WO2001066005A1 - Vorrichtung für eine in-vivo messung der konzentration eines inhaltsstoffs einer körperflüssigkeit - Google Patents

Vorrichtung für eine in-vivo messung der konzentration eines inhaltsstoffs einer körperflüssigkeit Download PDF

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WO2001066005A1
WO2001066005A1 PCT/CH2001/000127 CH0100127W WO0166005A1 WO 2001066005 A1 WO2001066005 A1 WO 2001066005A1 CH 0100127 W CH0100127 W CH 0100127W WO 0166005 A1 WO0166005 A1 WO 0166005A1
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WO
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light
concentration
ingredient
reflector
tissue
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PCT/CH2001/000127
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English (en)
French (fr)
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Bruno Reihl
Ulrich Haueter
Original Assignee
Disetronic Licensing Ag
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Publication date
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Priority to US10/236,000 priority patent/US7107086B2/en

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

Definitions

  • the invention relates to a device for in-vivo measurement of the concentration of an ingredient in a body fluid. It is preferably a device for measuring the glucose concentration in the context of diabetes therapy
  • Devices used in diabetes therapy to measure the concentration of glucose in the blood or another human fluid are based on a chemical reaction between the glucose and a reagent.
  • the diabetic sticks a needle under the skin and binds the blood that penetrates the puncture site through the skin with the Reagent in contact
  • the reagent is applied to a test strip.
  • the test strip is inserted into a measuring and evaluation device at the point at which the reaction between the glucose and the reactant took place.
  • Em m with reference to the chemical reaction between the glucose and the reactant sensitive detector records the result of the reaction and, depending on the result of the reaction, outputs a signal. From the signal, the glucose concentration in the blood sample is determined and displayed optically.
  • Simpler measuring devices are based on a color change in the test strip, the color of the test strip being a measure of the glucose concentration in the blood sample.
  • a disadvantage of the method is that the measurement has to be pierced again for each measurement
  • WO 98/01071 describes a measuring device with which the glucose concentration in the blood or in the intercellular fluid is measured optically
  • the device comprises a light source and a light detector that operate in the infrared range.
  • the light source and the light detector are implanted in human tissue. In the implanted state, their arrangement is such that a coupling-out area for the light and a detector area in the tissue directly opposite one another form a measuring section between them , m the light is absorbed The light emitted by the decoupling surface is picked up by the detector surface after passing the measuring section.
  • Infrared is used in different wavelengths and evaluated by means of infrared spectroscopy. The degree of absorption of the infrared radiation is used as a measure of the glucose concentration in the blood The implantation is associated with a great deal of effort
  • the invention is based on a device for an in vivo measurement of the concentration of an ingredient of a liquid which comprises a light transmitter and a light detector.
  • the light transmitter sends light from a wavelength range sensitive to the ingredient and is intended for implantation in living tissue, ie it is tissue-compatible.
  • the alignment of the light transmitter and the light detector is in a measurement position of the device such that the light detector receives the light from the light transmitter.
  • the light detector outputs a signal depending on the received light, from which the concentration of the ingredient in the liquid can be determined
  • the determination of the concentration from the output signal is carried out by means of a downstream evaluation device
  • the light detector is in the measuring position outside the tissue.
  • the light transmitter is constantly placed in the tissue
  • the optical measurement of a physical quantity which is a measure of the concentration of the ingredient to be determined, is possible with minimally invasive effort. In this sense, the concentration is measured.
  • the light transmitter is advantageously implanted in the vicinity of the skin surface, but in such a way that the light from the light transmitter penetrates through a layer with intercellular body fluid to the outer light detector.
  • the light transmitter is placed under the epidermis.
  • the light transmitter is preferably implanted at a depth such that a light emission surface of the light transmitter facing the skin surface is at a distance of preferably at most 10 mm, particularly preferably at most 7 mm.
  • the minimum distance corresponds to the thickness of the epidermis, i.e. in about 0.3 mm.
  • the ingredient whose concentration is to be determined is preferably glucose.
  • the device can also be used to determine the concentration of another constituent of the body fluid if the wavelength range of the light is appropriately coordinated and the light transmitter and the light detector are appropriately coordinated.
  • the light relevant for the measurement comes from a sensitive wavelength range means that this light interacts with the ingredient whose concentration is to be determined in a manner that can be detected by the device. Such an interaction can consist in particular in that the light is only absorbed to a lesser extent by the ingredient whose concentration is to be determined, or by the other ingredients of the body fluid, that is to say a selective absorption takes place.
  • the wavelength range can also be sensitive in the sense that in this wavelength range a polarization of the light which is characteristic of the substance in question and is distinct and therefore detectable takes place.
  • the light transmitter is particularly preferably supplied with energy for generating the light from the outside of the tissue or directly with light that is generated outside the tissue
  • the light transmitter to be implanted or implanted in the measuring position is itself a light source and the device further comprises an energy source for supplying this light source with energy.
  • the energy source is not implanted.
  • the energy supply is carried out by means of an implanted connecting line between the energy source and the light transmitter or wireless, preferably inductive
  • the light transmitter in one exemplary embodiment is a light guide and the device further comprises a light source for generating the light.
  • the light source feeds the light outside the tissue and the light guide.
  • the light source can be connected to the light guide or permanently connected
  • the light guide is preferably formed by one or more glass fibers. Of the device according to the invention, only the light guide is implanted
  • the light transmitter is a reflector and the device also has a light source for generating the light, which in the measuring position sends the light through the skin and the tissue underneath to the reflector.
  • the reflector reflects in the measurement position the light received by the light source to the light detector.
  • the reflector can be designed as a concentrator, in particular as a parabolic reflector.
  • the reflector has at least two light reflecting ones
  • Reflector understood as far as the reflection takes place in it or this layer influences the reflection.
  • One of these at least two surfaces forms a measuring surface.
  • the other of the at least two surfaces forms a reference surface.
  • the light detector points in this
  • At least two detector surfaces namely one detector surface for receiving the light reflected from one surface and the other detector surface for receiving the light reflected from the other surface. From that reflected by the measuring surface
  • the detector forms a measurement signal and from that reflected by the reference surface
  • the concentration of the ingredient is determined by comparing the
  • Measurement signal determined with the reference signal in particular by forming the difference or the ratio of the measurement signal and the reference signal.
  • the measurement signal is dependent on the concentration of the ingredient and on the other influences, in particular the skin properties and the properties of the surrounding tissue, including the other constituents of the body fluid.
  • the reference signal is ideally dependent only on the external influences, in particular those mentioned, but not on the concentration of the ingredient of interest; at least it depends measurably less than that on the concentration of the ingredient of interest
  • Measurement signal In particular, the influences of the skin are filtered out using the reference signal.
  • the measuring surface can also be designed in such a way that it has a pronounced sensitivity only to the ingredient of interest, and that
  • Reference surface does not have this sensitivity or does so to a measurably lesser extent.
  • the reflector has at least two light-reflecting surfaces which have an optical property with respect to the light different from the sensitive wave range
  • a first surface of the at least two light-reflecting surfaces changes the optical property as a function of the concentration of an ingredient of the liquid body.
  • it changes the optical property as a function of the ingredient whose concentration is to be measured
  • this also takes place as a function of another known ingredient, the influence of which on the light is filtered out in this case.
  • a second surface of the at least two light-reflecting surfaces exhibits this dependence of the same optical property on the ingredient in question
  • the optical property that changes in this way is, it is preferably the degree of reflection of the first surface and / or a polarization effect.
  • the change in the optical property is the Ve Change in the polarization effect of the first surface
  • the first surface can also be designed in such a way that several of its optical properties are changed depending on the concentration of the ingredient in question
  • the formation of light-reflecting surfaces which differ from one another in at least one optical property can be achieved by a coating or a targeted structuring or a structuring plus coating in at least one of the surfaces.
  • the change in an optical property m depending on the concentration of an ingredient of the liquid body can by means of a chemical reaction of the ingredient in question with the first surface.
  • the change in the optical property is preferably achieved solely by reversibly attaching the ingredient to the first surface, that is to say by fixing without a chemical bond.
  • the measuring surface and the reference surface are arranged at different levels with respect to a common level surface.
  • the common level surface is formed by the skin surface in the implanted state of the reflector.
  • the reference surface is particularly preferably arranged directly under the skin, while the measuring surface is arranged a little deeper in the tissue, so that body fluid is present between the lowermost skin layer and the measuring surface in a layer thickness sufficient for the measurement.
  • the light transmitter and the detector are preferably spatially fixed in relation to one another in the measurement position. They are preferably mechanically connected to one another.
  • a connection element is preferably connected to the light transmitter, which is implanted together with the light transmitter, such that it projects outward through the skin surface when the light transmitter is implanted.
  • the connecting element On its part located outside the tissue, the connecting element is prepared for connection to the detector.
  • the detector can also be connected to the light transmitter via the connecting element before the implantation.
  • a light source or energy source remaining outside the tissue is also fixed in the measuring position on the connecting element.
  • the connecting element can be a simple bolt.
  • the light transmitter can in particular be attached to a skin passage device which can be implanted as a permanent body, for example for a long-term supply with a medicinal fluid.
  • the light transmitter is implanted together with the skin passage device and does not require a separate implantation.
  • the skin passage device can advantageously also serve simultaneously as a support platform for the detector and possibly also as a support platform for a light source or an energy source which serves to supply the light transmitter with light or energy from outside the tissue.
  • the light transmitter can be an integral part of the skin passage device.
  • an anchoring part of the skin passage device which serves to anchor the skin passage device in the tissue, can be a support platform for the light transmitter form.
  • a particularly suitable skin passage device is known, for example, from the applicant's EP 0 867 197 A3.
  • the light transmitter can be embedded in or attached to the anchoring plate of this skin passage device.
  • the anchoring plate of this skin passage device in the area of a recessed light transmitter is suitable for orienting to the skin surface, that is to say in particular parallel to the skin surface in certain areas.
  • the measuring device is advantageously used in a control circuit of a pump of an infusion device.
  • the infusion device preferably carries a user with him at all times for the continuous or quasi-continuous administration of a medicinal active substance.
  • a preferred example of an infusion device is an insulin pump.
  • the administration depends on the measured concentration of the ingredient.
  • the measuring device measures or ascertains the glucose concentration, and the pump or a drive of the pump is regulated as a function thereof.
  • the measuring device serves as an actual value transmitter.
  • the output signal of the detector 5 is fed to an evaluation device, either by data line or wirelessly, for example by radio.
  • the evaluation device can also be physically connected directly to the detector.
  • the pump forms an actual value signal for the control of the pump from the measurement signal of the detector.
  • the pump therefore demands the active ingredient directly depending on the size that is to be kept in a desired value range. In the case of an insulin pump, this is the glucose concentration.
  • the measured or determined concentration is therefore the controlled variable of the pump control.
  • 1 shows a measuring device with an implanted optical waveguide
  • FIG. 2 shows a measuring device with an implanted light source
  • FIG. 3 shows a measuring device with an implanted reflector
  • 4 shows a measuring device with an implanted reflector with two different reflector surfaces
  • FIG. 5 shows a measuring device in which an reflector is connected to a detector
  • FIG. 1 shows a first exemplary embodiment of a device for an in vivo measurement of the concentration of an ingredient of a body fluid.
  • the ingredient forms glucose and the body fluid is the intercellular liquid in the tissue directly under the human skin
  • the device comprises a light source 3 which emits white light, an optical waveguide 4 and a light detector 5.
  • the optical waveguide 4 which is preferably formed by a glass fiber or a bundle of glass fibers, is implanted in a human tissue 2 under the skin 1 such that a light decoupling point or light emission surface 4a of the optical waveguide 4 is placed in the tissue with the intercellular fluid.
  • the light is emitted at the tip of the optical waveguide 4 Cut surface that forms the light emission surface 4a
  • the light emission surface 4a is shown in detail with respect to FIG. 1.
  • the optical waveguide 4 is formed by a fiber bundle, then its light emission surface is preferably also formed by such an oblique, smooth cut surface at the free front end of the fiber bundle
  • the distance between the light emission surface 4a and the skin surface is at least 0.3 mm and preferably not more than 10 mm, particularly preferably not more than 7 mm
  • a constant distance and thus a constant thickness of the layer of intercellular liquid or a measuring section of constant length is preferably ensured by the fact that the radiation surface 4a of the optical waveguide 4 is fixed to the skin 1 by means of a bolt, which also serves as a spacer led away from the radiation surface 4a through the tissue 2 and through the skin 1 to the outside and for decoupling the light with the light source 3 located outside the body Connected
  • the light detector 5 is arranged with a detector surface facing the radiation surface 4a directly on the skin 1 above the radiation surface 4a in a rigid alignment relative to the radiation surface 4a is preferably formed by the aforementioned bolt for fastening the optical waveguide 4.
  • the rigid connection between the light detector 5 and the optical waveguide 4 can be designed to be permanent or detachable and can be produced repeatedly
  • the light source 3 and the light detector 5 are preferably connected to one another in a fixed arrangement, in particular housed in a common housing
  • FIG. 2 shows a second exemplary embodiment in which a light source 6 is implanted in the tissue 2 below the skin 1.
  • the light source 6 can be formed by a light source for white light. It is preferably formed by an infrared laser diode or an array of several infrared laser diodes
  • the implanted light source 6 and the light detector 5 of the second exemplary embodiment are again arranged in a fixed positional relationship to one another and can accordingly be rigidly connected to one another or fixed in a rigid connection to one another.
  • the laser diode 6 can in turn be fastened with a bolt, as in the first exemplary embodiment.
  • the light source 6 is supplied with energy by an energy source 7 via a line which is led through the skin 1 to the outside.
  • the energy source 7 is formed, for example, by an electrical battery. Instead of a line-bound energy supply, a line-free energy supply, in particular the inductive provision with electrical energy
  • the implanted light transmitter is formed by reflectors 10
  • FIG. 3 it is a simple reflector 10 with a single reflector surface, which faces the skin 1 and is placed parallel to the skin 1 in the tissue 2.
  • the reflector surface extends at least below the Epidermis
  • the reflector 10 serves to reflect the light received by a light source 9 to the detector 5.
  • the reflector 10 is placed in the tissue 2 m in a fixed positional relationship to the light detector 5 and the light source 9.
  • a rigid mechanical connection which is preferably permanent, but in principle can also be made detachable and fixable.
  • the fixation in the fabric 2 and the components 5, 9 and 10 relative to one another can again be achieved with a bolt become
  • the light source 9 emits white light.
  • the light source 9 can also preferably be formed by one or more monochromatic light sources or a continuously variable monochromatic light source.
  • a laser or a laser diode or a laser diode array is preferably used as the monochromatic light source
  • the reflector 10 of this fourth exemplary embodiment has two different reflector surfaces or layers 12 and 13.
  • the reflector surfaces 12 and 13 are obtained by coating a reflector support structure 11.
  • the two reflector surfaces 12 and 13 have different surface structures, in particular Different roughnesses on The surface structures are selected so that one of the two reflector surfaces 12 and 13, for example the reflector surface 12, changes its degree of reflection as a function of the glucose concentration in the intercellular liquid immediately adjacent to the reflector surface 12. The change takes place selectively only in or at least one measurably lower dependence on the glucose concentration.
  • the other reflector surface 13 does not have such a surface structure, ie ideally its degree of reflection has none or a measurable g less dependence on the glucose concentration on the two different reflector surfaces 12 and 13 are arranged relative to the light source 9 and the detector 5 on the support structure 11 such that the path of the light from the light source 9 to the respective reflector surface and from there to the detection surface of the Detector 5 for both reflector surfaces 12 and 13 is the same length on average.
  • the extent of the change in the degree of reflection of the reflector surface 12 is thus determined by measurement and the glucose concentration in the intercellular liquid above the reflector surfaces 13 is ultimately derived therefrom.
  • the reflector surface 12 and 13 serves as a reference surface, since all the influences and information are contained in the light reflected by it towards the light detector 5, while the other reflector surface 12 forms a measuring surface and reacts selectively to the ingredient whose concentration is to be determined.
  • the extent of the change in the degree of reflection of the measuring surface 12 and from this the concentration of the relevant ingredient is determined, for example by forming the ratio or difference between the two light signals in one with the detector 5 connected evaluation device.
  • a detector 5, a light source 9, an implanted reflector 10 are connected to one another by a connecting element B.
  • the connecting element B is a connecting bolt which is rigidly connected to the reflector 10 and, in the implanted state, projects from the reflector 10 and projects through the skin surface to the outside.
  • the light source 9 and the detector 5 are fixed on the part of the connecting element B located outside the fabric 2.
  • the detector 5, the light source 9 and the reflector 10 can be permanently connected to one another, ie not only in the measurement position shown. So the connection of the detector 5 and the light source 9 with the connecting element B could be a swivel connection.
  • the detector 5 and the light source 9 firmly connected to it would be pivoted into the position shown relative to the reflector 10 and preferably locked in this position. More preferably, however, the detector 5 and the light source 9 are only fixed to the connecting element B after the implantation of the reflector 10, in particular locked in the position shown.
  • the connecting element B can advantageously be formed by a wall or a structural part of a skin passage device.
  • Components 5, 9 and 10 shown in FIG. 5 each correspond individually to components 5, 9 and 10 of the exemplary embodiment in FIG Figure 4. However, they can be replaced by the corresponding components of the exemplary embodiments of Figures 1 to 3.
  • a light source for white light can be used as the light source.
  • the light source can also be a light source for monochromatic light.
  • monochromatic light sources or a continuously changeable monochromatic light source are used.
  • Laser light is preferably used for this, in particular a laser diode or a laser diode array being used as the light source. If the light source is formed by a laser diode array, the diodes of the array emit infrared light of a different wavelength, which is analyzed by infrared spectroscopy after receipt by the correspondingly adapted light detector in order to determine the concentration of the ingredient.
  • the light source used preferably emits at least in the infrared or near infrared, i.e. in the wavelength range from 500 to 1200 nm.
  • the light source is preferably pulsed in all exemplary embodiments, on the one hand to save energy and on the other hand to keep the heat load in the tissue as low as possible.
  • the light detector is preferably formed by an infrared spectrometer in the range from 500 to 1200 nm.
  • the light detector 5 can also be formed by a simple infrared detector.

Abstract

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung für eine In-vivo Messung der Konzentration eines Inhaltsstoffs einer Körperflüssigkeit, mit einem Lichtsender (4; 6; 10), der Licht aus einem für den Inhaltsstoff sensitiven Wellenlängenbereich sendet und für eine Implantation im lebenden Gewebe (2) vorgesehen ist, und einem Lichtdetektor (5), der in einer Messstellung der Vorrichtung das Licht empfängt und in Abhängigkeit von dem empfangenen Licht ein Signal ausgibt, aus dem die Konzentration des Inhaltsstoffs ermittelbar ist. Der Lichtdetektor (5) befindet sich in der Messstellung ausserhalb des Gewebes (2).

Description

Vorrichtung für eine In-vivo Messung der Konzentration eines Inhaltsstoffs einer
Körperflüsigkeit
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung fue eine In-vivo Messung der Konzentration eines Inhaltsstoffs einer Korperflussigkeit Norzugsweise handelt es sich um eine Vorrichtung zur Messung der Glucosekonzentration im Rahmen einer Diabetestherapie
In der Diabetestherapie eingesetzte Vorrichtungen zur Messung der Glucosekonzentration im Blut oder einer anderen menschlichen Koφerflussigkeit beruhen auf einer chemischen Reaktion zwischen der Glucose und einem Reaktionsmittel Der Diabetiker sticht sich mit einer Nadel unter die Haut und bπngt das an der Einstichstelle durch die Haut dπngende Blut mit dem Reaktionsmittel in Kontakt Das Reaktionsmittel ist auf einem Teststreifen aufgebracht Der Teststreifen wird mit der Stelle, an der die Reaktion zwischen der Glucose und dem Reaktionsmittel stattgefunden hat, in eine Messaufnahme- und Auswerteemπchtung eingeführt Em m Bezug auf die chemische Reaktion zwischen der Glucose und dem Reaktionsmittel sensitiver Detektor nimmt das Ergebnis der Reaktion auf und gibt in Abhängigkeit von dem Ergebnis der Reaktion ein Signal aus Aus dem Signal wird die Glucosekonzentration in der Blutprobe ermittelt und optisch angezeigt Einfachere Messvorrichtungen beruhen auf einem Farbumschlag des Teststreifens, wobei die Einfarbung des Teststreifens em Maß für die Glucosekonzentration m der Blutprobe ist E Nachteil des Verfahrens ist, dass für jede Messung erneut in die Haut eingestochen werden muss
In der WO 98/01071 wird eine Messvorrichtung beschrieben, mit der die Glucosekonzentration im Blut oder in der Zwischenzellenflussigkeit optisch gemessen wird Die Vorπchtung umfasst eine Lichtquelle und einen Lichtdetektor, die im Infrarotbereich arbeiten Die Lichtquelle und der Lichtdetektor sind im menschlichen Gewebe implantiert Ihre Anordnung ist im implantierten Zustand derart, dass eine Auskopplungsflache für das Licht und eine Detektorflache einander im Gewebe unmittelbar gegenüberliegend eine Messstrecke zwischen sich bilden, m der Licht absorbiert wird Von der Auskopplungsflache ausgesendetes Licht wird nach dem Passieren der Messstrecke von der Detektorflache aufgenommen Dabei wird Infrarot cht in unterschiedlichen Wellenlangen benutzt und mittels Infrarotspektroskopie ausgewertet Der Grad der Absoφtion des I-nfrarothchts wird als Maß für die Glucosekonzentration im Blut verwendet Die Implantation ist mit einem großen mvasiven Aufwand verbunden
Es ist daher eine Aufgabe der Erfindung, eine Vorπchtung zur Messung eines Inhaltsstoffs einer Koφerflussigkeit zu schaffen, die Probennahmen nicht erfordert und die Belastung für einen Verwender geπng halt
Diese Aufgabe wird durch den Gegenstand von Anspruch 1 gelost
Die Erfindung geht von einer Vorπchtung f r eine In-vivo Messung der Konzentration eines Inhaltsstoffs einer Koφerflussigkeit aus, die einen Lichtsender und einen Lichtdetektor umfasst Der Lichtsender sendet Licht aus einem für den Inhaltsstoff sensitiven Wellenlangenbereich und ist für eine Implantation in lebendem Gewebe vorgesehen, d h er ist gewebevertraglich ausgebildet Die Ausπchtung des Lichtsenders und des Lichtdetektors ist m einer Messstellung der Vornchtung derart, dass der Lichtdetektor das Licht von dem Lichtsender empfangt Der Lichtdetektor gibt in Abhängigkeit von dem empfangenen Licht ein Signal aus, aus dem die Konzentration des Inhaltsstoffs in der Koφerflussigkeit ermittelbar ist Die Ermittlung der Konzentration aus dem ausgegebenen Signal erfolgt mittels einer nachgeschalteten Auswerteemπchtung
Nach der Erfindung befindet sich der Lichtdetektor in der Messstellung außerhalb des Gewebes Indem nach der Erfindung der Lichtsender standig im Gewebe plaziert, der Lichtdetektor jedoch nicht implantiert ist, wird mit einem minimal invasiven Aufwand die optische Messung einer physikalischen Größe möglich, die ein Maß für die zu ermittelnde Konzentration des Inhaltsstoffs darstellt. In diesem Sinne wird die Konzentration gemessen. Der Lichtsender ist vorteilhafterweise in der Nähe der Hautoberfläche implantiert, allerdings derart, dass das Licht vom Lichtsender durch eine Schicht mit interzellulärer Köφerflüssigkeit zu dem äußeren Lichtdetektor dringt.
Der Lichtsender wird unter der Epidermis angeordnet. Der Lichtsender ist bevorzugt in solch einer Tiefe implantiert, dass eine der Hautoberfläche zugewandte Lichtabstrahlfläche des Lichtsenders zu der Hautoberfläche einen Abstand von vorzugsweise höchstens 10 mm, besonders bevorzugt höchstens 7 mm aufweist. Der Mindestabstand entspricht der Dicke der Epidermis, d.h. in etwa 0.3 mm.
Der Inhaltsstoff, dessen Konzentration ermittelt werden soll, ist vorzugsweise Glucose. Grundsätzlich kann mit der Vorrichtung bei entsprechender Abstimmung des Wellenlängenbereichs des Lichts und entsprechender Abstimmung des Lichtsenders und des Lichtdetektors auch die Konzentration eines anderen Inhaltsstoffs der Köφerflüssigkeit ermittelt werden.
Dass das für die Messung relevante Licht aus einem sensitiven Wellenlängenbereich stammt, bedeutet, dass dieses Licht mit dem Inhaltsstoff, dessen Konzentration ermittelt werden soll, in einer mittels der Vorrichtung detektierbaren Weise wechselwirkt. Solch eine Wechselwirkung kann insbesondere darin bestehen, dass das Licht nur von dem Inhaltsstoff, dessen Konzentration ermittelt werden soll, oder von den anderen Inhaltsstoffen der Köφerflüssigkeit nur in einem schwächeren Maße absorbiert wird, also eine selektive Absoφtion stattfindet. Stattdessen oder zusätzlich kann der Wellenlängenbereich auch in dem Sinne sensitiv sein, dass in diesem Wellenlängenbereich eine für den betreffenden Inhaltstoff charakteristische, ausgeprägte und daher detektierbare Polarisation des Lichts stattfindet. Besonders bevorzugt wird der Lichtsender im implantierten Zustand von außerhalb der Gewebes mit Energie zur Erzeugung des Lichts oder unmittelbar mit Licht gespeist, das außerhalb des Gewebes erzeugt wird
In der vorgenannten ersten Vaπante ist der zu implantierende bzw in der Messstellung implantierte Lichtsender selbst eine Lichtquelle und die Vomchtung umfasst femer eine Energiequelle zur Versorgung dieser Lichtquelle mit Energie Die Energiequelle wird nicht implantiert Die Energieversorgung erfolgt mittels einer implantierten Verbindungsleitung zwischen der Energiequelle und dem Lichtsender oder leitungslos, vorzugsweise induktiv
In der vorgenannten zweiten Vaπante ist der Lichtsender in einem Ausfuhrungsbeispiel em Lichtleiter und die Vorπchtung umfasst femer eine Lichtquelle zur Erzeugung des Lichts In der Messstellung der Vorπchtung speist die Lichtquelle das Licht außerhalb des Gewebes m den Lichtleiter em Die Lichtquelle ist mit dem Lichtleiter verbindbar oder permanent verbunden Der Lichtleiter wird bevorzugt durch eine oder mehrere Glasfasern gebildet Von der erfindungsgemaßen Vorπchtung ist nur der Lichtleiter implantiert
In einem anderen, besonders bevorzugten Ausfuhrungsbeispiel der zweiten Vaπante ist der Lichtsender ein Reflektor und die Vorπchtung weist femer eine Lichtquelle zur Erzeugung des Lichts auf, die in der Messstellung das Licht durch die Haut und das darunterliegende Gewebe hindurch zu dem Reflektor sendet Der Reflektor reflektiert in der Messstellung das von der Lichtquelle empfangene Licht zu dem Lichtdetektor Die Verwendung eines implantierten Reflektors hat gegenüber der Verwendung eines Lichtleiters den Vorteil, dass eine Verbindungsleitung von dem Lichtsender zur Hautoberflache nicht implantiert werden muss Gegenüber einer außerhalb des Gewebes vorgesehenen Energiequelle mit drahtloser Energieversorgung des als Lichtquelle ausgebildeten Lichtsenders weist em reiner Reflektor als Vorteil auf, dass nicht zusatzlich zum Licht eine weitere Energieform am Ort der Messung m das Gewebe eingespeist wird Femer wird die Weglange des Lichts, die für die Messung genutzt wird, verlängert, d h es findet über eine längere Messstrecke die Wechselwirkung mit dem Inhaltsstoff statt, dessen Konzentration ermittelt werden soll. Im Umkehrschluss kann die Implantationstiefe gering gehalten werden.
Der Reflektor kann als Konzentrator, insbesondere als Parabolreflektor ausgebildet sein.
In einer bevorzugten Ausführungsform weist der Reflektor wenigstens zwei lichtreflektierende
Oberflächen auf. Als Oberfläche wird in diesem Zusammenhang auch eine Materialschicht des
Reflektors verstanden, soweit in ihr die Reflektion stattfindet oder diese Schicht die Reflektion beeinflusst. Eine dieser wenigstens zwei Oberflächen bildet eine Messfläche. Die andere der wenigstens zwei Oberflächen bildet eine Referenzfläche. Der Lichtdetektor weist in diesem
Fall wenigstens zwei Detektorflächen auf, nämlich eine Detektorfläche für den Empfang des von der einen Oberfläche reflektierten Lichts und die andere Detektorfläche für den Empfang des von der anderen Oberfläche reflektierten Lichts. Aus dem von der Messfläche reflektierten
Licht bildet der Detektor ein Messsignal und aus dem von der Referenzfläche reflektierten
Licht ein Referenzsignal. Die Konzentration des Inhaltsstoffs wird durch Vergleich des
Messsignals mit dem Referenzsignal ermittelt, insbesondere durch Bildung der Differenz oder des Verhältnisses aus Messsignal und Referenzsignal. Das Messsignal ist in einem Fall abhängig von der Konzentration des Inhaltsstoffs sowie von den weiteren Einflüssen, insbesondere den Hauteigenschaften und den Eigenschaften des umgebenden Gewebes einschließlich der weiteren Bestandteile der Köφerflüssigkeit. Das Referenzsignal ist in diesem Fall idealerweise nur von den äußeren Einflüssen, insbesondere den genannten, nicht jedoch von der Konzentration des interessierenden Inhaltsstoffs abhängig; zumindest hängt es von der Konzentration des interessierenden Inhaltsstoffs messbar weniger ab als das
Messsignal. Insbesondere werden die Einflüsse der Haut mittels des Referenzsignals herausgefiltert. Stattdessen kann die Messfläche auch so gestaltet sein, dass sie eine ausgeprägte Empfindlichkeit nur für den interessierenden Inhaltsstoff hat, und die
Referenzfläche weist diese Empfindlichkeit nicht oder in meßbar geringerem Ausmaß auf.
In einer bevorzugten Ausführungsvariante weist der Reflektor wenigsten zwei lichtreflektierende Oberflächen auf, die in einer optischen Eigenschaft in Bezug auf das Licht aus dem sensitiven Wellenbereich unterschiedlich smd Besonders bevorzugt verändert eine erste Oberflache der wenigstens zwei lichtreflektierenden Oberflachen die optische Eigenschaft in Abhängigkeit von der Konzentration eines Inhaltsstoffs der Koφerflussigkeit Vorzugsweise ändert sie die optische Eigenschaft in Abhängigkeit von dem Inhaltsstoff, dessen Konzentration gemessen werden soll Grundsätzlich kann die Veränderung jedoch auch in Abhängigkeit von einem anderen bekannten Inhaltsstoff erfolgen, dessen Einfluss auf das Licht in diesem Fall herausgefiltert wird Eine zweite Oberflache der wenigstens zwei lichtreflektieren Oberflachen weist diese Abhängigkeit der gleichen optischen Eigenschaft von dem betreffenden Inhaltsstoff mcht auf Bei der optischen Eigenschaft, die derart verändert wird, handelt es sich vorzugsweise um den Reflektionsgrad der ersten Oberflache und/oder um eine Polaπersationswirkung Im letzteren Fall ist die Veränderung der optischen Eigenschaft die Veränderung der Polanersationswirkung der ersten Oberflache Die erste Oberflache kann auch derart ausgebildet sein, dass mehrere ihrer optischen Eigenschaften m Abhängigkeit von der Konzentration des betreffenden Inhaltsstoffs verändert werden
Die Ausbildung von lichtreflektieren Oberflachen, die sich m wenigstens einer optischen Eigenschaft voneinander unterscheiden, kann durch eine Beschichtung oder eine gezielte Struktuπerung oder eine Struktunerung plus Beschichtung wenigstens einer der Oberflachen erzielt werden Die Änderung einer optischen Eigenschaft m Abhängigkeit von der Konzentration eines Inhaltsstoffs der Koφerflussigkeit kann im Wege einer chemischen Reaktion des betreffenden Inhaltsstoffs mit der ersten Oberflache erfolgen Bevorzugt wird die Änderung der optischen Eigenschaft jedoch allein durch eine reversible Anlagerung des Inhaltsstoffs an der ersten Oberflache, d h durch eine Fixierung ohne chemische Bindung, erreicht Ändert sich die Konzentration des Inhaltsstoffs in der den Reflektor benetzenden Koφerflussigkeit, so ändert sich auch der Flachenanteil der ersten Oberflache, auf dem der Inhaltsstoff sich anlagert, und/oder es ändert sich die Schichtdicke der Anlagerung des Inhaltsstoffs Es erfolgt somit eine Anlagerung in Abhängigkeit von der Konzentration des betreffenden Inhaltsstoffs m der Koφerflussigkeit In einer bevorzugten weiteren Ausführungsvariante sind die Messfläche und die Referenzfläche auf unterschiedlichen Niveaus in Bezug auf eine gemeinsame Niveaufläche angeordnet. Die gemeinsame Niveaufläche wird im implantierten Zustand des Reflektors durch die Hautoberfläche gebildet. Die Referenzfläche ist im implantierten Zustand besonders bevorzugt unmittelbar unter der Haut angeordnet, während die Messfläche ein Stück weit tiefer im Gewebe angeordnet ist, so dass zwischen der untersten Hautschicht und der Messfläche Köφerflüssigkeit in einer für die Messung ausreichenden Schichtdicke vorhanden ist.
Vorzugsweise sind der Lichtsender und der Detektor in der Messstellung relativ zueinander räumlich festgelegt. Bevorzugt sind sie mechanisch miteinander verbunden. Bevorzugt ist mit dem Lichtsender ein Verbindungselement verbunden, das zusammen mit dem Lichtsender implantiert wird, derart, dass es im implantierten Zustand des Lichtsenders durch die Hautoberfläche nach außen ragt. An seinem außerhalb des Gewebes befindlichen Teil ist das Verbindungselement für eine Verbindung mit dem Detektor vorbereitet. Es kann allerdings der Detektor auch bereits vor der Implantation über das Verbindungselement mit dem Lichtsender verbunden sein. In einer bevorzugten Ausführung ist auch eine außerhalb des Gewebes verbleibende Lichtquelle oder Energiequelle in der Messstellung an dem Verbindungselement festgelegt. Das Verbindungselement kann ein einfacher Bolzen sein.
Der Lichtsender kann insbesondere an einer Hautdurchlassvorrichtung befestigt sein, die als permanenter Köφeφort implantierbar ist, beispielsweise für eine Langzeitversorgung mit einem Medikamentenfluid. Der Lichtsender wird zusammen mit der Hautdurchlassvomchtung implantiert und erfordert keine gesonderte Implantation. Die Hautdurchlassvorrichtung kann mit Vorteil auch gleichzeitig als Trägeφlattform für den Detektor und gegebenenfalls auch als Trägeφlattform für eine Lichtquelle oder eine Energiequelle dienen, die der Versorgung des Lichtsenders mit Licht oder Energie von außerhalb des Gewebes dient. Der Lichtsender kann integrierter Bestandteil der Hautdurchlassvorrichtung sein. Insbesondere kann ein Verankerungsteil der Hautdurchlassvorricht, das der Verankerung der Hautdurchlassvorrichtung in dem Gewebe dient, eine Trägeφlattform für den Lichtsender bilden. Eine besonders geeignete Hautdurchlassvorrichtung ist beispielsweise aus der EP 0 867 197 A3 der An-melderin bekannt. Insbesondere kann der Lichtsender in der Verankerungsplatte dieser Hautdurchlassvorrichtung eingelassen oder daran befestigt sein. Gegebenenfalls ist die Verankerungsplatte dieser Hautdurchlassvorrichtung im Bereich eines eingelassenen Lichtsenders geeignet zur Hautoberfläche zu orientieren, d.h. insbesondere bereichsweise parallel zur Hautoberfläche zu orientieren.
Die erfindungsgemäße Messvorrichtung wird vorteilhafterweise in einem Regelkreis einer Pumpe eines Infusionsgeräts verwendet. Das Infüsionsgerät trägt ein Benutzer zur kontinuierlichen oder quasi-kontinuierlichen Verabreichung eines medizinischen Wirkstoffs vorzugsweise ständig bei sich. Ein bevorzugtes Beispiel eines Infusionsgeräts ist eine Insulinpumpe. Die Verabreichung erfolgt in Abhängigkeit von der gemessenen Konzentration des Inhaltsstoffs. In der Diabetestherapie als einem bevorzugten Anwendungsgebiet der Erfindung wird mit der Messvorrichtung die Glucosekonzentration gemessen bzw. ermittelt, und in Abhängigkeit davon wird die Pumpe bzw. ein Antrieb der Pumpe geregelt. Die Messvorrichtung dient als Istwertgeber. Hierzu wird das Ausgangssignal des Detektors 5 einer Auswerteeinrichtung zugeführt, entweder per Datenleitung oder drahtlos beispielsweise per Funk. Die Auswerteeinrichtung kann auch köφerlich unmittelbar mit dem Detektor verbunden sein. Sie bildet aus dem Messsignal des Detektors ein Istwertsignal für die Regelung der Pumpe. Die Pumpe fordert den Wirkstoff somit unmittelbar in Abhängigkeit von der Größe, die in einem gewünschten Wertebereich gehalten werden soll. Im Falle einer Insulinpumpe ist dies die Glucosekonzentration. Die gemessene bzw. durch Messung ermittelte Konzentration ist somit die Regelgröße der Pumpenregelung.
Bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nachfolgend anhand von Figuren beschrieben. Es zeigen:
Fig. 1 eine Messvomchtung mit einem implantierten Lichtwellenleiter,
Fig. 2 eine Messvorrichtung mit einer implantierten Lichtquelle,
Fig. 3 eine Messvomchtung mit einem implantierten Reflektor, Fig 4 eine Messvomchtung mit einem implantierten Reflektor mit zwei unterschiedlichen Reflektorflachen und Fig 5 eine Messvomchtung, bei welcher em Reflektor mit einem Detektor verbunden ist
Figur 1 zeigt ein erstes Ausfuhrungsbeispiel einer Vorπchtung für eine In-vivo Messung der Konzentration eines Inhaltsstoffs einer Koφerflussigkeit Den Inhaltsstoff bildet Glucose und die Koφerflussigkeit ist die interzellulare Flüssigkeit im Gewebe unmittelbar unter der menschlichen Haut
Die Vorπchtung umfasst eine Lichtquelle 3, die weißes Licht emittiert, einen Lichtwellenleiter 4 und einen Lichtdetektor 5 Der Lichtwellenleiter 4, der vorzugsweise durch eine Glasfaser oder ein Bündel von Glasfasern gebildet wird, ist m einem menschlichen Gewebe 2 unter der Haut 1 derart implantiert, dass eine Lichtauskopplungsstelle bzw Lichtabstrahlflache 4a des Lichtwellenleiters 4 im Gewebe mit der interzellularen Flüssigkeit plaziert ist Die Lichtabstrahlung erfolgt an der Spitze des Lichtwellenleiters 4 Der Lichtwellenleiter 4 weist an seinem vorderen Ende einen schrägen, glatten Schnitt auf, dessen freie, im implantierten Zustand der Haut 1 zugewandte Schnittflache die Lichtabstrahlflache 4a bildet Die Lichtabstrahlflache 4a ist im Detail zur Figur 1 dargestellt Wird der Lichtwellenleiter 4 durch em Faserbundel gebildet, so wird vorzugsweise auch dessen Lichtabstrahlflache durch solch eine schräge, glatte Schnittflache am freien vorderen Ende des Faserbundeis gebildet Der Abstand der Lichtabstrahlflache 4a betragt zur Hautoberflache mindestens 0,3 mm und vorzugsweise nicht mehr als 10 mm, besonders bevorzugt nicht mehr als 7 mm
Em konstanter Abstand und damit eine konstante Dicke der Schicht der interzellularen Flüssigkeit bzw eine Messstrecke konstanter Lange wird vorzugsweise dadurch sichergestellt, dass die Abstrahlflache 4a des Lichtwellenleiters 4 mittels eines Bolzens, der gleichzeitig als Abstandshalter dient, an der Haut 1 fixiert ist Der Lichtwellenleiter 4 ist von der Abstrahlflache 4a weg durch das Gewebe 2 und durch die Haut 1 hindurch nach außen geführt und zur Emkopplung des Lichts mit der außerhalb des Koφers befindlichen Lichtquelle 3 verbunden Der Lichtdetektor 5 ist mit einer Detektorflache der Abstrahlflache 4a zugewandt unmittelbar auf der Haut 1 über der Abstrahlflache 4a in einer starren Ausπchtung relativ zur Abstrahlflache 4a angeordnet Eine starre Verbindung zur fixen Ausnchtung der Detektorflache des Lichtdetektors 5 m Bezug auf die Abstrahlflache 4a des Lichtwellenleiters 4 wird vorzugsweise durch den genannten Bolzen zur Befestigung des Lichtwellenleiters 4 gebildet Die starre Verbindung zwischen dem Lichtdetektor 5 und dem Lichtwellenleiter 4 kann permanent oder losbar und wiederholt herstellbar ausgebildet sein
Die Lichtquelle 3 und der Lichtdetektor 5 sind vorzugsweise in einer festgelegten Anordnung miteinander verbunden, insbesondere in einem gemeinsamen Gehäuse untergebracht
Figur 2 zeigt eine zweites Ausfuhrungsbeispiel, in dem eine Lichtquelle 6 im Gewebe 2 unterhalb der Haut 1 implantiert ist Die Lichtquelle 6 kann durch eine Lichtquelle für weisses Licht gebildet werden Vorzugsweise wird sie durch eine Infrarot-Laserdiode oder em Array von mehreren Infrarot-Laserdioden gebildet Die implantierte Lichtquelle 6 und der Lichtdetektor 5 des zweiten Ausführungsbeispiels sind wieder in einer fixen Lagebeziehung zueinander angeordnet und entsprechend starr miteinander verbunden oder in einer starren Verbindung zueinander festlegbar Die Befestigung der Laserdiode 6 kann wiederum mit einem Bolzen erfolgen, wie im ersten Ausfuhrungsbeispiel Die Lichtquelle 6 wird über eine durch die Haut 1 hindurch nach außen geführte Leitung von einer Energiequelle 7 mit Energie versorgt Die Energiequelle 7 wird beispielsweise durch eine elektπsche Batteπe gebildet Statt einer leitungsgebundenen Energieversorgung kann eine leitungslose Energieversorgung, insbesondere die induktive Vorsorgung mit elektπscher Energie, vorgesehen sein
In den Ausfiihrungsbeispielen der Figuren 3 und 4 wird der implantierte Lichtsender durch Reflektoren 10 gebildet
In dem in Figur 3 abgebildeten dπtten Ausfuhrungsbeispiel handelt es sich um einen einfachen Reflektor 10 mit einer einzigen Reflektorflache, die der Haut 1 zugewandt und parallel zur Haut 1 in dem Gewebe 2 plaziert ist Die Reflektorflache erstreckt sich zumindest unter der Epidermis Der Reflektor 10 dient dazu, das von einer Lichtquelle 9 empfangene Licht zu dem Detektor 5 zu reflektieren Der Reflektor 10 ist im Gewebe 2 m einer festen Lagebeziehung zum Lichtdetektor 5 und der Lichtquelle 9 plaziert Zwischen diesen drei Komponenten, nämlich dem Lichtdetektor 5, der Lichtquelle 9 und dem Reflektor 10, besteht bevorzugt eine starre mechamsche Verbindung, die vorzugsweise permanent ist, grundsatzlich aber auch losbar und wieder festlegbar ausgebildet werden kann Die Festlegung im Gewebe 2 und der Komponenten 5, 9 und 10 relativ zueinander kann wieder mit einem Bolzen erreicht werden
Die Lichtquelle 9 emittiert im Ausfuhrungsbeispiel weißes Licht Ebenso bevorzugt kann die Lichtquelle 9 auch durch eine oder mehrere monochromatische Lichtquellen oder eine stufenlos veränderbare monochromatische Lichtquelle gebildet werden Als monochromatische Lichtquelle wird vorzugsweise ein Laser oder eine Laserdiode bzw em Laserdiodenarray verwendet
In Figur 4 ist eine Weiterentwicklung des Reflektors 10 dargestellt Der Reflektor 10 dieses vierten Ausführungsbeispiels weist zwei unterschiedliche Reflektorflachen bzw -schichten 12 und 13 auf Die Reflektorflachen 12 und 13 werden durch Beschichtung einer Reflektortragstruktur 11 erhalten Die beiden Reflektorflachen 12 und 13 weisen unterschiedliche Oberflächenstrukturen, insbesondere unterschiedliche Rauhigkeiten, auf Die Oberflachenstrukturen sind so gewählt, dass die eine der beiden Reflektorflachen 12 und 13, beispielsweise die Reflektorflache 12, ihren Reflektionsgrad in Abhängigkeit von der Glucosekonzentration in der unmittelbar an die Reflektorflache 12 angrenzenden interzellularen Flüssigkeit verändert Die Veränderung erfolgt selektiv nur in oder zumindest eine messbar geπngere Abhängigkeit von der Glucosekonzentration Die andere Reflektorflache 13 weist solch eine Oberflachenstruktur nicht auf, d h ihr Reflektionsgrad weist idealerweise keinerlei oder eine messbar geπngere Abhängigkeit von der Glucosekonzentration auf Die beiden unterschiedlichen Refiektorflachen 12 und 13 sind relativ zu der Lichtquelle 9 und dem Detektor 5 auf der Tragstruktur 1 1 derart nebeneinander angeordnet, dass die Weglange des Lichts von der Lichtquelle 9 zur jeweiligen Reflektorflache und von dort zur Detektionsflache des Detektors 5 für beide Reflektorflachen 12 und 13 im Mittel gleich lang ist. Durch Messung wird somit das Ausmaß der Änderung des Reflektionsgrads der Reflektorfläche 12 ermittelt und daraus schließlich die Glucosekonzentration in der interzellulären Flüssigkeit über den Reflektorflächen 13 abgeleitet. Die Reflektorfläche 12 und 13 dient als Referenzfläche, da in dem von ihr zum Lichtdetektor 5 reflektierten Licht sämtliche Einflüsse und Informationen enthalten sind, während die andere Reflektorfläche 12 eine Messfläche bildet und selektiv auf den Inhaltsstoff reagiert, dessen Konzentration ermittelt werden soll. Durch Vergleich der von der Messfläche 12 empfangenen Lichtsignale mit den von der Referenzfläche 13 empfangenen Lichtsignalen wird das Ausmaß der Änderung des Reflektionsgrads der Messfläche 12 und daraus die Konzentration des betreffenden Inhaltsstoffs ermittelt, beispielsweise durch Verhältnisbildung oder Differenzbildung der beiden Lichtsignale in einer mit dem Detektor 5 verbundenen Auswerteeinrichtung.
In der Anordnung der Figur 5 sind ein Detektor 5, eine Lichtquelle 9, ein implantierter Reflektor 10 durch ein Verbindungselement B miteinander verbunden. Bei dem Verbindungselement B handelt es sich um einen Verbindungsbolzen, der steif mit dem Reflektor 10 verbunden ist und, im implantierten Zustand, von dem Reflektor 10 aufragt und durch die Hautoberfläche nach außen durchragt. An dem außerhalb des Gewebes 2 befindlichen Teil des Verbindungselements B sind die Lichtquelle 9 und der Detektor 5 festgelegt. Der Detektor 5, die Lichtquelle 9 und der Reflektor 10 können permanent miteinander verbunden sein, d.h. nicht nur in der gezeigten Messstellung. So könnte die Verbindung des Detektors 5 und der Lichtquelle 9 mit dem Verbindungselement B eine Schwenkverbindung sein. Nach der Implantation des Reflektors 10 würden der Detektor 5 und die damit fest verbundene Lichtquelle 9 in die gezeigte Stellung relativ zum Reflektor 10 geschwenkt und vorzugsweise in dieser Stellung arretiert. Bevorzugter werden der Detektor 5 und die Lichtquelle 9 jedoch erst nach der Implantation des Reflektors 10 an dem Verbindungselement B festgelegt, insbesondere in die gezeigte Stellung verrastet. Das Verbindungselement B kann vorteilhafterweise durch eine Wandung bzw. ein Strukturteil einer Hautdurchlassvorrichtung gebildet werden. Die in Figur 5 dargestellten Komponenten 5, 9 und 10 entsprechen je einzeln den Komponenten 5, 9 und 10 des Ausführungsbeispiels der Figur 4. Sie können jedoch durch die entsprechenden Komponenten der Ausfuhrungsbeispiele der Figuren 1 bis 3 ersetzt werden.
Als Lichtquelle kann grundsätzlich und insbesondere in sämtlichen Ausführungsbeispielen, einschließlich des zweiten Ausführungsbeispiels mit implantierter Lichtquelle, eine Lichtquelle für weißes Licht verwendet werden. Stattdessen kann die Lichtquelle auch eine Lichtquelle für monochromatisches Licht sein. In diesem Falle werden vorzugsweise mehrere monochromatische Lichtquellen oder eine stufenlos veränderbare monochromatische Lichtquelle eingesetzt. Bevorzugt wird hierfür Laserlicht verwendet, wobei insbesondere eine Laserdiode oder ein Laserdiodenarray als Lichtquelle zum Einsatz kommt. Wird die Lichtquelle durch ein Laserdiodenarray gebildet, so emittieren die Dioden des Arrays Infrarotlicht jeweils einer anderen Wellenlänge, das nach Empfang durch den entsprechend angepassten Lichtdetektor mittels Infrarot-Spektroskopie analysiert wird, um die Konzentration des Inhaltsstoffs zu ermitteln. Grundsätzlich ist aber auch die Verwendung von LED's anstatt Laserdioden möglich. Die verwendete Lichtquelle emittiert vorzugsweise zumindest im Infrarotbereich oder im nahen Infrarotbereich, d.h. im Wellenlängenbereich von 500 bis 1200 nm. Die Lichtquelle ist in sämtlichen Ausführungsbeispielen vorzugsweise gepulst, um zum einen Energie einzusparen und zum anderen, um die Wärmebelastung im Gewebe so gering wie möglich zu halten.
Der Lichtdetektor wird vorzugsweise durch ein Infrarot- Spektrometer im Bereich von 500 bis 1200 nm gebildet. Grundsätzlich kann der Lichtdetektor 5 aber auch durch einen einfachen Infrarotdetektor gebildet werden.

Claims

Vorrichtung für eine In-vivo Messung der Konzentration eines Inhaltsstoffs einerKorperflüsigkeitPatentansprüche
Vorπchtung für eine In-vivo Messung der Konzentration eines Inhaltsstoffs einer Koφerflussigkeit, mit a) einem Lichtsender (4, 6, 10), der Licht aus einem für den Inhaltsstoff sensitiven Wellenlangenbereich sendet und für eine Implantation im lebenden Gewebe (2) vorgesehen ist, b) und einem Lichtdetektor (5), der in einer Messstellung der Vorπchtung das Licht empfangt und in Abhängigkeit von dem empfangenen Licht em Signal ausgibt, aus dem die Konzentration des Inhaltsstoffs ermittelbar ist, dadurch gekennzeichnet, dass c) der Lichtdetektor (5) sich m der Messstellung ausserhalb des Gewebes (2) befindet
Vorπchtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Lichtsender (4, 6, 10) im mplantieren Zustand von ausserhalb des Gewebes (2) mit dem Licht oder mit Energie zur Erzeugung des Lichts gespeist wird
Vomchtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Lichtsender (6) eine Lichtquelle (6) ist und die Vorπchtung femer eine Energiequelle (7) zur Versorgung der Lichtquelle (6) mit Energie von ausserhalb des Gewebes (2) umfasst
Vomchtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Lichtsender (4) ein Lichtleiter (4) ist und die Vorπchtung femer eine Lichtquelle (3) zur Erzeugung des Lichts aufweist, die mit dem Lichtleiter (4) verbindbar oder permanent verbunden ist und in der Messstellung das Licht von ausserhalb des Gewebes (2) in den Lichtleiter (4) eingekoppelt wird.
5. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Lichtsender (10) ein Reflektor (10) ist und die Vorrichtung femer eine Lichtquelle (9) zur Erzeugung des Lichts aufweist, die in der Messstellung das Licht durch das Gewebe (2) hindurch zu dem Reflektor (10) sendet, der es zu dem Lichtdetektor (5) reflektiert.
6. Vorrichtung nach dem vorhergehenden Anspruch, dadurch gekennzeichnet, dass der Reflektor (10) wenigstens zwei lichtreflektierende Oberflächen oder Schichten (11, 12) aufweist, die in einer optischen Eigenschaft in Bezug auf das Licht aus dem für den Inhaltstoff sensitiven Wellenlängenbereich unterschiedlich sind.
7. Vorrichtung nach dem vorhergehenden Anspruch, dadurch gekennzeichnet, dass der Reflektor (10) eine lichtreflektierende Oberfläche oder Schicht (11, 12) aufweist, die wenigstens eine ihrer optischen Eigenschaften in Abhängigkeit von der Konzentration eines Inhaltsstoffs der Köφerflüssigkeit, vorzugsweise des Inhaltsstoffs, dessen Konzentration gemessen werden soll, verändert.
8. Vorrichtung nach einem der zwei vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei der optischen Eigenschaft, die verändert wird, um den Reflektionsgrad und/oder die Polarisationswirkung handelt.
9. Vorrichtung nach einem der vier vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Reflektor wenigstens zwei lichtreflektierende Oberflächen oder Schichten (11, 12) aufweist, die auf unterschiedlichen Niveaus in Bezug auf eine gemeinsame Niveaufläche angeordnet sind, wobei die gemeinsame Niveaufläche im implantierten Zustand des Reflektors durch die Hautoberfläche gebildet wird.
10. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Lichtsender (4; 6; 10) und der Lichtdetektor (5) in der Messstellung relativ zueinander fix ausgerichtet miteinander verbunden sind.
11. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Lichtsender (4; 6; 10) mit einer Hautdurchlassvorrichtung verbunden oder integrierter Bestandteil einer Hautdurchlassvorrichtung ist, wobei die Hautdurchlassvorrichtung in einem implantierten Zustand einen Köφeφort für eine Zufuhrung eines Produktfluids oder eine Abführung einer Köφerflüssigkeit bildet.
12. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Lichtdetektor (5; 6; 10) mit einer Hautdurchlassvorrichtung verbunden oder integrierter Bestandteil einer Hautdurchlassvorrichtung ist, wobei die Hautdurchlassvorrichtung in einem implantierten Zustand einen Köφeφort für eine Zuführung eines Produktfluids oder eine Abführung einer Köφerflüssigkeit bildet.
13. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch die Verwendung zur Ermittlung der Glucosekonzentration, vorzugsweise für eine Diabetestherapie.
14. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch die Verwendung als Messvorrichtung in einem Regelkreis einer Pumpe eines Infusionsgeräts zur Verabreichung eines Wirkstoffs, wobei der Wirkstoff in Abhängigkeit von der Konzentration des Inhaltsstoffs dosiert verabreicht wird.
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2003051191A1 (en) * 2001-12-17 2003-06-26 Danfoss A/S Method and device for monitoring analyte concentration by optical detection
WO2003077743A1 (de) * 2002-03-19 2003-09-25 Henry Arthur Muglia Blutzuckersensor und messverfahren zur bestimmung des blutzuckerwerts
WO2004062491A1 (en) * 2003-01-13 2004-07-29 Glucon Inc. Photoacoustic assay method and apparatus

Families Citing this family (47)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
ES2306525T3 (es) * 1998-08-26 2008-11-01 Sensors For Medicine And Science, Inc. Dispositivos de deteccion basados en optica.
US7553280B2 (en) * 2000-06-29 2009-06-30 Sensors For Medicine And Science, Inc. Implanted sensor processing system and method
US7135342B2 (en) * 2001-05-04 2006-11-14 Sensors For Medicine And Science, Inc. Electro-optical sensing device with reference channel
US7191011B2 (en) * 2003-04-07 2007-03-13 Advanced Neuromodulation Systems, Inc. Access port indicator for implantable medical device
CN102811556A (zh) * 2003-04-15 2012-12-05 医药及科学传感器公司 具有集成天线的印刷电路装置和具有集成印刷电路板天线的可植入传感器处理系统
DE10322413A1 (de) * 2003-05-16 2004-12-02 Proderm Institut für Angewandte Dermatologische Forschung GmbH Verfahren und Vorrichtung zur Messung des Einflusses kosmetischer oder pharmazeutischer Externa auf die Transmission der menschlichen Haut
ES2612752T3 (es) 2003-12-18 2017-05-18 Metronom Health, Inc. Biosensor implantable y métodos de uso del mismo
EP1850733A2 (de) * 2005-02-17 2007-11-07 Medingo Ltd. Verfahren und gerät zur überwachung von analyten im körper
US7308292B2 (en) 2005-04-15 2007-12-11 Sensors For Medicine And Science, Inc. Optical-based sensing devices
US8126554B2 (en) 2006-05-17 2012-02-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with chemical sensor and related methods
US8202267B2 (en) 2006-10-10 2012-06-19 Medsolve Technologies, Inc. Method and apparatus for infusing liquid to a body
WO2009081262A1 (en) 2007-12-18 2009-07-02 Insuline Medical Ltd. Drug delivery device with sensor for closed-loop operation
KR20090128499A (ko) 2007-03-19 2009-12-15 인슐린 메디컬 엘티디 약물 전달 장치
US9220837B2 (en) 2007-03-19 2015-12-29 Insuline Medical Ltd. Method and device for drug delivery
US8622991B2 (en) 2007-03-19 2014-01-07 Insuline Medical Ltd. Method and device for drug delivery
US20090163856A1 (en) * 2007-12-19 2009-06-25 Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware Treatment indications informed by a prior implant information
US8636670B2 (en) * 2008-05-13 2014-01-28 The Invention Science Fund I, Llc Circulatory monitoring systems and methods
US9717896B2 (en) * 2007-12-18 2017-08-01 Gearbox, Llc Treatment indications informed by a priori implant information
US20090292214A1 (en) * 2008-05-22 2009-11-26 Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware Circulatory monitoring systems and methods
US20090292213A1 (en) * 2008-05-21 2009-11-26 Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware Circulatory monitoring systems and methods
US20100036263A1 (en) * 2008-08-07 2010-02-11 Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware Circulatory monitoring systems and methods
US20090287120A1 (en) 2007-12-18 2009-11-19 Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware Circulatory monitoring systems and methods
US8708961B2 (en) 2008-01-28 2014-04-29 Medsolve Technologies, Inc. Apparatus for infusing liquid to a body
US20090318773A1 (en) * 2008-06-24 2009-12-24 Searete Llc, A Limited Liability Corporation Of The State Of Delaware Involuntary-response-dependent consequences
CN102245137A (zh) 2008-11-07 2011-11-16 茵苏莱恩医药有限公司 用于药物递送的装置和方法
WO2011059016A1 (ja) * 2009-11-16 2011-05-19 株式会社 日立メディコ 生体光計測装置及び発光部交換要否情報表示方法
US10010272B2 (en) 2010-05-27 2018-07-03 Profusa, Inc. Tissue-integrating electronic apparatus
CN105147300B (zh) 2010-10-06 2019-09-03 普罗弗萨股份有限公司 组织整合性传感器
US10853819B2 (en) 2011-04-14 2020-12-01 Elwha Llc Cost-effective resource apportionment technologies suitable for facilitating therapies
US10445846B2 (en) 2011-04-14 2019-10-15 Elwha Llc Cost-effective resource apportionment technologies suitable for facilitating therapies
US8514067B2 (en) 2011-08-16 2013-08-20 Elwha Llc Systematic distillation of status data relating to regimen compliance
DE102011087679B3 (de) * 2011-12-02 2013-04-18 Schildtec GmbH Meßkammer für einen optisch arbeitenden Sensor zum Bestimmen einer Konzentration eines Stoffes
JP2015171391A (ja) * 2012-07-10 2015-10-01 テルモ株式会社 検知装置および検知方法
CN105120750B (zh) 2013-03-14 2018-01-12 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
AU2014274784B2 (en) 2013-06-06 2018-12-06 Profusa, Inc. Apparatus and methods for detecting optical signals from implanted sensors
GB2521627A (en) * 2013-12-23 2015-07-01 Dermal Diagnostics Ltd Device and method for characterisation of biological samples
CN107949327A (zh) * 2015-06-25 2018-04-20 普罗菲尤萨股份有限公司 用于可植入分析物传感器的经皮读取器
US10716500B2 (en) 2015-06-29 2020-07-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for normalization of chemical sensor data based on fluid state changes
MX2018002587A (es) 2015-09-02 2019-02-07 Metronom Health Inc Sistemas y métodos para control continuo de la salud utilizando un sensor de analitos optoenzimático.
US11331018B2 (en) 2016-12-22 2022-05-17 Profusa, Inc. System and single-channel biosensor for and method of determining analyte value
CN108968976B (zh) 2017-05-31 2022-09-13 心脏起搏器股份公司 具有化学传感器的植入式医疗设备
US10874339B2 (en) 2017-06-15 2020-12-29 Senseonics, Incorporated System and method for measuring an amount of blood and/or clotting in a pocket surrounding an implantable medical device
CN109381195B (zh) 2017-08-10 2023-01-10 心脏起搏器股份公司 包括电解质传感器融合的系统和方法
CN109419515B (zh) 2017-08-23 2023-03-24 心脏起搏器股份公司 具有分级激活的可植入化学传感器
CN109864746B (zh) 2017-12-01 2023-09-29 心脏起搏器股份公司 用于医学装置的多模式分析物传感器
CN109864747B (zh) 2017-12-05 2023-08-25 心脏起搏器股份公司 多模式分析物传感器光电子接口
JPWO2022220012A1 (de) * 2021-04-13 2022-10-20

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4255053A (en) * 1977-05-06 1981-03-10 Max-Planck-Gesellschaft Zur Forderung Der Wissenschaften E.V. Photometer including auxiliary indicator means
EP0567447A1 (de) * 1992-04-23 1993-10-27 AVL Medical Instruments AG Sensoranordnung zur direkten oder indirekten Bestimmung physikalischer oder chemischer Parameter
WO1995022927A1 (en) * 1994-02-23 1995-08-31 Peyman Gholam A Diagnostic system and method using an implanted reflective device
WO1998001071A1 (en) 1996-07-08 1998-01-15 Animas Corporation Implantable sensor and system for in vivo measurement and control of fluid constituent levels
WO1998031276A1 (en) * 1997-01-17 1998-07-23 Palti Yoram Prof Sensor utilizing living muscle cells
US6011984A (en) * 1995-11-22 2000-01-04 Minimed Inc. Detection of biological molecules using chemical amplification and optical sensors

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5101814A (en) * 1989-08-11 1992-04-07 Palti Yoram Prof System for monitoring and controlling blood glucose
US5342789A (en) * 1989-12-14 1994-08-30 Sensor Technologies, Inc. Method and device for detecting and quantifying glucose in body fluids
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
US5569186A (en) * 1994-04-25 1996-10-29 Minimed Inc. Closed loop infusion pump system with removable glucose sensor
US5474552A (en) * 1994-06-27 1995-12-12 Cb-Carmel Biotechnology Ltd. Implantable drug delivery pump
US5995860A (en) * 1995-07-06 1999-11-30 Thomas Jefferson University Implantable sensor and system for measurement and control of blood constituent levels
US5833603A (en) * 1996-03-13 1998-11-10 Lipomatrix, Inc. Implantable biosensing transponder
US6285896B1 (en) * 1998-07-13 2001-09-04 Masimo Corporation Fetal pulse oximetry sensor

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4255053A (en) * 1977-05-06 1981-03-10 Max-Planck-Gesellschaft Zur Forderung Der Wissenschaften E.V. Photometer including auxiliary indicator means
EP0567447A1 (de) * 1992-04-23 1993-10-27 AVL Medical Instruments AG Sensoranordnung zur direkten oder indirekten Bestimmung physikalischer oder chemischer Parameter
WO1995022927A1 (en) * 1994-02-23 1995-08-31 Peyman Gholam A Diagnostic system and method using an implanted reflective device
US6011984A (en) * 1995-11-22 2000-01-04 Minimed Inc. Detection of biological molecules using chemical amplification and optical sensors
WO1998001071A1 (en) 1996-07-08 1998-01-15 Animas Corporation Implantable sensor and system for in vivo measurement and control of fluid constituent levels
WO1998031276A1 (en) * 1997-01-17 1998-07-23 Palti Yoram Prof Sensor utilizing living muscle cells

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2003051191A1 (en) * 2001-12-17 2003-06-26 Danfoss A/S Method and device for monitoring analyte concentration by optical detection
US7248906B2 (en) 2001-12-17 2007-07-24 Danfoss A/S Method and device for monitoring analyte concentration by optical detection
WO2003077743A1 (de) * 2002-03-19 2003-09-25 Henry Arthur Muglia Blutzuckersensor und messverfahren zur bestimmung des blutzuckerwerts
WO2004062491A1 (en) * 2003-01-13 2004-07-29 Glucon Inc. Photoacoustic assay method and apparatus
JP2006516207A (ja) * 2003-01-13 2006-06-29 グルコン インク 光音響分析方法及び装置

Also Published As

Publication number Publication date
DE10011284B4 (de) 2007-06-28
DE10011284A1 (de) 2001-09-20
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US20030050542A1 (en) 2003-03-13

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