Medizin | Vorrichtung und verfahren zum elektrochemischen nachweis |
US7233649B2 (en) | 2002-07-12 | 2007-06-19 | Utstarcom, Inc. | Faster modem method and apparatus |
WO2004007756A1 (en) | 2002-07-12 | 2004-01-22 | Novo Nordisk A/S | Minimising calibration problems of in vivo glucose sensors |
US20040010207A1 (en) | 2002-07-15 | 2004-01-15 | Flaherty J. Christopher | Self-contained, automatic transcutaneous physiologic sensing system |
US20040068230A1 (en) | 2002-07-24 | 2004-04-08 | Medtronic Minimed, Inc. | System for providing blood glucose measurements to an infusion device |
US20050059012A1 (en) | 2002-07-31 | 2005-03-17 | Daniel Afar | Diagnosis of ZD1839 resistant tumors |
US7150975B2 (en) | 2002-08-19 | 2006-12-19 | Animas Technologies, Llc | Hydrogel composition for measuring glucose flux |
US20040106741A1 (en) | 2002-09-17 | 2004-06-03 | Kriesel Joshua W. | Nanofilm compositions with polymeric components |
US20040180391A1 (en) | 2002-10-11 | 2004-09-16 | Miklos Gratzl | Sliver type autonomous biosensors |
US20040074785A1 (en) | 2002-10-18 | 2004-04-22 | Holker James D. | Analyte sensors and methods for making them |
US20050272989A1 (en) | 2004-06-04 | 2005-12-08 | Medtronic Minimed, Inc. | Analyte sensors and methods for making and using them |
US6737158B1 (en) | 2002-10-30 | 2004-05-18 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Porous polymeric membrane toughened composites |
KR100482285B1 (ko) | 2002-10-30 | 2005-04-14 | 한국전자통신연구원 | 유로형 다중 전기 화학 시스템 및 그의 제조방법 |
US7248912B2 (en) | 2002-10-31 | 2007-07-24 | The Regents Of The University Of California | Tissue implantable sensors for measurement of blood solutes |
EP1567559A4 (de) | 2002-11-12 | 2008-04-16 | Polymer Technology Group Inc | Steuerung der molekularen architektur einer polymeroberfläche über amphipatische endgruppen |
US20050032246A1 (en) | 2002-11-14 | 2005-02-10 | Mcmaster University | Method of immobilizing membrane-associated molecules |
US20040111144A1 (en) | 2002-12-06 | 2004-06-10 | Lawin Laurie R. | Barriers for polymeric coatings |
US20040120848A1 (en) | 2002-12-20 | 2004-06-24 | Maria Teodorczyk | Method for manufacturing a sterilized and calibrated biosensor-based medical device |
EP1578262A4 (de) | 2002-12-31 | 2007-12-05 | Therasense Inc | Kontinuierliches blutzuckerüberwachungssystem und anwendungsverfahren |
US7120483B2 (en) | 2003-01-13 | 2006-10-10 | Isense Corporation | Methods for analyte sensing and measurement |
US7288609B1 (en) | 2003-03-04 | 2007-10-30 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Coatings for drug delivery devices based on poly (orthoesters) |
US6965791B1 (en) | 2003-03-26 | 2005-11-15 | Sorenson Medical, Inc. | Implantable biosensor system, apparatus and method |
US7134999B2 (en) | 2003-04-04 | 2006-11-14 | Dexcom, Inc. | Optimized sensor geometry for an implantable glucose sensor |
US7279174B2 (en) | 2003-05-08 | 2007-10-09 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Stent coatings comprising hydrophilic additives |
WO2004100926A2 (en) | 2003-05-13 | 2004-11-25 | Medtronic, Inc. | Delivery of agents using hydrolyzable leaving groups |
WO2004101017A2 (de) | 2003-05-16 | 2004-11-25 | Blue Membranes Gmbh | Biokompatibel beschichtete medizinische implantate |
US7687586B2 (en) | 2003-05-21 | 2010-03-30 | Isense Corporation | Biosensor membrane material |
US7875293B2 (en) | 2003-05-21 | 2011-01-25 | Dexcom, Inc. | Biointerface membranes incorporating bioactive agents |
US7157528B2 (en) | 2003-05-21 | 2007-01-02 | The Polymer Technology Group | Permselective structurally robust membrane material |
US6789634B1 (en) | 2003-05-28 | 2004-09-14 | Smith International, Inc | Self-lubricating elastomeric seal with polarized graphite |
WO2004108810A1 (de) | 2003-06-06 | 2004-12-16 | Humanautocell Gmbh | Matrix, zellimplantat, verfahren zu deren herstellung und deren verwendung |
US20050118344A1 (en) | 2003-12-01 | 2005-06-02 | Pacetti Stephen D. | Temperature controlled crimping |
DK200301027A (da) | 2003-07-04 | 2005-01-05 | Nkt Res & Innovation As | A method of producing interpenetrating polymer networks (IPN) and applications of IPN'S |
US8425926B2 (en) | 2003-07-16 | 2013-04-23 | Yongxing Qiu | Antimicrobial medical devices |
US20050051427A1 (en) | 2003-07-23 | 2005-03-10 | Brauker James H. | Rolled electrode array and its method for manufacture |
US7761130B2 (en) | 2003-07-25 | 2010-07-20 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
WO2005019795A2 (en) | 2003-07-25 | 2005-03-03 | Dexcom, Inc. | Electrochemical sensors including electrode systems with increased oxygen generation |
US7460898B2 (en) | 2003-12-05 | 2008-12-02 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
JP4708342B2 (ja) | 2003-07-25 | 2011-06-22 | デックスコム・インコーポレーテッド | 埋設可能な装置に用いる酸素増大膜システム |
EP1649260A4 (de) | 2003-07-25 | 2010-07-07 | Dexcom Inc | Elektrodensysteme für elektochemische sensoren |
US7651596B2 (en) | 2005-04-08 | 2010-01-26 | Dexcom, Inc. | Cellulosic-based interference domain for an analyte sensor |
US7366556B2 (en) | 2003-12-05 | 2008-04-29 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
US20050056552A1 (en) | 2003-07-25 | 2005-03-17 | Simpson Peter C. | Increasing bias for oxygen production in an electrode system |
US20050176136A1 (en) | 2003-11-19 | 2005-08-11 | Dexcom, Inc. | Afinity domain for analyte sensor |
US20070173709A1 (en) | 2005-04-08 | 2007-07-26 | Petisce James R | Membranes for an analyte sensor |
DE10335131A1 (de) | 2003-07-31 | 2005-02-24 | Blue Membranes Gmbh | Verfahren und Herstellung von porösen kohlenstoffbasierten Formkörpern |
US8275437B2 (en) | 2003-08-01 | 2012-09-25 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US6931327B2 (en) | 2003-08-01 | 2005-08-16 | Dexcom, Inc. | System and methods for processing analyte sensor data |
US7774145B2 (en) | 2003-08-01 | 2010-08-10 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US7172075B1 (en) | 2003-08-08 | 2007-02-06 | Accord Partner Limited | Defect free composite membranes, method for producing said membranes and use of the same |
US7287043B2 (en) | 2003-08-21 | 2007-10-23 | International Business Machines Corporation | System and method for asynchronous data replication without persistence for distributed computing |
US7920906B2 (en) | 2005-03-10 | 2011-04-05 | Dexcom, Inc. | System and methods for processing analyte sensor data for sensor calibration |
US7723099B2 (en) | 2003-09-10 | 2010-05-25 | Abbott Point Of Care Inc. | Immunoassay device with immuno-reference electrode |
US7433727B2 (en) | 2003-09-24 | 2008-10-07 | Legacy Good Samaritan Hospital And Medical Center | Implantable biosensor |
DE602004026763D1 (de) | 2003-09-30 | 2010-06-02 | Roche Diagnostics Gmbh | Sensor mit verbesserter biokompatibilität |
US20050090607A1 (en) | 2003-10-28 | 2005-04-28 | Dexcom, Inc. | Silicone composition for biocompatible membrane |
AU2004288004B2 (en) | 2003-10-31 | 2009-06-11 | Lifescan Scotland Limited | Method of reducing the effect of direct interference current in an electrochemical test strip |
US7299082B2 (en) | 2003-10-31 | 2007-11-20 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Method of calibrating an analyte-measurement device, and associated methods, devices and systems |
WO2005044088A2 (en) | 2003-11-03 | 2005-05-19 | Children's Medical Center Corporation | Continuous analyte monitor and method of using same |
US7329413B1 (en) | 2003-11-06 | 2008-02-12 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Coatings for drug delivery devices having gradient of hydration and methods for fabricating thereof |
WO2006053007A2 (en) | 2004-11-09 | 2006-05-18 | Angiotech Biocoatings Corp. | Antimicrobial needle coating for extended infusion |
WO2005051451A2 (en) | 2003-11-20 | 2005-06-09 | Angiotech International Ag | Electrical devices and anti-scarring agents |
US7524455B2 (en) | 2003-11-24 | 2009-04-28 | General Electric Company | Methods for deposition of sensor regions onto optical storage media substrates and resulting devices |
US7807722B2 (en) | 2003-11-26 | 2010-10-05 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Biobeneficial coating compositions and methods of making and using thereof |
US8774886B2 (en) | 2006-10-04 | 2014-07-08 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
EP2239566B1 (de) | 2003-12-05 | 2014-04-23 | DexCom, Inc. | Kalibrierverfahren für einen kontinuierlichen Analytsensor |
ES2646312T3 (es) | 2003-12-08 | 2017-12-13 | Dexcom, Inc. | Sistemas y métodos para mejorar sensores de analito electromecánicos |
CN101039975A (zh) | 2004-01-08 | 2007-09-19 | 荷兰聚合物研究所基金会 | 聚氨酯、聚氨酯脲和聚脲及其用途 |
US20050182451A1 (en) | 2004-01-12 | 2005-08-18 | Adam Griffin | Implantable device with improved radio frequency capabilities |
US7637868B2 (en) | 2004-01-12 | 2009-12-29 | Dexcom, Inc. | Composite material for implantable device |
US7699964B2 (en) | 2004-02-09 | 2010-04-20 | Abbott Diabetes Care Inc. | Membrane suitable for use in an analyte sensor, analyte sensor, and associated method |
US7364592B2 (en) | 2004-02-12 | 2008-04-29 | Dexcom, Inc. | Biointerface membrane with macro-and micro-architecture |
WO2005084191A2 (en) | 2004-02-13 | 2005-09-15 | The University Of North Carolina At Chapel Hill | Functional materials and novel methods for the fabrication of microfluidic devices |
WO2005084257A2 (en) | 2004-02-26 | 2005-09-15 | Vpn Solutions, Llc | Composite thin-film glucose sensor |
EP1718347B1 (de) | 2004-02-28 | 2017-03-08 | Hemoteq AG | Biokompatible beschichtung, verfahren und verwendung von medizinischen oberflächen |
AU2004318179B2 (en) | 2004-03-05 | 2009-07-23 | Egomedical Swiss Ag | Analyte test system for determining the concentration of an analyte in a physiological fluid |
KR20050099714A (ko) | 2004-04-12 | 2005-10-17 | 삼성전자주식회사 | 고집적 저전력 글리치리스 클럭 선택회로 및 이를구비하는 디지털 프로세싱 시스템 |
US20050245799A1 (en) | 2004-05-03 | 2005-11-03 | Dexcom, Inc. | Implantable analyte sensor |
US8277713B2 (en) | 2004-05-03 | 2012-10-02 | Dexcom, Inc. | Implantable analyte sensor |
US7118667B2 (en) | 2004-06-02 | 2006-10-10 | Jin Po Lee | Biosensors having improved sample application and uses thereof |
WO2005124348A1 (en) | 2004-06-09 | 2005-12-29 | Becton, Dickinson And Company | Multianalyte 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 |
US7246551B2 (en) | 2004-07-09 | 2007-07-24 | Protedyne Corporation | Liquid handling device with surface features at a seal |
US20080242961A1 (en) | 2004-07-13 | 2008-10-02 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US20060016700A1 (en) | 2004-07-13 | 2006-01-26 | Dexcom, Inc. | Transcutaneous analyte sensor |
US7857760B2 (en) | 2004-07-13 | 2010-12-28 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US8962165B2 (en) | 2006-05-02 | 2015-02-24 | The Penn State Research Foundation | Materials and configurations for scalable microbial fuel cells |
JP2008510154A (ja) | 2004-08-16 | 2008-04-03 | ノボ ノルディスク アクティーゼルスカブ | バイオセンサーのための多相系生物適合型の半透過性膜 |
CA2578227A1 (en) | 2004-08-24 | 2006-11-30 | University Of South Florida | Epoxy enhanced polymer membrane to increase durability of biosensors |
US7244443B2 (en) | 2004-08-31 | 2007-07-17 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Polymers of fluorinated monomers and hydrophilic monomers |
US7229471B2 (en) | 2004-09-10 | 2007-06-12 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Compositions containing fast-leaching plasticizers for improved performance of medical devices |
US20060065527A1 (en) | 2004-09-24 | 2006-03-30 | Sendx Medical, Inc. | Polymeric reference electrode |
US9011831B2 (en) | 2004-09-30 | 2015-04-21 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Methacrylate copolymers for medical devices |
EP1827551A1 (de) | 2004-12-06 | 2007-09-05 | SurModics, Inc. | Multifunktionale medizinische artikel |
CN100367906C (zh) | 2004-12-08 | 2008-02-13 | 圣美迪诺医疗科技(湖州)有限公司 | 皮下植入式生物传感器 |
US7604818B2 (en) | 2004-12-22 | 2009-10-20 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Polymers of fluorinated monomers and hydrocarbon monomers |
CN101094878B (zh) | 2004-12-29 | 2011-04-13 | 博士伦公司 | 用于生物医学器件的聚硅氧烷预聚物 |
JP4933448B2 (ja) | 2004-12-29 | 2012-05-16 | ボーシュ アンド ローム インコーポレイティド | 生物医学装置用ポリシロキサンプレポリマー |
US20060142525A1 (en) | 2004-12-29 | 2006-06-29 | Bausch & Lomb Incorporated | Hydrogel copolymers for biomedical devices |
EA011594B1 (ru) | 2004-12-30 | 2009-04-28 | Синвеншен Аг | Композиция, включающая агент, обеспечивающий сигнал, имплантируемый материал и лекарство |
DE602006010509D1 (de) | 2005-01-17 | 2009-12-31 | Biomodics | Verfahren zum beschichten einer polymeroberfläche mit einer polymerhaltigen beschichtung und gegenstand, enthaltend ein polymerbeschichtetes polymer |
JP4810099B2 (ja) | 2005-01-20 | 2011-11-09 | 株式会社メニコン | 透明ゲルおよびそれからなるコンタクトレンズ |
US20060171980A1 (en) | 2005-02-01 | 2006-08-03 | Helmus Michael N | Implantable or insertable medical devices having optimal surface energy |
US7241586B2 (en) | 2005-02-17 | 2007-07-10 | Medtronic Minimed, Inc. | Polypeptide formulations and methods for making, using and characterizing them |
US8744546B2 (en) | 2005-05-05 | 2014-06-03 | Dexcom, Inc. | Cellulosic-based resistance domain for an analyte sensor |
US20060252027A1 (en) | 2005-05-05 | 2006-11-09 | Petisce James R | Cellulosic-based resistance domain for an analyte sensor |
US8060174B2 (en) | 2005-04-15 | 2011-11-15 | Dexcom, Inc. | Analyte sensing biointerface |
WO2006113618A1 (en) | 2005-04-15 | 2006-10-26 | Dexcom, Inc. | Analyte sensing biointerface |
JP5022621B2 (ja) | 2005-04-27 | 2012-09-12 | 三星エスディアイ株式会社 | 円筒状のリチウム二次電池 |
US20060249446A1 (en) | 2005-05-04 | 2006-11-09 | Gary Yeager | Solvent-resistant composite membrane composition |
US20060263839A1 (en) | 2005-05-17 | 2006-11-23 | Isense Corporation | Combined drug delivery and analyte sensor apparatus |
US20060275859A1 (en) | 2005-05-17 | 2006-12-07 | Kjaer Thomas | Enzyme sensor including a water-containing spacer layer |
JP4763777B2 (ja) | 2005-05-17 | 2011-08-31 | ラジオメーター・メディカル・アー・ペー・エス | 親水性ポリマーで被覆されたカバー膜層を含む酵素センサー |
ATE478333T1 (de) | 2005-06-02 | 2010-09-15 | Isense Corp | Verwendung von mehrfachen datenpunkten und filterung in einem analytsensor |
WO2007002580A2 (en) | 2005-06-23 | 2007-01-04 | Bioveris Corporation | Diagnostic as say system with multi -well reagent container |
US7725148B2 (en) | 2005-09-23 | 2010-05-25 | Medtronic Minimed, Inc. | Sensor with layered electrodes |
US20070123963A1 (en) | 2005-11-29 | 2007-05-31 | Peter Krulevitch | Method for producing flexible, stretchable, and implantable high-density microelectrode arrays |
US20070129524A1 (en) | 2005-12-06 | 2007-06-07 | Sunkara Hari B | Thermoplastic polyurethanes comprising polytrimethylene ether soft segments |
US7759408B2 (en) | 2005-12-21 | 2010-07-20 | Bausch & Lomb Incorporated | Silicon-containing monomers end-capped with polymerizable cationic hydrophilic groups |
US20070155851A1 (en) | 2005-12-30 | 2007-07-05 | Azaam Alli | Silicone containing polymers formed from non-reactive silicone containing prepolymers |
US20070161769A1 (en) | 2006-01-06 | 2007-07-12 | Schorzman Derek A | Polymerizable silicon-containing monomer bearing pendant cationic hydrophilic groups |
EP2407093A1 (de) | 2006-02-22 | 2012-01-18 | DexCom, Inc. | Analytsensor |
US20070202562A1 (en) | 2006-02-27 | 2007-08-30 | Curry Kenneth M | Flux limiting membrane for intravenous amperometric biosensor |
CA2577760A1 (en) | 2006-02-27 | 2007-08-27 | Tyco Healthcare Group Lp | Pressurized dip coating system |
US20070233013A1 (en) | 2006-03-31 | 2007-10-04 | Schoenberg Stephen J | Covers for tissue engaging members |
US7960447B2 (en) | 2006-04-13 | 2011-06-14 | Bausch & Lomb Incorporated | Cationic end-capped siloxane prepolymer for reduced cross-link density |
WO2007120381A2 (en) | 2006-04-14 | 2007-10-25 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
US8092385B2 (en) | 2006-05-23 | 2012-01-10 | Intellidx, Inc. | Fluid access interface |
US7468397B2 (en) | 2006-06-30 | 2008-12-23 | Bausch & Lomb Incorporated | Polymerizable siloxane-quaternary amine copolymers |
CA2652025A1 (en) | 2006-07-25 | 2008-01-31 | Glumetrics, Inc. | Flourescent dyes for use in glucose sensing |
US8114023B2 (en) | 2006-07-28 | 2012-02-14 | Legacy Emanuel Hospital & Health Center | Analyte sensing and response system |
US7871456B2 (en) | 2006-08-10 | 2011-01-18 | The Regents Of The University Of California | Membranes with controlled permeability to polar and apolar molecules in solution and methods of making same |
EP2079358B1 (de) | 2006-09-27 | 2011-08-10 | University of Connecticut | Implantierbarer biosensor und anwendungsverfahren |
US20080076897A1 (en) | 2006-09-27 | 2008-03-27 | Kunzler Jay F | Pendant end-capped low modulus cationic siloxanyls |
JP2008086855A (ja) | 2006-09-29 | 2008-04-17 | Fujifilm Corp | 生化学用器具 |
US20080143014A1 (en) | 2006-12-18 | 2008-06-19 | Man-Wing Tang | Asymmetric Gas Separation Membranes with Superior Capabilities for Gas Separation |
DK2989975T3 (en) | 2007-02-06 | 2018-09-24 | Medtronic Minimed Inc | OPTICAL SYSTEMS AND PROCEDURES FOR RATIOMETRIC MEASUREMENT OF BLOOD GLUCOSE CONCENTRATION |
US7751863B2 (en) | 2007-02-06 | 2010-07-06 | Glumetrics, Inc. | Optical determination of ph and glucose |
WO2008098011A1 (en) | 2007-02-06 | 2008-08-14 | Glumetrics, Inc. | Method for polymerizing a monomer solution within a cavity to generate a smooth polymer surface |
WO2008137604A1 (en) | 2007-05-01 | 2008-11-13 | Glumetrics, Inc. | Pyridinium boronic acid quenchers for use in analyte sensors |
CA2686860A1 (en) | 2007-05-10 | 2008-11-20 | Glumetrics, Inc. | Device and methods for calibrating analyte sensors |
CA2686065A1 (en) | 2007-05-10 | 2008-11-20 | Glumetrics, Inc. | Equilibrium non-consuming fluorescence sensor for real time intravascular glucose measurement |
US7691917B2 (en) | 2007-06-14 | 2010-04-06 | Bausch & Lomb Incorporated | Silcone-containing prepolymers |
US20090004243A1 (en) | 2007-06-29 | 2009-01-01 | Pacetti Stephen D | Biodegradable triblock copolymers for implantable devices |
WO2009009756A2 (en) | 2007-07-11 | 2009-01-15 | Glumetrics, Inc. | Polyviologen boronic acid quenchers for use in analyte sensors |
JP2010535903A (ja) | 2007-08-06 | 2010-11-25 | グルメトリックス,インコーポレイテッド | 検体センサに使用されるHPTS−モノ及びビス−Cys−MA重合性蛍光色素 |
WO2009067626A1 (en) | 2007-11-21 | 2009-05-28 | Glumetrics, Inc. | Use of an equilibrium intravascular sensor to achieve tight glycemic control |
US20090247856A1 (en) | 2008-03-28 | 2009-10-01 | Dexcom, Inc. | Polymer membranes for continuous analyte sensors |
WO2009129186A2 (en) | 2008-04-17 | 2009-10-22 | Glumetrics, Inc. | Sensor for percutaneous intravascular deployment without an indwelling cannula |
US8560039B2 (en) | 2008-09-19 | 2013-10-15 | Dexcom, Inc. | Particle-containing membrane and particulate electrode for analyte sensors |
-
1997
- 1997-03-04 US US08/811,473 patent/US6001067A/en not_active Expired - Lifetime
-
1998
- 1998-03-03 ES ES98908875T patent/ES2286848T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1998-03-03 DE DE69837709T patent/DE69837709T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1998-03-03 WO PCT/US1998/004090 patent/WO1998038906A1/en active IP Right Grant
- 1998-03-03 DK DK98908875T patent/DK1011425T3/da active
- 1998-03-03 EP EP98908875A patent/EP1011425B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1998-03-03 JP JP53868098A patent/JP4124827B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1998-03-03 AU AU66800/98A patent/AU6680098A/en not_active Abandoned
- 1998-03-03 AT AT98908875T patent/ATE361024T1/de not_active IP Right Cessation
-
1999
- 1999-11-22 US US09/447,227 patent/US8527025B1/en not_active Expired - Fee Related
-
2004
- 2004-12-22 US US11/021,046 patent/US7711402B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2009
- 2009-12-22 US US12/645,270 patent/US7835777B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2009-12-22 US US12/645,097 patent/US7792562B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2010
- 2010-04-19 US US12/763,016 patent/US7970448B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2010-04-19 US US12/763,013 patent/US7974672B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2011
- 2011-06-22 US US13/166,685 patent/US8676288B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2013
- 2013-12-30 US US14/144,508 patent/US9339223B2/en not_active Expired - Fee Related
- 2013-12-30 US US14/144,497 patent/US20140128700A1/en not_active Abandoned
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE102016119810A1 (de) * | 2016-10-18 | 2018-04-19 | Hamilton Bonaduz Ag | Schichten zum Nachweis von Sauerstoff |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
ATE361024T1 (de) | 2007-05-15 |
WO1998038906A1 (en) | 1998-09-11 |
EP1011425B1 (de) | 2007-05-02 |
US20140128700A1 (en) | 2014-05-08 |
US7970448B2 (en) | 2011-06-28 |
ES2286848T3 (es) | 2007-12-01 |
EP1011425A4 (de) | 2004-06-16 |
US7792562B2 (en) | 2010-09-07 |
DK1011425T3 (da) | 2007-09-10 |
US8676288B2 (en) | 2014-03-18 |
US20140128701A1 (en) | 2014-05-08 |
EP1011425A1 (de) | 2000-06-28 |
JP2001510382A (ja) | 2001-07-31 |
US9339223B2 (en) | 2016-05-17 |
US20110253533A1 (en) | 2011-10-20 |
US20100204555A1 (en) | 2010-08-12 |
DE69837709D1 (de) | 2007-06-14 |
JP4124827B2 (ja) | 2008-07-23 |
US6001067A (en) | 1999-12-14 |
US20100099971A1 (en) | 2010-04-22 |
AU6680098A (en) | 1998-09-22 |
US20100204559A1 (en) | 2010-08-12 |
US20050177036A1 (en) | 2005-08-11 |
US8527025B1 (en) | 2013-09-03 |
US7835777B2 (en) | 2010-11-16 |
US7711402B2 (en) | 2010-05-04 |
US20100099970A1 (en) | 2010-04-22 |
US7974672B2 (en) | 2011-07-05 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE69837709T2 (de) | Vorrichtung und verfahren zur bestimmung des analytpegels | |
US6741877B1 (en) | Device and method for determining analyte levels | |
US9931067B2 (en) | Device and method for determining analyte levels | |
DE60209498T2 (de) | Membran zur verwendung mit implantierbaren vorrichtungen | |
US7136689B2 (en) | Device and method for determining analyte levels | |
DE69723689T2 (de) | Elektrochemische biosensoren | |
DE69533260T2 (de) | Subkutane glucose-elektrode |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8364 | No opposition during term of opposition |