專利名稱：監(jiān)測或調(diào)控葡萄糖的醫(yī)療裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種適合用于分析物監(jiān)測和藥品輸送的醫(yī)療裝置，特別是用于監(jiān)測葡萄糖和糖尿病患者的治療。
背景技術(shù)：
不同的用于糖尿病患者治療的醫(yī)療裝置在之前已經(jīng)介紹過單獨的葡萄糖傳感器 (例如，電化學(xué)、粘度(viscosimetric)、或光學(xué)傳感器)、單獨的藥物輸送裝置(例如，胰島 素泵或胰島素筆)以及所謂的閉環(huán)系統(tǒng)，即集成了葡萄糖傳感器和藥物輸送的系統(tǒng)。后者 理想地模仿出胰臟的功能，即能夠控制血糖的藥物的釋放受到血糖濃度的控制。專利申請US 2006/0224141中描述了一種醫(yī)療系統(tǒng)，其組合了葡萄糖監(jiān)測單元和 藥物灌注單元。在該醫(yī)療系統(tǒng)中，分析物監(jiān)測單元與藥物灌注單元分開。分析物傳感器以 利用電極為基礎(chǔ)，以便確定由于分析物濃度變化而發(fā)生的電阻變化。US 5569186A公開了另一種閉環(huán)系統(tǒng)，其中醫(yī)療系統(tǒng)的細(xì)成部分完全被植入患者 體內(nèi)。專利申請WO 03047426A1中描述了另一種閉環(huán)系統(tǒng)，其中至少部分植入的葡萄糖 傳感器與注射筆相通，但是使用者可以根據(jù)葡萄糖傳感器測出的葡萄糖濃度來調(diào)整注射劑量。上面描述的控制藥物灌注的閉環(huán)系統(tǒng)由至少兩個分離的單元組成，它們通過電接 口相連。WO 89/01794公開了一種可植入的葡萄糖傳感器，它與藥品輸送系統(tǒng)集成為一體。 所述傳感器包括輸注液體(liquid infusate)，所述液體處于一定壓力下并流經(jīng)導(dǎo)管。所述 導(dǎo)管的一部分含有微孔膜，其中存在于輸注液中的葡萄糖濃度經(jīng)過一定的響應(yīng)時間而達(dá)到 平衡(equilibrated)，所述響應(yīng)時間在幾分鐘到一小時之間。然后，平衡的輸注液流過化學(xué) 閥，所述閥由含刀豆球蛋白A和葡聚糖分子的基體細(xì)成?；瘜W(xué)閥中的基體受出現(xiàn)在輸注液 中的葡萄糖濃度的影響而改變其孔隙率，從而調(diào)控流入患者身體中的輸注液量。當(dāng)WO 89/01794中所公開的系統(tǒng)被單獨用于監(jiān)控周圍介質(zhì)中葡萄糖的濃度時，導(dǎo) 管含有額外的葡萄糖傳感器，比如酶電極(enzyme electrode)、燃料電池、或親和型傳感器 (affinity sensor)，但不存在化學(xué)閥。進(jìn)一步提出的是一種獨立傳感器，在輸注液通過化 學(xué)閥基體之前和之后，輸注液的壓力在所述傳感器中確定，但是穿過化學(xué)閥基體的壓降量 與平衡的輸注液中的葡萄糖濃度成反比。為了控制糖尿病患者的血糖水平，有必要快速地獲取結(jié)果以便調(diào)整藥品的輸送。 這就是為什么葡萄糖傳感器內(nèi)組分的響應(yīng)時間是藥品輸送計劃取得成功的決定性因素。如 果，如WO 89/01794中所述，平衡區(qū)具有高達(dá)一個小時的響應(yīng)時間，化學(xué)閥中包含有的基體 具有額外的響應(yīng)時間，藥品配送被調(diào)整到的血糖值已經(jīng)不再在患者體內(nèi)出現(xiàn)，因而對患者 血糖水平的調(diào)控不是最理想的。進(jìn)一步說，如果確定孔徑尺寸的基體是流動狀態(tài)的，即隨著輸注液到來的新組分(比如葡聚糖分子)替換了隨著輸注液被沖走的細(xì)分而進(jìn)入患者體內(nèi)，那么對治療沒有幫 助的細(xì)分可能會進(jìn)入患者體內(nèi)(刀豆球蛋白A是一種有毒化合物)?；w有可能隨時間推 移而改變性狀，這是由于新組分的替換可能不會以平均分布的方式發(fā)生(在帶有新組分的 輸注液先到的基體入口有可能出現(xiàn)聚團(tuán)的狀況)
發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是為了提供一種快速精確測量患者的分析物水平的醫(yī)療裝置。本發(fā)明的另一個目的是為了提供一種能夠精細(xì)并及時地對分析物進(jìn)行調(diào)控的醫(yī)
療裝置。本發(fā)明的特別目的在于提供一種快速精確測量患者的血糖水平，并能夠精細(xì)且及 時地對血糖進(jìn)行調(diào)控的醫(yī)療裝置。本發(fā)明的另一個特別目的是為了提供一種調(diào)控患者的血糖水平的醫(yī)療裝置，所述 裝置對血糖水平進(jìn)行快進(jìn)、精確和及時的調(diào)控。提供一種用于分析物測量和/或調(diào)控的緊湊、重量輕和制造經(jīng)濟(jì)的醫(yī)療裝置是有 優(yōu)勢的。提供一種用于分析物測量和/或調(diào)控的穿戴方便簡單的醫(yī)療裝置是有優(yōu)勢的。本發(fā)明的目的已經(jīng)通過提供一種根據(jù)權(quán)利要求1所述的測量分析物濃度的醫(yī)療 裝置，以及通過提供一種根據(jù)權(quán)利要求12所述的測量分析物濃度和調(diào)控分析物水平的方 法而實現(xiàn)。此處公開的是一種醫(yī)療裝置，包括適于輸送液體的壓力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)。所述醫(yī)療裝置 進(jìn)一步包括適于測量流動阻力的傳感器，和包括多孔膜的可植入部件。所述多孔膜受可植 入部件周圍的介質(zhì)中分析物濃度改變的支配而可逆地改變其孔隙率。特別地，分析物可以 是葡萄糖。根據(jù)本發(fā)明一個實施方式的液體含有能夠影響患者體內(nèi)分析物水平(例如血糖 水平)的藥品，從而使得醫(yī)療裝置也可用于藥品配送。還公開了一種測量分析物濃度的方法，包括提供一種醫(yī)療裝置，所述裝置包括具有多孔膜的可植入部件，所述多孔膜受可植 入部件周圍的介質(zhì)中分析物濃度改變的支配而改變其孔隙率；朝向所述多孔膜注射離散量 的液體；測量與所述液體通過所述多孔膜的流動阻力相關(guān)的值；以及根據(jù)與通過所述多孔 膜的流動阻力相關(guān)的測量值計算分析物濃度。假設(shè)分析物是葡萄糖的話，根據(jù)實施方式，所述方法可進(jìn)一步包括根據(jù)所測量到 的葡萄糖濃度傳輸一種或多種能夠影響患者血糖水平的藥物。根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選實施方式，壓力產(chǎn)生機(jī)構(gòu)包括泵和儲器。泵將預(yù)先規(guī)定的精 確量的液體從儲器輸送到可植入部件。所述泵在現(xiàn)有技術(shù)中是已知的?？梢允褂貌煌N 類的泵，如活塞泵/或蠕動泵，這些都仍保留在本發(fā)明的范疇之內(nèi)。特別優(yōu)選的是在EP 1527793A1中描述的一種泵，該文獻(xiàn)通過引用介紹于此。所述的泵不僅尺寸小，還能精確的 輸送微小量液體。所述儲器可以是具有柔性壁的可收縮的儲器，或者是具有固定形態(tài)的儲 器，比如由玻璃制成的帶有可移動塞子的標(biāo)準(zhǔn)安瓿。根據(jù)本發(fā)明的實施方式，所述泵將流體從儲器中抽出并向可植入部件輸送流體。根據(jù)本發(fā)明的另一個優(yōu)選實施方式，所述儲器受壓使得液體朝所述泵移動。這可以通過各 種不同的方式實現(xiàn)，例如通過迫使塞子在玻璃安瓿儲器中向前移動，或通過向柔性儲器側(cè) 壁施加作用力，或者通過利用充滿加壓氣體的第二儲器向充滿液體的儲器施壓的方式實 現(xiàn)。如果儲器中的液體受壓，那么可以用閥來替換泵。現(xiàn)有技術(shù)中已經(jīng)描述了為了輸 送精確量液體而開閉的閥，并且這些閥對本技術(shù)領(lǐng)域的技術(shù)人員來說是熟知的。有利地，液體以離散(即，非連續(xù))的量輸送到多孔膜。在離散量的輸送中，多孔膜內(nèi)的葡萄糖濃度通過擴(kuò)散的手段被調(diào)整到周圍溶液中出現(xiàn)的葡萄糖濃度。一旦多孔膜內(nèi) 的葡萄糖濃度與周圍溶液中的葡萄糖濃度相對應(yīng)，那么在液體被迫通過多孔膜的時候所測 量到的流動阻力就作為對出現(xiàn)在周圍溶液中的葡萄糖濃度的量度。在優(yōu)選的實施方式中，適合測量流動阻力的傳感器包括界限出室的柔性膜，所述 膜在壓力生成機(jī)構(gòu)向室內(nèi)注射了預(yù)定體積的液體時會發(fā)生彈性地移位。在它的松弛過程 中，柔性膜生成壓力，所述壓力將液體傳遞到包含在可植入部件中的多孔膜。柔性膜會以一 定速率放松到其原始位置，該速率取決于膜的孔隙率，而孔隙率取決于周圍溶液中葡萄糖 的濃度。彈性膜松弛(或幅值衰減)速率作為對流動阻力的量度。在優(yōu)選的實施方式中， 膜的位移量例如，可以用電容器測量?？商鎿Q地，膜的位移量可通過其他手段測量，比如激 光或霍爾傳感器測量。在優(yōu)選的實施方式中，可植入部件中的多孔膜包括水凝膠，所述水凝膠受分析物 濃度的影響可逆地改變其孔隙率。在分析物是葡萄糖的情況下，水凝膠有利地含有葡萄糖 敏感水凝膠。葡萄糖敏感水凝膠可通過使用凝集素(lectins)(特別是刀豆球蛋白A)，苯 基硼酸基水凝膠(phenylboronic acid based hydrogels)及其他葡萄糖的親合受體，或葡 萄糖氧化酶或其他能夠可逆地與葡萄糖結(jié)合的分子制造而成。對其他分析物來說，會用到 對本領(lǐng)域的技術(shù)人員來說是已知的并專一對應(yīng)分析物的合適的親合受體，如結(jié)合蛋白，抗 體(例如，參見Miyata et al. 1999 :A reversibly antigen-responsive hydrogel. Nature Vol. 399，pp. 766-769)或其他物質(zhì)。水凝膠可被容納在包括槽的管狀部件中。膜有利地被可植入部件的管狀結(jié)構(gòu)所支 撐，其可由任何堅固材料，如金屬，塑料，或陶瓷材料制成。可植入部件可以僅部分地植入到 患者體內(nèi)，這在本技術(shù)領(lǐng)域中也被稱為最小侵入性。發(fā)明人已經(jīng)發(fā)規(guī)在關(guān)于其他用途所描述的水凝膠和適合在本發(fā)明中使用的多種 使用形式，特別是當(dāng)分析物為葡萄糖的情況下。Tang et al.報告了一種機(jī)械和化學(xué)穩(wěn)定 的葡萄糖敏感水凝膠膜的合成法，所述膜可被制成許多種機(jī)械形式。對于葡萄糖濃度改變 的響應(yīng)被征明是雙向可逆的，也就是指在凝膠和溶膠這兩種狀態(tài)之間的轉(zhuǎn)變。更進(jìn)一步， 水凝膠在伸展期間過程中出現(xiàn)了可忽略不計的刀豆球蛋白A的泄漏。對兩種分子量不同 的葡聚糖的使用能夠?qū)δz結(jié)構(gòu)進(jìn)行更大的控制，因此性能的改變可以被局限為水凝膠內(nèi) 部孑匕隙率的改變(Tang et al. 2003 :A reversible hydrogel membrane and delivery of macromolecules. Biotechnology and Bioengineering, Vol. 82, No. 1, April5, 2003)。有 利地，刀豆球蛋白A被固定在水凝膠內(nèi)部，因此刀豆球蛋白A不能進(jìn)入患者體內(nèi)，這是因 為它已經(jīng)被報道了對人類具有毒副作用。已經(jīng)報道了固定刀豆球蛋白A的方法=Miyata et al.報告了刀豆球蛋白A共聚化葡萄糖氧基甲基丙烯酸乙酯(glucosyloxyethylmethacrylate (GEMA))水凝膠的合成法，刀豆球蛋白A不能從其中漏出，因此可以實現(xiàn)多孔膜孑匕隙率的可逆改變(Miyata et al. 2004 :Glucose_responsive hydrogels prepared by copolymerization of a monomer with Con A. Journal Biomaterial Science Polymer Edit ion，Vol. 15，No. 9，pp 1085-1098，2004)。Kim 和 Park 報告了 將刀豆球蛋白 A 固 定到含葡萄糖的聚合物中的固定法(Kim J. J. and Park K. 2001 immobilization of Concanavalin A to glucose-containing polymers. Macromolecular Symposium,No. 172, pp 95-102,2001)。但是，在本發(fā)明的范圍內(nèi)，多孔膜可由各種不同的葡萄糖敏感水凝膠制成，它們 本質(zhì)上在用于護(hù)理糖尿病的葡萄糖傳感器和胰島素輸送系統(tǒng)作為葡萄糖濃度測量裝置是 己知的(參見例如T. Miyata，Τ. Uragami, K. Nakamae Adv. Drug Deliver. Rev. 2002,54, 79. ；Y. Qiu,K. Park Adv. Drug. Deliver. Rev. 2001,53,321. ；S. Chaterji, I. K. Kwon,K. park Prog. Polym. Sci. 2007, 32,1083. ；N. A. Peppas J. Drug Del. Sci. Tech. 2004，14，247-256)。 水凝膠是交聯(lián)聚合基體，其吸收大量的水分并膨脹。這些材料可以是物理和化學(xué)交聯(lián)的，以 便維持它們的結(jié)構(gòu)完整性。在熱力學(xué)活性官能基存在的情況下，水凝膠可以是對外部環(huán)境 條件敏感的。這些凝膠膨脹的表現(xiàn)可取決于PH值，溫度，離子強(qiáng)度，或溶劑成分。這些性 能已經(jīng)被用于設(shè)計刺激物敏感或“智能”的水凝膠，比如葡萄糖敏感聚合系統(tǒng)(參見例如 G. Albin, T. A. Horbett, B. D. Ratner, J. Controlled Release,1985,2,153. ；K. Ishihara, Μ. Kobayashi, I.Shinohara Polymer J. 1984,16,625)。葡萄糖氧化酶加載(oxidase-loaded)的水凝膠pH值敏感水凝膠與葡萄糖氧化酶(GOD)的組合已經(jīng)被研究用于設(shè)計葡萄糖敏感 的水凝膠。葡萄糖被GOD酶促轉(zhuǎn)化為葡糖酸，這降低了環(huán)境的pH值。該酶已經(jīng)被聯(lián)合組成 不同種類的PH值敏感水凝膠。對于含有聚陽離子(polycations)的水凝膠來說，如聚(N， N'-甲基丙烯酸二乙基氨基乙基酯)(poly (N，N' -diethylaminoethyl methacrylate)), 降低PH值導(dǎo)致水凝膠膜由于N，N' _ 二乙氨基乙基側(cè)鏈的離子化而發(fā)生膨脹。當(dāng)膜發(fā)生 膨脹時，分子擴(kuò)散得比收縮狀態(tài)時更容易。如果水凝膠膜含有聚陰離子，如聚(甲基丙烯 酸)，孔隙由于聚合物鏈上電荷之間的靜電斥力而在高PH值時閉合。在pH值降低之后，孔隙 打開，這是因為由于甲基丙烯酸側(cè)鏈質(zhì)子化導(dǎo)致鏈發(fā)生斷裂(Y. Ito, Μ. Casolaro, K. Kono, I. Yukio J. Controlled Release 1989，10，195)凝集紊加載(Lectin-loaded)的水凝膠設(shè)計葡萄糖敏感水凝膠的另一條途徑包括將含有葡萄糖的聚合物與碳水化合物 結(jié)合的蛋白(凝集素)細(xì)合起來，如刀豆球蛋白A (Con A)。Con A的葡萄糖受體和含有葡 萄糖的聚合物發(fā)生的生物特異親合結(jié)合(biospecific affinity binding)導(dǎo)致了能夠響 應(yīng)游離葡萄糖濃度可逆地發(fā)生溶膠_凝膠轉(zhuǎn)變的凝膠的形成。含有不同種天然葡萄糖的 聚合物已經(jīng)被使用，比如聚蔗糖(polysucrose)，葡聚糖，和糖原(參見例如M. J. Taylor, S. Tanna, J. Pharm. Pharmacol. 1994,46,1051 ； Μ. J. Taylor, S. Tanna, P. Μ. Taylor, G. Adams, J. Drug Target. 1995，3，209 ；S. Tanna, Μ. J. Taylor, J. Pharm. Pharmacol. 1997，49，76 ； S. Tanna,M. J. Taylor,Pharm Pharmacol. Commun. 1998,4,117 ；S. Tanna,M. J. Taylor,Proc. Int. Symp. Contr. Rel. Bioact. Mater. 1998, 25, 737B. ；S. Tanna, M. J. Taylor, G. Adams, J. Pharm. Pharmacol. 1999，51，1093)。另外，已經(jīng)研制出了一些合成聚合物，它們具有定義明確(well defined)的糖基，如聚(2-葡萄糖基氧乙基甲基丙烯酸酯)(PGEMA) (K. Nakamae, T. Miyata, A. Jikihara, A. S. Hoffman J. Biomater. Sci. polym. Ed. 1994,6, 79.)具有苯基硼酸部分的水凝有膠 結(jié)合蛋白質(zhì)的葡萄糖敏感水凝膠的制作和處理很困難，這是由于生物組分的不穩(wěn) 定性所致。為了克服這個問題，研制出了含有苯基硼酸部分的合成水凝膠。苯基硼酸及其衍 生物形成多元醇化合物的復(fù)合物，如水溶液中的葡萄糖。確實，這些路易斯酸能可逆地結(jié)合 糖的順式-1，2-或-1，3-二醇共價形成五或六元的環(huán)(C. J. Ward，P. Patel，T. D. James, Org. Lett. 2002，4，477.)。在苯基硼酸和多元醇化合物之間的復(fù)合物可在有競爭力的多元醇化 合物存在的情況下發(fā)生解離，所述有競爭力的多元醇化合物能夠形成更強(qiáng)的復(fù)合物?；?這一觀點，苯基硼酸和葡萄糖及聚(乙烯乙醇)有競爭力的結(jié)合被用來構(gòu)造葡萄糖敏感系 統(tǒng)(參見例如A. Kikuchi, K. Suzuki, 0. Okabayashi, H. Hoshino, K. Kataoka, Y. Sakurai, Τ.Okano Anal. Chem. 1996,68,823-828 ；K.Kataoka, H. Miyazaki Macromolecules 1994, 27,10611062)。在這種情況下，游離葡萄糖的存在導(dǎo)致了水凝膠的膨脹。不管結(jié)果多有前 景，上面所描述的系統(tǒng)不能夠被用于葡萄糖濃度的活體內(nèi)監(jiān)測，理由有二1)生理條件苯基硼酸和多元醇的逆結(jié)合過程無法在生理條件下實現(xiàn)(溫度，離 子強(qiáng)度和PH值)。2)選擇性苯基硼酸的結(jié)合過程是沒有選擇性的。事實上，苯基硼酸可以同擁 有糖的順式-1，2-或-1，3-二醇的任何糖類(比如，葡萄糖，果糖和半乳糖及乳酸)組成 復(fù)合物。在健康的個體中，葡萄糖的正常值在4-8mM的范圍內(nèi)，而果糖和半乳糖是在葡萄 糖之后含量最多的糖份，通常在生理流體中處于亞mMol(Sub-mMol)的水平(R. Badugu， J. R. Lakowicz, C. D. Geddes, Analyst2004,129,516)。苯基硼酸對果糖具有比葡萄糖更大 的親合性(J. P. Lorand, J. 0. Edwards, J. Am. Chem. Soc. 1959，24，769)，這一特征有可能會影 響到葡萄糖測量數(shù)據(jù)的精確度。已經(jīng)提出了具有苯基硼酸部分的水凝膠的一些配方，以便 改進(jìn)凝膠的選擇性并確保生理條件下更好的可逆反應(yīng)能力。最具前景的配方之一已經(jīng)在 2006 年由 Pritchard 提出。(G. J. fforsley, G. A. Tourniaire, K. E. S. Medlock, F. K. Sartain, H. E. Harmer，M. Thatcher, Α. Μ. Horgan,J.Pritchard Clinical Chem. 2007，53，1820—1826) 叔胺單體(N-[3-( 二甲氨基)丙基]-丙烯酰胺)與3-丙烯酰胺苯基硼酸共聚得到具有對 葡萄糖專一親合性的葡萄糖敏感水凝膠。在這種情況下，葡萄糖濃度的增加導(dǎo)致凝膠收縮。 對所觀察到的收縮現(xiàn)象最有可能的解釋是具有有利的立體化學(xué)結(jié)構(gòu)的兩個相鄰硼酸受體 通過葡萄糖交聯(lián)從而獲得二硼化葡萄糖(bis-boronateglucose)復(fù)合物。該葡萄糖敏感水 凝膠薄膜已經(jīng)加載了 AgBr光敏晶體以便設(shè)計出全息的葡萄糖傳感器，所述傳感器顯示出 了其在測量人類血漿中的葡萄糖方面的能力(參見例如S. Tanna, Τ. S. Sahota, J. Clark, Μ. J. Taylor J. Drug Target. 2002,10411. ；S. Tanna, T. Sahota, J. Clark, M. J. Taylor, J. Pharm. Pharmacol. 2002,54,1461)。在優(yōu)選的方法中，確定的葡萄糖濃度由另外的測量來進(jìn)行校準(zhǔn)，而該另外的測量 則是在葡萄糖敏感多孔膜已經(jīng)用液體漂洗之后才實施的，因此另外的測量確定了液體中的 葡萄糖濃度。這是本發(fā)明的重要優(yōu)勢，這增添了堅固耐用和簡便性為了確定出可與葡萄糖濃度測量數(shù)據(jù)進(jìn)行比較的參考數(shù)值，要注射一連串離散量的液體。在輸送了許多單元以后，多 孔膜的孔隙率達(dá)了由醫(yī)療裝置中所含液體的葡萄糖濃度所決定的數(shù)值，這是已知的數(shù)值， 并且因此可被用作參考數(shù)值。為了校準(zhǔn)葡萄糖測量數(shù)據(jù)，僅上述系列測量中的第一次測量 (測量可植入部件周圍溶液的葡萄糖濃度)與最后一次的測量(測量醫(yī)療裝置儲器中存 在的液體的已知葡萄糖濃度)進(jìn)行比較。因此，可以對葡萄糖測量進(jìn)行調(diào)整從而克服可能 會使測量數(shù)據(jù)失真的影響，比如溫度，濕度，電子穩(wěn)定性，材料性能的改變，如水凝膠的老化 等。這種自動校準(zhǔn)過程使得醫(yī)療裝置變得非常簡單耐用，因為測量數(shù)據(jù)可以通過簡單運行 如上所述的液體輸送程序就能與參考數(shù)值進(jìn)行比較。
在不輸送任何單元以后，多孔膜的孔隙率會達(dá)到由膜周圍葡萄糖濃度所決定的數(shù) 值。隨后輸送的第一單元被迫使通過其孔隙率由周圍溶液的葡萄糖濃度所決定的多孔膜， 并且因此將會開始一個整合了如上所述的校準(zhǔn)過程的新測量循環(huán)。如果醫(yī)療裝置用于藥品配送，有利地提供了一種用于藥品輸送的獨立通道，這是 因為通過多孔膜的流動能力有限。這可通過在可植入部件中的第二腔，或第二可植入部件， 或更優(yōu)選由包含在可植入部件中的閥實現(xiàn)。提供閥的優(yōu)點在于僅需要一個壓力生成機(jī)構(gòu)及 僅一個可植入部件。為了測量血糖水平，壓力生成機(jī)構(gòu)施加的壓力低于閥的開啟壓力，因此 閥保持關(guān)閉并且液體僅可通過多孔膜離開可植入部件。如果需要進(jìn)行藥品配送，那么壓力 生成機(jī)構(gòu)就將壓力提升到高于閥的開啟壓力，從而配送特定量含在液體中的藥品。因此，有 可能通過多孔膜的孔隙配送基礎(chǔ)速率(basal rate)的胰島素以及通過閥配送大劑量藥物。根據(jù)本發(fā)明的實施方式，醫(yī)療裝置中所用的液體是生理水溶液，它便宜，安全，并 可以長時間保存。如果醫(yī)療裝置使用于連續(xù)血糖監(jiān)測而非藥品配送的話，那么可以使用所 述的溶液。根據(jù)本發(fā)明的另一個實施方式，醫(yī)療裝置中所用的液體包括對患者血糖水平有調(diào) 控功能的藥品，比如胰島素或胰高血糖素。在這種情況下，該醫(yī)療裝置不僅適合進(jìn)行葡萄糖 監(jiān)測，而且還適合于配送包含于液體中的藥物化合物?？赡軙玫揭环N或更多種藥品，使用 一個或更多儲器，以及一個或更多泵，因此能夠獨立地配送多份藥品。對藥品配送來說，可提供一個或更多可植入部件，或者在一個可植入部件中提供 多條通道。在所述變型中，一個可植入部件被用來進(jìn)行藥品配送，并可配有閥，而第二可植 入部件可含有如上所述的水凝膠以便進(jìn)行血糖監(jiān)測。更進(jìn)一步，含有水凝膠的可植入部件 可被用于輸送基礎(chǔ)速率的藥物(basal drug rate)，而含有閥的可植入部件可被用于輸送 大劑量速率的藥物。根據(jù)本發(fā)明，醫(yī)療裝置可被用在閉環(huán)系統(tǒng)中，S卩，對生理參數(shù)的監(jiān)測直接與調(diào)控所 述生理參數(shù)的藥品輸送聯(lián)動。但是，根據(jù)本發(fā)明的醫(yī)療裝置還可用在半閉環(huán)系統(tǒng)中，其中生 理參數(shù)的測量數(shù)據(jù)通過顯示器或其他通信機(jī)構(gòu)顯示，從而患者會收到與在給定時刻所需藥 品輸送量有關(guān)的信息或建議。因此半閉環(huán)系統(tǒng)不直接與監(jiān)控和藥品輸送聯(lián)動，但是允許患 者在接收來自監(jiān)控單元的信息的同時與藥品配送相互作用并指令或控制藥品的配送。醫(yī)療裝置能夠與遠(yuǎn)程用戶裝置通信。這種通信能力可以通過電纜或無線通信機(jī)構(gòu) 實現(xiàn)。遠(yuǎn)程用戶裝置可以是與另一個裝置，如腕表或移動電話一體成型的部分，或者它可以 組成單獨的裝置。它的功能是根據(jù)由醫(yī)療裝置確定出的數(shù)據(jù)通知并警告患者。另外，可進(jìn)一步設(shè)有外部報警系統(tǒng)，其可與醫(yī)療裝置直接通信或與遠(yuǎn)程用戶裝置通信。該外部報警系統(tǒng)適合于將患者的情況通知給醫(yī)生或醫(yī)慌，例如，通過使用基于互聯(lián)網(wǎng) 的服務(wù)。醫(yī)療裝置可有利地包括可丟棄單元，其包括可植入部件，葡萄糖傳感裝置和液體 藥劑儲器，還包括可重復(fù)使用單元，其包括圖形用戶接口，信號處理電路，以及泵能源供應(yīng) 和控制機(jī)構(gòu)。



本發(fā)明另外的目標(biāo)和優(yōu)勢方面將會從權(quán)利要書和接下來對本發(fā)明實施方式結(jié)合 附圖的詳細(xì)描述中變得清晰起來，其中圖Ia畫出了本發(fā)明實施方式的橫截面視圖，包括泵，傳感機(jī)構(gòu)和可植入部件；圖Ib畫出了根據(jù)本發(fā)明實施方式的醫(yī)療裝置的橫截面視圖，包托壓力生成機(jī)構(gòu)， 傳感機(jī)構(gòu)和可植入部件；圖Ic畫出了圖Ib的醫(yī)療裝置的分解透視圖，表示的是裝置可分離可丟棄和可重 復(fù)利用的單元；圖2a畫出了根據(jù)本發(fā)明實施方式不帶閥的可植入部件的橫截面視圖；圖2b畫出了圖2a不帶閥的可植入部件的三維視圖；圖2c畫出了圖2a不帶閥的可植入部件的三維部分橫截面視圖；圖3a畫出了根據(jù)本發(fā)明實施方式帶閥的可植入部件的橫截面視圖，其中閥是閉 合的；圖3b畫出了圖3a帶閥的可植入部件的橫截面視圖，其中閥是打開的；圖3c畫出了圖3a帶閥的可植入部件的三維視圖；圖3d畫出了圖3a帶閥的可植入部件的三維部分橫截面視圖；圖3e畫出了根據(jù)本發(fā)明另一實施方式帶閥的可植入部件的橫截面視圖；以及圖4畫出了根據(jù)本發(fā)明實施方式適于測量流動阻力的傳感器的橫截面視圖。
具體實施例方式參見附圖，特別是圖Ia到lc，根據(jù)本發(fā)明的醫(yī)療裝置1的實施方式包括壓力生成 機(jī)構(gòu)2，適于測量流動阻力的傳感器3，和可植入部件4。壓力生成機(jī)構(gòu)2朝傳感器3輸送液體，其中受可植入部件4中膜孔隙率支配的流 動阻力在所述傳感器中被測量出來。除了測量流動阻力之外，傳感器3朝可植入部件4傳 遞液體。醫(yī)療裝置1優(yōu)選地通過使用醫(yī)療裝置1下表面5上的粘性基底附著于患者的皮膚 上。醫(yī)療裝置1和患者之間的連接可構(gòu)造成使得連接能夠持續(xù)幾天，但可以隨時從皮膚上去掉。相據(jù)本發(fā)明的醫(yī)療裝置1的設(shè)計是柔性的。在優(yōu)選的實施方式中，醫(yī)療裝置1是 平坦的，以便確保使用方便，這是因為它是要被佩戴在患者的衣服下面的。顯示出了一種壓力生成機(jī)構(gòu)2的優(yōu)選實施方式，其具有擁有固定壁的儲器20。儲 器20可以是玻璃安瓿，其經(jīng)常被作為標(biāo)準(zhǔn)規(guī)格用于胰島素輸送裝置中。儲器20含有塞子， 其朝著儲器出口被推動。例如，使用彈簧21向所述塞子施壓而實現(xiàn)這一目的。
可替換地，所述塞子可受電機(jī)驅(qū)動，所述電機(jī)直接控制液體從儲器流向傳感器，因 此在儲器和傳感器之間無需額外的泵。液體進(jìn)一步由泵22 (22a，22b)向傳感器傳遞。泵以精確和間歇的劑量輸送流體。 可替換地，閥(未畫出)可用來代替泵22。根據(jù)替換的實施方式，儲器20未受壓(未畫出)。在這種情況下，泵22將液體抽 吸出儲器， 從而使得塞子朝儲器出口移動。儲器20可替換地由柔性材料(未畫出)制成?？捎伤芰喜牧现瞥傻膬ζ鞯娜?性壁能夠在不施加強(qiáng)抽吸作用的情況下就將液體泵出儲器。例如，如歐洲專利申請EP 1527793A1中所描述的小活塞泵就可以被采用。柔性儲器具有的優(yōu)點是它們可提供各種不 同的形狀，因此儲器能最佳限度地配合醫(yī)療裝置。這是重要的，因為醫(yī)療裝置的尺寸優(yōu)選為 最小化的，這樣才能獲得最佳的佩戴舒適感。參見圖lc，醫(yī)療裝置可有利地包括可丟棄單元36和可重復(fù)利用單元38?？蓙G棄單 元包括可植入部件4，流動阻力傳感器3的部分3a，液體藥劑儲器20，和泵22的部分22a。 可重復(fù)利用單元38 (可選地)包括用戶輸入和顯示接口(未畫出)，信號處理電路，電源，流 動阻力傳感器3的余部3b，其包括傳感器電子器件，如電容電極，以及泵22的余部22b，其 包括泵驅(qū)動機(jī)構(gòu)，例如電磁體?？蓙G棄和可重復(fù)利用單元是分離的，由此可丟棄單元可在使 用后從可重復(fù)利用單元上去除并由新的可丟棄單元替換。昂貴的控制和用戶接口部件因此可以被安裝在可重復(fù)利用單元上并被保留進(jìn)行 多次使用以減少浪費和節(jié)約成本，又不損害應(yīng)為可丟棄的液體藥劑回路中(可植入部件和 液體藥劑儲器)部件使用的安全性。為了確定出可與葡萄糖濃度測量數(shù)據(jù)進(jìn)行比較的參考數(shù)值，要注射一連串離散量 的液體，例如以3秒為間隔的50納升，也就是說，一旦柔性膜到達(dá)其放松態(tài)，那么就有新的 離散量液體被輸送出去。因此，一連串的流體阻力值測量被快速實施，而無需在測量之間的 長時間停頓。在輸送過許多泵送步驟以后，例如5步，此時多孔膜的孔隙率到達(dá)由醫(yī)療裝置 中所含有的液體中的葡萄糖濃度所決定的數(shù)值，這是已知的數(shù)值并且因此可被用作參考數(shù) 值。第一步被用來測量可植入部件周圍溶液中的葡萄糖濃度，第二步，例如，將會替換掉針 管腔中80%的平衡液體(在本實施例中，泵的體積等于針內(nèi)的有效體積)，在第三步以后， 僅有3%的平衡液體留在針內(nèi)的響應(yīng)區(qū)。因此，泵送通過多孔膜的少數(shù)劑量，例如，5步，漂 洗了多孔膜并足以獲取校準(zhǔn)用的參考數(shù)值。為了校準(zhǔn)葡萄糖測量數(shù)據(jù)，上述的測量數(shù)據(jù)系列中的第一測量數(shù)據(jù)(測量可植入 部件周圍溶液的葡萄糖濃度)可與最后的測量數(shù)據(jù)(測量醫(yī)療裝置中存在的液體的已知葡 萄糖濃度)進(jìn)行比較。在停頓，例如60秒以后，多孔膜的孔隙率已經(jīng)到達(dá)由膜周圍的葡萄糖濃度所再次 決定的數(shù)值。在約60秒之后，假設(shè)多孔膜中的孔徑尺寸為IOnm到lOOnm，那么針內(nèi)響應(yīng)部 分中的液體將會到達(dá)與存在于周圍溶液中的葡萄糖濃度幾乎相同的葡萄糖濃度。因此，將 會開始一個整合了如上所述的校準(zhǔn)過程的新測量循環(huán)。典型地，需要新測量循環(huán)的頻率不超過每五到十分鐘一次。如上所述的延遲時間 進(jìn)而將不會過分限制本發(fā)明應(yīng)用于連續(xù)的葡萄糖監(jiān)控，尤其是考慮到文獻(xiàn)中普遍接受的間 質(zhì)(interstitial)和血糖之間的典型生理延遲時間為8_17分鐘。
參見圖2a到2c，畫出了可植入部件4的實施方式?？芍踩氩考哂凶⑸溽樀男?狀，并被分成兩段非響應(yīng)部分6，和響應(yīng)部分7。非響應(yīng)部分的壁是閉合的，并且由柔性材 料提供，比如塑料，以便增強(qiáng)患者佩戴的舒適度。響應(yīng)部分7的壁含有孔8，其充滿多孔膜 28。響應(yīng)部分中穿孔表面積占全表面積的份額優(yōu)選為0. 1到0. 5之間，以便獲得足夠的多 孔膜表面積的同時又能獲得足夠堅固引入患者皮膚內(nèi)的針。例如，穿孔表面積的份額為0.2 到0.3之間，針可以是5到30mm之間長，并具有0. Imm到1. Omm之間的直徑30。針可由塑 料材料制成，但也可又任何其他合適的材料組成，比如金屬材料，或陶瓷材料。針在患者皮膚表面以下的部分的長度典型地在15mm到20mm之間，而響應(yīng)部分為 2mm到10mm，非響應(yīng)部分為7mm到13mm。針壁的厚度為10 μ m到40 μ m之間，最優(yōu)選為20 到30μπι之間。針的直徑典型地為0.3mm，其限定出針管腔10的體積。針的直徑和響應(yīng)部 分的長度可與泵體積相適應(yīng)(或反之亦然)，以便確保如前所述的方便的校準(zhǔn)方法。
當(dāng)用多孔膜28填充孔8時，分隔片可同軸地插入針內(nèi)，分隔片具有略小于管腔直 徑31的直徑。在施加多孔膜之后，分隔片被去除，并且管腔隨后就具有略小的直徑32。由于可植入部件4周圍溶液中的葡萄糖濃度發(fā)生改變，包含在孔8中的多孔膜 28的孔隙率也發(fā)生改變。優(yōu)選地，多孔膜含有固定的刀豆球蛋白A和葡聚糖分子以形成 水凝膠，其可被額外的支撐結(jié)構(gòu)，比如孔徑尺寸為0. Imm的尼龍紗網(wǎng)支撐物保持住(Tang et al. 2003 :A reversible hydrogel membrane and delivery of macromolecules. Biotechnology and Bioengineering, Vol. 82, No. 1, April 5,2003) 但是，其他的葡萄糖 敏感化合物，如前所述，也可被使用。水凝膠能夠根據(jù)存在的葡萄糖濃度可逆地改變其結(jié)構(gòu)。游離葡萄糖分子有競爭力 地且專一地與固定的刀豆球蛋白A分子結(jié)合。葡萄糖濃度的升高將會使被葡萄糖分子占據(jù) 的刀豆球蛋白A結(jié)合點的數(shù)量升高，從而放大了存在于水凝膠中的孔徑尺寸。如果葡萄糖 濃度下降，那么結(jié)合刀豆球蛋白A的葡萄糖將會被葡聚糖分子替代，其形成交聯(lián)網(wǎng)狀結(jié)構(gòu)， 從而減小了存在于水凝膠中的孔徑尺寸。多孔膜到達(dá)葡萄糖濃度平衡的響應(yīng)時間典型地為 60秒，其中平衡的葡萄糖濃度根據(jù)周圍溶液達(dá)到了 95 %。假設(shè)可植入部件4周圍溶液中的葡萄糖濃度改變量為Ommol/1到30mmol/l之間 (人類血液中正常的葡萄糖濃度帶寬為4mmol/l到8mmol/l)，那么多孔膜中的有效孔徑尺 寸典型的直徑范圍從IOnm到lOOnm。參見附圖3a到3d，畫出了可植入部件4的另一種實施方式。對藥劑配送來說，閥 14可配于可植入部件內(nèi)。閥被放置在接近可植入部件的自由端或梢部。支撐管9被配置為 包含可植入部件反應(yīng)部分7中的孔8。含有如前所述的葡萄糖敏感水凝膠28的多孔膜被安 裝在支撐結(jié)構(gòu)9的孔8內(nèi)。為了能夠測量通過多孔膜的流動阻力，閥14達(dá)臨界壓力時還保持閉合。當(dāng)要配送 藥劑時，壓力生成機(jī)構(gòu)在可植入部件中產(chǎn)生液體壓力，所述壓力超過臨界壓力從而使閥打 開并將藥劑配送到患者。所述臨界壓力優(yōu)選為顯著高于測量通過多孔膜的流動阻力所用的 壓力。測量流動阻力的典型取值范圍從50到lOOmbar，因此，閥中典型的臨界壓力取值范圍 從150到400mbar。這些數(shù)字都僅是為了解釋說明，其他遵循如上所述的相同原理的數(shù)值組 合也被包含在本發(fā)明的精神之內(nèi)。閥14可包括如圖3a和3b中所示的壓力閥，其可由彈性材料(如橡膠)制成。優(yōu)選地，壓力閥包括在預(yù)定彈性壓力下彼此鄰接的相對的彈性隆起物，由此，在閥上游壓力大 于預(yù)定閾值的條件下，液體迫使隆起物分開允許液體流出。但是，閥也可以包括其他構(gòu)造， 比如瓣閥，或彈簧球閥(spring and bullet valve)，或其他任何一種能滿足所需功能的閥。參見圖3e，畫出了可植入部件4的又另一種實施方式，包括支撐結(jié)構(gòu)，配有可植入部件響應(yīng)部分7中的孔8的管或套筒9，以及以插入在支撐結(jié)構(gòu)內(nèi)的管的形式出現(xiàn)的葡萄糖 敏感多孔膜28’。葡萄糖敏感多孔膜管28’因此可由支撐結(jié)構(gòu)分離地制成并組裝于其上。 管28’可包括葡萄糖敏感水凝膠，如前所述，單獨或結(jié)合于葡萄糖不敏感多孔襯底內(nèi)或上。 襯底可有利地包括纖維素纖維。纖維素纖維襯底的孔徑尺寸優(yōu)選處于10-50nm的范圍內(nèi)， 壁厚優(yōu)選為10-50μπι，更優(yōu)選為20-30μπι。支撐套筒9例如，可由鋼或鈦合金支撐，其具有 平均直徑為20-1000 μ m，優(yōu)選50-200 μ m的開口 8。如對其他實施方式所描述的，對藥劑配 送來說，閥14可配于可植入部件內(nèi)。閥14可用于大劑量的配送，而基礎(chǔ)速率藥品的配送可 通過多孔膜和/或通過閥來進(jìn)行。參見圖4，畫出了傳感器3的優(yōu)選實施方式。由壓力生成機(jī)構(gòu)輸送的精確量液體經(jīng) 流入通道15進(jìn)入傳感器室17并使包含在流動阻力傳感器3中的柔性膜18發(fā)生移位。根 據(jù)受可植入部件中多孔膜孔隙率支配的流動阻力，柔性膜的衰減(即松弛)表現(xiàn)發(fā)生變化。 通過多孔膜的流動阻力越高，柔性膜在發(fā)生移位后到達(dá)其原始位置所用的時間越長，其中 所述移位是由壓力生成機(jī)構(gòu)輸送的液體引起的。柔性膜18返回其靜止位置的同時，液體通 過出口通道16離開傳感器室，并且因此將液體向可植入部件傳遞。為了測量柔性膜18的位移量，有利地采用了電容器19。導(dǎo)電涂層，如金涂層，配于 形成了第一電容器電極12的柔性膜的上表面上，另一個位置固定的電容器電極11被置于 高于柔性膜的特定距離處。電極之間的電容量數(shù)值代表了柔性膜位移量的幅值(24，25)。 有利地，提供了參考電容器電極13，以便在有外部干擾信號的情況下調(diào)整測量數(shù)值。醫(yī)療裝置可配有多于一個的泵和液體儲器系統(tǒng)用以配送第二或另外的液體藥劑， 例如胰高血糖素和胰島素，從而使得裝置可以起到人造胰臟的作用，其具有血糖調(diào)控和反 調(diào)控的藥物。如圖Ia中所畫，第二泵系統(tǒng)22’可與可植入部件相連。第二泵系統(tǒng)22’可被 構(gòu)造成與泵22相同的樣式，盡管其不帶有流動阻力傳感器3以使得第二泵系統(tǒng)22’路徑中 的死體積(dead volume)最小，并緊鄰泵22放置。如上所述，本發(fā)明還可用于通過使用對要測量的特定分析物敏感的多孔膜，實現(xiàn) 葡萄糖之外的分析物的檢測。
權(quán)利要求
一種醫(yī)療裝置，包括可植入部件，包括分析物敏感多孔膜，其受發(fā)生在可植入部件周圍的介質(zhì)中分析物濃度改變的支配而可逆地改變其孔隙率；壓力生成機(jī)構(gòu)，配置成將液體輸送到分析物敏感多孔膜；以及傳感器，適于測量所述液體通過分析物敏感多孔膜的流動阻力。
2.根據(jù)在前權(quán)利要求所述的醫(yī)療裝置，其中壓力生成機(jī)構(gòu)以一連串的離散量將液體向 葡萄糖敏感多孔膜輸送。
3.根據(jù)任一項在前權(quán)利要求所述的醫(yī)療裝置，其中傳感器包括柔性膜，其在液體輸送 時會發(fā)生移位，并且柔性膜的松弛行為被用來確定流動阻力。
4.根據(jù)任一項在前權(quán)利要求所述的醫(yī)療裝置，包括可丟棄單元(36)和可重復(fù)利用單 元(38)，所述可丟棄單元包括可植入部件(4)，流動阻力傳感器(3)的部分(3a)，液體藥劑 儲器(20)，和泵(22)的部分(22a)，而所述可重復(fù)利用單元包括信號處理電路，電源，所述 流動阻力傳感器(3)的余部(3b)，和所述泵的余部(22b)。
5.根據(jù)任一項在前權(quán)利要求所述的醫(yī)療裝置，其中可植入部件包括支撐管(9)，其具 有填充或襯有分析物敏感多孔膜(28，28’ )的孔(8)。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的醫(yī)療裝置，其中分析物敏感多孔膜(28’)以插入支撐管(9) 的管的形式構(gòu)成。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的醫(yī)療裝置，其中分析物敏感多孔膜包括結(jié)合了分析物敏感水 凝膠的多孔襯底。
8.根據(jù)任一項在前權(quán)利要求所述的醫(yī)療裝置，其中可植入部件包括閥(14)，其安置在 緊鄰可植入部件的自由端。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的醫(yī)療裝置，其中閥包括壓力閥，其由相對鄰接的彈性隆起物 形成。
10.根據(jù)任一項在前權(quán)利要求所述的醫(yī)療裝置，其中分析物是葡萄糖，并且所述液體含 有能調(diào)控患者體內(nèi)血糖水平的藥品。
11.根據(jù)任一項在前權(quán)利要求所述的醫(yī)療裝置，其中分析物是葡萄糖，并且多孔膜包括 葡萄糖敏感水凝膠，其選自葡萄糖氧化酶，凝集素，和苯基硼酸基水凝膠。
12.—種操作醫(yī)療裝置的方法，所述醫(yī)療裝置包括分析物敏感多孔膜，其受發(fā)生在分 析物敏感多孔膜周圍的溶液中分析物濃度改變的支配而可逆地改變其孔隙率，所述方法包 括向分析物敏感多孔膜泵送一個或更多離散預(yù)定體積的液體；測量所述液體通過分析物敏感多孔膜的流動阻力；根據(jù)測量到的流動阻力確定分析物濃度。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，進(jìn)一步包括校準(zhǔn)步驟，所述校準(zhǔn)步驟包括通過泵送 所述液體通過多孔膜的方式漂洗分析物敏感多孔膜，接著測量所述液體通過多孔膜的流動 阻力。
14.根據(jù)權(quán)利要求12或13所述的方法，其中流動阻力由傳感器測量得到，所述傳感器 包括柔性膜，其在泵送液體時會發(fā)生移位，由此柔性膜的松弛行為被測量出來以確定流動 阻力。
15.根據(jù)權(quán)利要求12到14任一項所述的方法，其中分析物是葡萄糖，并且分析物敏感 多孔膜包括葡萄糖敏感水凝膠，其選自葡萄糖氧化酶，凝集紊，和苯基硼酸基水凝膠。
16.一種測量分析物濃度的方法，所述方法包括步驟有提供一種醫(yī)療裝置，其包括分析物敏感多孔膜，其受發(fā)生在分析物敏感多孔膜周圍的 溶液中分析物濃度改變的支配而可逆地改變其孔隙率；向分析物敏感多孔膜泵送一個或更多離散預(yù)定體積的液體； 測量所述液體通過分析物敏感多孔膜的流動阻力； 根據(jù)測量到的流動阻力確定分析物濃度。
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，進(jìn)一步包括校準(zhǔn)步驟，包括通過泵送所述液體通過 分析物敏感多孔膜的方式漂洗分析物敏感多孔膜，接著測量所述液體通過葡萄糖敏感多孔 膜的流動阻力。
18.根據(jù)權(quán)利要求17或18所述的方法，其中流動阻力是由傳感器測量得到，所述傳感 器包括柔性膜，其在液體輸送時會發(fā)生移位，由此柔性膜的松弛行為被用來確定流動阻力。
19.根據(jù)權(quán)利要求16到18任一項所述的方法，其中分析物是葡萄糖，并且葡萄糖敏感 多孔膜包括葡萄糖敏感水凝膠，所述葡萄糖敏感水凝膠選自葡萄糖氧化酶，凝集紊，和苯基 硼酸基水凝膠。
20.一種配送影響患者體內(nèi)分析物水平的藥品的方法，所述方法包括涉驟有 測量分析物濃度，包括步驟有提供一種醫(yī)療裝置，其包括具有分析物敏感多孔膜的可植入部件，所述多孔膜受發(fā)生 在可植入部件周圍的溶液中分析物濃度改變的支配而可逆地改變其孔隙率； 向分析物敏感多孔膜泵送一個或更多離散預(yù)定體積的液體； 測量所述液體通過分析物敏感多孔膜的流動阻力； 根據(jù)測量到的流動阻力確定分析物濃度，以及 根據(jù)測量到的葡萄糖濃度輸送能夠影響患者分析物水平的藥品。
21.根據(jù)權(quán)利要求20所述的方法，其中藥品通過包含在可植入部件中的閥輸送。
22.根據(jù)權(quán)利要求19或20所述的方法，其中分析物是葡萄糖，并且分析物敏感多孔膜 包括葡萄糖敏感多孔膜。
23.根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，其中通過葡萄糖敏感多孔膜輸送基礎(chǔ)速率的藥物， 通過閥輸送大劑量速率的藥物。
24.根據(jù)權(quán)利要求20所述的方法，其中藥品通過分離的第二可植入部件或通過可植入 部件中分離的管腔進(jìn)行輸送。
25.根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，進(jìn)一步包括患者交互作用步驟，包括向患者提供血 糖水平的信息并接收患者與藥品輸送有關(guān)的指令。
26.根據(jù)權(quán)利要求22所述的方法，其中輸送的藥品是任何一種或更多種能夠影響血糖 濃度的物質(zhì)，其選自胰島素、胰高血糖素和淀粉素。
全文摘要
一種醫(yī)療裝置，包含適于輸送液體的壓力生成機(jī)構(gòu)，適于測量流動阻力的傳感器，以及可植入部件，所述可植入部件包含分析物敏感多孔膜，其受發(fā)生在可植入部件周圍的溶液中分析物濃度改變的支配而可逆地改變其孔隙率。分析物特別地，可以是葡萄糖。醫(yī)療裝置也可用于藥品配送。
文檔編號A61B5/00GK101868177SQ200880113106
公開日2010年10月20日 申請日期2008年10月22日 優(yōu)先權(quán)日2007年10月23日
發(fā)明者S·斯特拉斯勒, U·貝爾 申請人:森西勒Pat股份公司