DE19540456C2 - Verfahren zur Messung der Glukosekonzentration in einer Flüssigkeit und Verwendung des Verfahrens - Google Patents

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Messung der Glukosekonzentration in einer Flüssigkeit, welche außer Glukose mehrere andere relevante Bestandteile enthält, sowie die Verwendung des Verfahrens. Vor allem die Glukosekonzentration im Blut von Menschen und anderen Lebewesen hat aus medizinischer Sicht große Bedeutung, da dies die ausschlaggebende Meßgröße für Diabetiker ist.

Erhöhte Glukosekonzentrationen im Blut, welche über längere Zeit bestehen, können gravierende Schäden an den unterschiedlichsten Stellen im Körper anrichten. Ein wichtiges Angriffsziel der durch erhöhte Blutglukosekonzentrationen bedingten Schäden sind die Kapillargefäße. Schäden an ihnen können sich, z. B. in der Niere, mit nachfolgendem Nierenversagen manifestieren (Kimmelstiel-Wilson-Syndrom) oder an der Netzhaut bis hin zur Erblindung. Die Schädigung peripherer Nerven wird besonders häufig am Unterschenkel bzw. am Fuß beobachtet.

Neben diätetischen Maßnahmen liegt die Therapie von Diabetes mellitus hauptsächlich in parenteralen Insulingaben.

Insulin senkt den Blutglukosespiegel indem es die Glukoseaufnahme in die Zelle fördert, insbesondere in Fett- und Muskelzellen.

Aufgrund der Reziprozität der Wirkung, daß nämlich eine Steigerung der Insulinkonzentration zu einer Senkung der Glukosekonzentration führt, ist eine negative Rückkopplung, d. h. eine Phasenverschiebung um 180° gegeben, eine Voraussetzung für den Aufbau eines Reglers.

Insulin hat in der Blutbahn eine relativ kurze biologische Halbwertszeit von ca. 30 Minuten. Da aber sowohl die enzymatische Aufspaltung der Kohlen­ hydrate in Glukose als auch die Freisetzung aus dem Darm via Leber in die Blutbahn nach einer Mahlzeit einige Zeit in Anspruch nimmt, muß eine verzögerte Freisetzung des Insulins ins Blut ebenfalls langsam erfolgen. Um diese verzögerte Kinetik zu erzielen, ist entweder Insulin in kurzen Abständen intravenös zu spritzen, oder man macht sich den verzögernden Effekt der Subkutaninjektion zunutze, oder man benutzt sogenannte retardierte Formen.

Eine noch perfektere Form der Retardierung ist die sogenannte Insulin­ pumpe. Sie kann Insulin perfekt kontinuierlich infundieren. Die genaueste Verabreichung der Insulinpumpe erfolgt intravenös, weil hier die Kinetik der Applikation nahezu ausschließlich von der Pumpe bestimmt wird. Infundiert man subkutan, so addiert sich zur Pumpenkinetik noch die weniger genaue Subkutankinetik.

In der Praxis bewährt sich oft die Kombination von retardiertem und nicht retardiertem Insulin. Mit einem geeigneten Schema läßt sich die Mehrheit der Patienten ambulant akzeptabel einstellen, aber letztlich kann man mit der diskontinuierlichen Verabreichung durch einzelne Injektionen auf der Basis diskontinuierlicher, eine jeweilige Blutentnahme voraussetzender Blut­ zuckerbestimmungen, mehr oder weniger ausgeprägte Entgleisungen der Glukosekonzentration nicht wirklich verhindern.

Zwar haben seit der Erkenntnis, daß unsterile Subkutaninjektionen mit nur einem sehr geringen Infektionsrisiko verbunden sind, elegante und unauffällige Insulinspritzen in Form eines Füllfederhalters die Insulintherapie derzeit zu einem relativ unproblematischen und unauffälligen Bestandteil des Lebens gemacht. Dennoch ist der Diabetiker, insbesondere der Typ I-Diabetiker, zeitlebens ein chronisch Kranker, der Rücksicht auf seine Erkrankung nehmen muß. So bleibt er in vielem, besonders hinsichtlich seiner Ernährung, ein Außenseiter - man denke nur an die vielen speziell für Diabetiker angebotenen Lebensmittel.

Um bei diesem Problem Abhilfe zu schaffen, ist es zunächst erforderlich, die Glukosekonzentration zu kennen.

Hierzu wurde im Stand der Technik eine Blutprobe von den Patienten entnommen und die Glukosekonzentration in vitro im wesentlichen durch chemische, insbesondere enzymatische Reaktionen bestimmt.

Da Blutproben jedoch immer nur einen kurzen zeitlichen Ausschnitt erfassen sind Verfahren zur Messung der Blutglukosekonzentration in vivo prinzipiell besser geeignet.

In der Vergangenheit wurden hierzu beispielsweise Biosensoren entwickelt, welche das Enzym Glukoseoxidase, immobilisiert auf dem Gate eines Feldeffekttransistors, enthielten und durch Oxidation der Glukose ein der Glukosekonzentration entsprechendes elektrisches Signal erzeugten, welches dann mit der Glukosekonzentration korreliert wurde.

Nachteilig an derartigen Biosensorsystemen ist jedoch, daß sie nur eine begrenzte Haltbarkeit und Funktionstüchtigkeit von mehreren Stunden bis mehreren Tagen aufweisen. Der Grund hierfür liegt darin, daß einerseits häufig die enzymatische Struktur durch Immobilisierung derart verändert wird, daß das Enzym nicht mehr mit dem In-vivo-Enzym identisch ist, und eine Alterung des immobilisierten Enzyms auftreten, welche nach relativ kurzer Zeit zum Totalverlust der Glukoseoxidationsfähigkeit führen.

Darüber hinaus werden auch die immobilisierten Enzyme, sofern sie in Kontakt mit Proteasen kommen, von diesen abgebaut und somit zerstört. Dies kann zwar weitgehend durch Verwendung von Membranen, welche den Biosensor umhüllen, verhindert werden, jedoch findet häufig eine hydrolytische Spaltung des immobilisierten Enzymes statt, wobei sich keine Proteasen innerhalb des Meßraumes nachweisen lassen.

Wenn also beispielsweise eine Insulinpumpe tatsächlich in Abhängigkeit von der Blutglukosekonzentration geregelt werden soll, so scheiden diese Biosensoren aus, da sie nicht für einen Langzeiteinsatz, etwa für Dauer­ implantate, geeignet sind.

Eine interessante In-vitro-Meßtechnik für die Bestimmung der Blutglukose beschreibt die US 5 168 325, in der eine Blutprobe, welche zunächst filtriert wird zur Entfernung sämtlicher Komponenten, die ein bestimmtes Gewicht überschreiten, wobei insbesondere Zellen und Proteine mit einem Molekulargewicht über 1000 Dalton aus der Blutprobe entfernt werden.

Diese Probe wird dann in eine erste Zelle eingefüllt. Ein Lichtstrahl wird dann in zwei Strahlen mittels eines Strahlteilers geteilt. Die beiden Strahlen wandern entlang eines im wesentlichen parallelen Pfades. Ein Pfad enthält eine Zelle mit einer bekannten optischen Pfadlänge und einem zusätz­ lichen Kompensator. Der andere Pfad weist eine Zelle auf, die die zu testende Blutprobe enthält. Die beiden Lichtstrahlen werden nach Durch­ gang durch die Zellen mittels eines Spiegels überlagert und ein Inter­ ferenzmuster wird durch einen Detektor erfaßt. Aus dem Interferenzmuster kann der Brechungsindex der Blutprobe berechnet werden. Der Brechungsindex wird dann in eine spezifische Glukosekonzentration umgewandelt.

Eine derartige Anordnung ist jedoch bereits aufgrund der Größe und des spezifischen kohärenten Lichtes sowie des optischen Aufwandes und ins­ besondere wegen der Größe der gesamten Vorrichtung nicht geeignet.

Darüber hinaus offenbart die EP 0 398 407 A1 eine Vorrichtung zur Messung des Brechungsindexes einer Flüssigkeit unter In-vitro-Bedingungen, bei welcher eine Vorrichtung verwendet wird, die einen Stab aufweist, welcher mit einer Lichtquelle ausgestattet ist, die in den Stab hineinleuchtet und darüber hinaus einen Lichtdetektor aufweist. Derjenige Teil des Stabes, welcher in die Flüssigkeit eingetaucht wird, ist teilweise von einem Gehäuse umgeben, welches eine Totalreflexion von Licht erlaubt, wogegen die andere Seite des Stabteils nicht von dem Gehäuse umgeben ist, so daß gebrochenes Licht abhängig vom Brechungsindex in die Flüssigkeit eintreten kann. Insbesondere besteht eine Schicht, welche in einer transparenten Röhre eingeschlossen ist, aus einem Medium, welches einen kleineren Brechungsindex als der Stab aufweist, insbesondere aus Gas oder Vakuum. Besonders bevorzugt wird in diesem Stand der Technik eine Quarzröhre verwendet.

Wenn die Dichte der Flüssigkeit relativ klein ist, wird der Brechungsindex der Flüssigkeit ebenfalls relativ klein sein, was zu einem kleinen kritischen Winkel führt so daß eine relativ große Menge an reflektiertem Licht auftrifft und eine nur geringe Brechung. Somit fällt ein nicht unerheblicher Teil des Lichtes, welches nach Reflexion an dem unteren Ende des Sensors des Standes der Technik gebrochen wird, auf den Detektor. Die Größen­ ordnung des von dem Detektor erzeugten elektrischen Signals ist ein Maß für den Brechungsindex und demzufolge für die Dichte der Flüssigkeit.

Da dieser Sensor im wesentlichen jedoch dafür ausgelegt ist, die Dichte bzw. Konzentration von aggressiven Flüssigkeiten, wie beispielsweise Schwefelsäure in einer Batterie, zu messen sowie aufgrund seiner Bauweise, liegt ein Hauptproblem dieses Sensorsystems darin begründet, daß es vollständig unspezifisch arbeitet, und sämtliche Parameter, die für einen erhöhten Brechungsindex verantwortlich sind, werden in die Messung mit eingehen. Eine Glukosebestimmung mittels eines derartigen Sensors, z. B. in der extrem proteinhaltigen Umgebung von Blut, ist somit von vornherein zum Scheitern verurteilt.

Eine praktikable Möglichkeit, Glukose tatsächlich in vivo mittels einer implantierbaren Vorrichtung zu messen, wird in der US 5 337 747 offenbart. Die implantierbare Vorrichtung gemäß diesem Stand der Technik umfaßt zwei Meßkammern, von denen jede eine innere Meßkammer umfaßt, welche von ihrer Umgebung durch eine glukoseimpermeable Membran für die erste Meßkammer und durch eine glukosepermeable Membran getrennt ist, welche undurchlässig für Moleküle größer als Glukose ist, für die zweite Meßkammer. Jede der Meßkammern weist einen Drucksensor zur Messung des osmotischen Drucks innerhalb der beiden Meßkammern auf. Dieser Druckwert wird dann einer Elektronik zugeführt, welche den Druck­ wert somit nach außen abgibt und nach Kalibrierung den osmotischen Druck innerhalb der beiden Kammern mit der Glukosekonzentration korreliert.

Ein Nachteil gemäß der implantierbaren Vorrichtung gemäß der US 5 337 747 liegt jedoch einerseits darin begründet, daß eine derartige Vorrichtung schwierig in der Herstellung ist und darüber hinaus der osmotische Druck von so vielen Komponenten beeinflußbar ist, so daß nur eine sehr ungenaue Erfassung der Glukosekonzentration im Blut erfolgen kann.

Weiterhin ist es aus der US 4 704 029 bekannt, die Glukosekonzentration mittels Bestimmung eines optischen Parameters einer Flüssigkeit wie etwa Blut zu bestimmen. Die zu untersuchende Flüssigkeit wird dort jedoch keiner Filterung unterzogen, so daß alle, daß Meßergebnis beeinflussenden, Bestandteile der Flüssigkeit, also des Blutes, bei der Messung mit erfaßt werden.

Aus der WO 94/13193 A1 ist ein Verfahren zur Glukosebestimmung bekannt, bei der ein komplettes Körperteil wie etwa ein Finger vollständig durch­ strahlt wird. Dabei wird nicht nur die zu untersuchende Flüssigkeit, nämlich das in dem Körperteil enthaltene Blut, dessen Glukosegehalt bestimmt werden soll, durchstrahlt, sondern auch die auf dem Durchstrahlungsweg vorhandenen Gewebeanteile, die ebenfalls Glukose enthalten, jedoch in einer anderen Konzentration, und damit das Meßergebnis bezüglich der Glukosekonzentration im Blut verfälschen. Zusätzlich wird auch hier bezüg­ lich der durchstrahlten Flüssigkeit, nämlich des Blutes, keine Filterung vor der Messung vorgenommen, um die neben Glukose das Meßergebnis eben­ falls beeinflussenden Inhaltsstoffe herauszufiltern.

Weiterhin ist es aus der WO 95/09355 A1 bekannt, zur Glukosebestimmung den optischen Parameter einer Flüssigkeit zu bestimmen. Vor der Messung wird diese Flüssigkeit jedoch ebenfalls nicht gefiltert, sondern lediglich einer Chromatographie oder einer Elektrophorese unterzogen, was gerade beim kontinuierlichen Anwenden in einem lebenden Objekt zu keiner bleibenden Abscheidung der störenden Inhaltsstoffe der zu unter­ suchenden Flüssigkeit führt. Insbesondere bei der Chromatographie wird lediglich die Zeitdistanz, nach welcher die einzelnen Inhaltsstoffe auftau­ chen, beeinflußt, nicht jedoch die Tatsache, ob bestimmte Inhaltsstoffe überhaupt noch vorhanden sind.

Ausgehend von diesem Stand der Technik ist es daher die Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zur Messung der Glukosekonzentration in Flüssig­ keiten, wie etwa menschlichem Blut anzugeben, die auch mehrere andere meßtechnisch relevante Bestandteile enthalten.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Patent­ anspruchs 1 gelöst, vorteilhafte Weiterbildungen ergeben sich aus den Unteransprüchen 2 bis 10.

Die Verwendung des Verfahrens ist in den Ansprüchen 11 bis 15 angegeben.

Zur Bestimmung der Glukosekonzentration werden zwei optische oder elektrische Parameter der zu untersuchenden Flüssigkeit ermittelt, deren Werte auch von anderen in der Flüssigkeit enthaltenen relevanten Bestandteilen beeinflußt werden. Der Glukosesensor auf der Basis dieser Parameter ist also sensitiv. Um den Glukosegehalt der Flüssigkeit zu ermitteln, wird die Flüssigkeit wenigstens einem Ausschlußverfahren vor der Messung eines Parameters unterzogen. Durch das Ausschlußverfahren werden gezielt Bestandteile der Flüssigkeit in Abhängigkeit von einem oder mehreren physikalischen Parametern dieser Bestandteile, etwa ihrem Molekulargewicht, oder ihrer Größe, meßtechnisch eliminiert. Ein Sensor wird nach Anwendung des Ausschlußverfahrens also einer reduzierten Flüssigkeit ausgesetzt, die im Vergleich zur ursprünglichen Körperflüssigkeit bestimmte relevante Bestandteile nicht mehr oder nicht mehr in meß­ technisch relevanter Form enthält. Aufgrund der Vielzahl der Substanzen im Blutplasma werden gegebenenfalls mehrere Sensoren kombiniert, die entweder den gleichen Parameter messen jedoch verschiedene Ausschlußverfahren anwenden oder verschiedene Parameter messen mit gleichen oder verschiedenen Ausschlußverfahren. Durch geeignete Wahl der Parameter und gegebenenfalls der Ausschlußverfahren kann eine genaue Messung der Glukosekonzentration erreicht werden.

Ein besonders vorteilhaftes Verfahren besteht darin, das Ausschluß­ verfahren z. B. am Molekulargewicht der Bestandteile der Flüssigkeit zu orientieren. Damit ist es möglich, z. B. mittels bekannter Membranen wie etwa Dialyseschläuchen, die für unterschiedliche Ausschlußmolekular­ massen verfügbar sind, für eine erste Messung aus der Flüssigkeit alle Bestandteile, die größer als ein Glukosemolekül sind, insbesondere Proteine, hier wieder besonders das Serum-Albumin, oder auch ganze Zellen oder Zellfragmente auszusondern. Für diese reduzierte Flüssigkeit wird dann ein relevanter optischer oder elektrischer Parameter, bestimmt.

Mit einer zweiten Messung wird vorteilhafterweise eine wiederum reduzierte Flüssigkeit untersucht, die aus der Ausgangsflüssigkeit durch bin zweites Ausschlußverfahren gewonnen wird. Bei diesem zweiten Ausschluß­ verfahren werden beispielsweise alle Bestandteile der Flüssigkeit zurück­ gehalten, die mindestens so groß sind wie ein Glukosemolekül. Die zu unter­ suchende, zweite reduzierte Flüssigkeit enthält somit nur die Bestandteile, die kleiner als ein Glukosemolekül sind.

Der bei der zweiten Messung bestimmte, in der Regel gleiche Parameter, wird mit dem bei der ersten Messung ermittelten Parameter in Relation gesetzt. Die Differenz der beiden Meßwerte ermöglicht eine physiologisch relevante Aussage über den Glukosegehalt in der untersuchten Flüssigkeit.

Für das beschriebene Verfahren kann hinsichtlich des Ausschlußverfahrens durch Membranen das Molekulargewicht der Bestandteile mit deren Größe faktisch gleichgesetzt werden. Bei den beiden Messungen, deren Ergebnisse in Relation zueinander gesetzt werden, muß kein überein­ stimmend funktionierendes Ausschlußverfahren gewählt werden. Es kann also beim ersten Ausschlußverfahren durchaus mittels Membranen gefiltert werden, und beim zweiten Ausschlußverfahren ein vollständig anderes Verfahren, etwa auch ein chemisches Verfahren, verwendet werden.

Der Vorteil einer Filterung mittels Membranen liegt jedoch darin, daß ein solcher Vorgang auch in vivo ohne Energiezufuhr nach dem Prinzip der Osmose eine Trennung der Bestandteile der Flüssigkeit ermöglicht.

Der für die Messung herangezogene Parameter kann z. B. die Ausbrei­ tungsgeschwindigkeit von Longitudinalwellen im Meßmedium sein. Auch die direkte Absorption elektromagnetischer Strahlung, z. B. im Infrarot­ bereich könnte, als ein Parameter verwendet werden. Beispielhaft sollen im folgenden zwei optische Parameter beschrieben werden, insbesondere der Brechungsindex der zu messenden Flüssigkeit sowie die "optische Drehung", das ist die Fähigkeit der Lösung einer organischen Substanz mit asymmetrischem Kohlenstoffatom, wie Glukose, die Ebene des polarisierten Lichts zu drehen.

So weisen wäßrige Glukoselösungen, wie beispielsweise Blut, eine starke Beeinflussung des Brechungsindex auf. Diese Art der Glukosebestimmung ist auch bevorzugt, da sich die Bestimmung des Brechungsindex nach Ausschluß von Proteinen und Zellen und nach Berücksichtigung der Tempe­ raturabhängigkeit als hochsensitiver und hochkorrelierter Parameter zur Bestimmung der Blutglukosekonzentration erweist und besonders gut minia­ turisierbar ist, so daß sich das Verfahren hervorragend für ein künstliches Pankreas eignet.

Des weiteren weisen wäßrige Glukoselösungen eine starke, konzentrations­ abhängige optische Drehung auf. Zwischen Polarisator und Analysator muß die zu analysierende Probenlösung zu liegen kommen. Es lassen sich mit entsprechendem Aufwand, z. B. Schwingungen um ein Maximum der Licht­ intensität, mittels eines Faradaymodulators, extrem empfindliche Systeme aufbauen.

Eine wichtige Grundlage zur Bestimmung des Brechungsindex ist das Abbe′sche Prinzip. Bei dem für die Glukosebestimmung verwendeten Prinzip wird ein Strahlengang an einer Grenzfläche gebrochen, die min­ destens auf einer Seite die zu untersuchende Flüssigkeit, insbesondere Blut­ plasma, aufweist. Der Brechwinkel für einen definierten Lichtstrahlengang ist dann definiert durch die beiden Brechungsindizes der Flüssigkeit, insbe­ sondere der glukosehaltigen Blutprobe, welche in vivo und im Sensor selbst vorliegt, und dem Material des Körpers, der diese Grenzfläche aufweist, etwa dem Glas des Lichtleiters. Bestimmt man die Lichtintensität, z. B. auf wenigstens einer Seite der Grenzfläche, mit Hilfe eines Detektors, so zeigt eine Seite einen Anstieg oder Abfall. Alternativ läßt sich für einen Lichtstrahl aus einer perfekt punktförmigen Lichtquelle ein Punkt definieren, der die Trennung zwischen transmittierten und reflektierten Strahlen angibt. Dieser Punkt verändert je nach Brechungsindex der Flüssigkeit seine Lage. Wichtig ist in diesem Zusammenhang, daß die Wirkung einer Substanz in Lösung auf den Brechungsindex in erster Linie von der molaren Konzentration abhängt, d. h. eine im Blut gelöste Substanz wird desto mehr zur Ver­ änderung des Brechungsindex des Blutes/Plasmas beitragen, je höher ihre molare Konzentration ist.

Eine klare Trennung zwischen dem Bereich, in dem auftreffende Strahlen die Grenzfläche durchlaufen, und dem Bereich, in dem sie von der Grenz­ fläche reflektiert werden, ist dann nicht gegeben, wenn optisch rauhe, also diffus streuende Grenzflächen erzeugt werden. Auch in diesem Fall kann jedoch auf der einen Seite der Grenzfläche die Menge des von der Grenz­ fläche her eintreffenden Lichtes von einem Detektor erfaßt werden.

Der Vorteil des Glukosesensors liegt u. a. darin, daß über die Wahl des Winkels zwischen optischer Achse und der Grenzfläche Feinsteuerungen der Brechungsindexmessung vorgenommen werden können, und der Sensor bzw. seine max. Sensitivität exakt auf beispielsweise Blut als Flüssigkeit abgestimmt werden kann.

Der Vorteil eines Glukosesensors mit einem Strahlteiler liegt darin, daß einer­ seits nur eine Lichtquelle erforderlich ist, was insbesondere bei implantier­ baren Sensoren aus energetischen Gründen von Vorteil ist, und anderer­ seits hierdurch konstante Intensitätsverhältnisse in beiden Meßzweigen gewährleistet sind.

Durch Wahl der Ausschlußmolekularmasse von ca. 200 bis 1200 für die für Glukose durchlässige Membran kann eine optimale Anpassung an physiologische Gegebenheiten erfolgen.

Als besonders vorteilhaft hat sich herausgestellt, daß eine Ausschluß­ molekularmasse von 200 bis 1200, insbesondere von 200 bis 500 g/Mol, für das erste Ausschlußverfahren, und von 50 bis 200, insbesondere von 100 g/Mol für das zweite Ausschlußverfahren, zu reproduzierbaren und lang­ zeitstabilen Meßergebnissen der Glukosekonzentration führt.

Aufgrund der Umwandlung des optischen Parameters in ein elektrisches Signal werden aufwendige optische Verfahren, wie beispielsweise Inter­ ferenzmuster oder dergleichen, vermieden und somit ist der verwendete Glukosesensor einerseits einfach aufgebaut und andererseits ist das Signal besonders leicht, etwa mittels eines Mikroprozessors auszuwerten und kann als Regelgröße, beispielsweise für ein künstliches Pankreas verwendet werden.

Das Verfahren hat ferner den Vorteil, daß hiermit einerseits in diagno­ stischer Hinsicht Diabetes-Patienten kontinuierlich langzeitüberwacht werden können, und das Verfahren andererseits für ein künstliches Pan­ kreas verwendet werden kann.

Dabei wird ein Glukosesensor mit einem Insulinreservoir und einer Insulinabgabeeinrichtung und einem Mikroprozessor als Regler gekoppelt, wobei der Glukosesensor quasi kontinuierlich die Glukosekonzentration im Blut ermittelt und die Insulinabgabeeinrichtung dazu veranlaßt, aus einem Insulinreservoir bedarfsgerecht, d. h. in Abhängigkeit von der Glukose­ konzentration, Insulin abzugeben.

Insbesondere wird bei hoher festgestellter Glukosekonzentration nicht sofort die gesamte prospektiv notwendige, hohe Insulinmenge abgegeben, sondern es erfolgen in zeitlichem Abstand mehrere geringe Insulin­ abgaben. Dazwischen kann das Resultat der erfolgten Insulinabgabe, die sich neu einstellende Blutglukosekonzentration, überprüft werden, um ein Umschwenken einer hohen Glukosekonzentration ins Gegenteil zu vermeiden.

Dabei kann das künstliche Pankreas voll implantiert sein oder es kann extern am Patienten angeordnet sein, wobei der Glukosesensor beispiels­ weise in einem Gefäß des Patienten liegt, während die Insulinabgabe subkutan erfolgen kann.

Das künstliche Pankreas umfaßt dabei einen langzeitstabilen Glukose­ sensor, der die Information der Blutglukosekonzentration und ihre Dynamik, also den zeitlichen Verlauf, quasi kontinuierlich bestimmt und an einen Regler weitergibt. Infolge der kontinuierlichen Glukosemessung im Blut sind sowohl Hypoglykämien als auch Hyperglykämien als auch die Erfolgs­ situation (auf optimale Werte zurückgefahrene Glukosekonzentration) simultan verfügbar. Wie beim normalen physiologischen endokrinen Pankreas ist jede beliebige Glukosezufuhr durch die adäquate Insulin­ antwort vollständig, d. h. komplett innerhalb physiologischer Werte aus­ regelbar.

Der Mikroprozessor des künstlichen Pankreas führt im Zusammenspiel mit einer komplexen Software einige Sicherheitsprüfungen durch und prüft die Plausibilität der gemessenen Werte im Vergleich zu Vorwerten, um Aus­ nahmesituationen zu erkennen, und bestimmt schließlich die abzugebende Insulinmenge. Größere Mengen Insulin, wie sie im Reservoir des künstlichen Pankreas vorliegen, stellen naturgemäß ein potentielles Gefahrenmoment dar. Es muß somit zuverlässig sichergestellt werden, daß ein wie auch immer gearteter Störfall versehentlich eine Überdosis Insulin appliziert. Mögliche Vorkehrungen bestehen in Plausibilitätsprüfungen: Liegt eine errechnete Dosis deutlich über den zuvor applizierten Mengen, so läuft ein Sicherheits­ programm an, das beispielsweise eine Selbstprüfung auslöst oder nach außen eine Warnung abgibt bzw. eine Anfrage, ob eine so hohe Dosis möglich ist und ähnliches. Eine weitere Sicherheitsmaßnahme ist die Dosis­ fraktionierung: Anstatt die gesamte errechnete Dosis auf einmal zu applizieren, wird nur ein Bruchteil appliziert und die Wirkung auf die Glukosekonzentration vom Gerät verfolgt. Liegt sie im erwarteten Umfang so ist eine intermittierende Störung weniger wahrscheinlich.

Der Pumpenteil des künstlichen Pankreas gibt die entsprechende Menge Insulin, idealerweise Humaninsulin, aus einem Insulinreservoir frei und pumpt sie über einen dünnen, z. B. zentralvenös oder subkutan liegenden Katheter in die Blutbahn.

Das komplette, implantierbare künstliche Pankreas kann besonders klein ausgestaltet werden. Der Glukosesensor und der Insulinabgabekatheter sind aus einem hochelastischen inerten biokompatiblen Material, ähnlich einer Herzschrittmachersonde, an einer Stelle im Körper liegend, an der die Aktualität der Meßwerte ausreichend gesichert ist, bzw. die Insulinzufuhr mit einer sinnvollen, die Regelung nicht ungünstig beeinträchtigenden Kinetik ablaufen kann.

Das implantierbare künstliche Pankreas benötigt über längere Zeiträume hinweg größere Insulinmengen. Um nicht ständig implantieren und explantieren zu müssen, läßt sich sein Reservoir vorteilhaft von außen durch eine transkutane Injektion füllen. Das Insulinreservoir hat hierzu eine flexible, nach Einstichen sich selbst schließende Membran mit einem Metallboden, der dafür sorgt, daß ein orientierender Anschlag für die vordringende Nadel gegeben ist und daß keine Komponenten des künstlichen Pankreas durch die Nadelspitze beschädigt werden.

Hinsichtlich des Energieverbrauchs werden sämtliche Mittel ausgeschöpft, um den Energieverbrauch des künstlichen Pankreas so gering wie möglich zu halten, jedoch wird in der Regel besonders wegen der Pumpleistung eine externe Energiezufuhr bzw. Aufladung nötig sein, beispielsweise durch transkutane magnetische Induktion zum Aufladen eines im implantierten künstlichen Pankreas enthaltenen hochwertigen Akkus.

Weitere Parameter, die anstelle der optischen Parameter wie Brechungs­ index oder optische Drehung verwendet werden könnten, wären beispielsweise die Leitfähigkeit der analog durch erstes oder zweites Aus­ schlußverfahren reduzierten Flüssigkeit. Die Leitfähigkeit wird durch alle Ionen (Elektrolyte) beeinflußt. Bei der Verwendung der optischen Drehung als optischen Parameter läßt sich zusätzlich die Tatsache nutzen, daß die optische Drehung der Fruktose derjenigen der Glukose gerade entgegen­ gesetzt ist, so daß damit die Fruktosekonzentration zugänglich wird, obwohl sich die beiden Zucker ansonsten mit ihrem exakt gleichem Molekular­ gewicht in ihren physikalischen Eigenschaften sehr ähneln.

Das Verfahren wird im folgenden anhand der Figuren näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 ein Schema des Verfahrens zur Bestimmung der Glukose­ konzentration in einer Flüssigkeit,

Fig. 2 eine Prinzipdarstellung eines Sensors auf der Basis des Parameters Brechungsindex,

Fig. 3 und 4 alternative Bauformen für Sensoren auf der Basis des Parameters Brechungsindex.

Fig. 1 zeigt die Vorgehensweise zur Bestimmung der Glukosekonzentration. Die zu untersuchende Ausgangsflüssigkeit, wie z. B. Blutplasma, deren Glukosekonzentration bestimmt werden soll, enthält neben Glukose eine Vielzahl anderer Substanzen und zelluläre Bestandteile in sehr unter­ schiedlichen Konzentrationen. In der Meßflüssigkeit liegt mindestens ein Sensor unter Verwendung mindestens eines Meßprinzips so, daß mindestens ein Ausschlußverfahren zur Anwendung kommt. Je nach dem verwende­ ten Parameter und dem verwendeten Ausschlußverfahren können verschiedene Substanzgruppen erfaßt bzw. ausgeschlossen werden. In Fig. 1 wird mit Hilfe eines ersten Ausschlußverfahrens (z. B. Dialyseschlauch) eine erste reduzierte Meßflüssigkeit 5 erzeugt, mit der der Sensor 1, z. B. ein Brechungsindexsensor, in Kontakt ist. Der Sensor 1 detektiert somit Glukose, jedoch auch andere Substanzen, entsprechend dem Ausschlußverfahren (in diesem Beispiel Substanzen mit einem Molekulargewicht kleiner als 200 entsprechend der Ausschlußgrenze des Dialyseschlauches (molecular weight cut-off = MWCO von 200). Ein zweiter Sensor 2, z. B. ein Leitfähig­ keitssensor, befindet sich in einer zweiten reduzierten Flüssigkeit 6, die durch Anwendung eines zweiten Ausschlußverfahrens, z. B. ein Dialyseschlauch mit einer molekularen Ausschlußgrenze von nunmehr 100 (molecular weight cut-off = MWCO von 100) erzeugt wird. Er detektiert im wesent­ lichen Salze, die teilweise oder vollständig dissoziieren. Damit kann die Konzentration von Ionen, wie z. B. Natrium, Kalium, Chlorid, Phosphat, usw. insgesamt quantifiziert werden. Beide Ausschlußverfahren schließen Proteine und Zellen, sowie große Kohlenhydrate aus und verhindern damit, daß sie bei Sensor 1 oder Sensor 2 ein Störsignal hervorrufen. Ein Komparator korrigiert die von den Salzen am Sensor 1, dem eigentlichen Glukosesensor, hervorgerufene Störwirkung. Da sowohl der Leitfähigkeits­ sensor als auch der Brechungsindexsensor stark temperaturabhängig sind, bedarf es einer Temperaturkompensation der Signale beider Sensoren. Nach der Temperaturkompensation sowie der Relativierung des Signals von Sensor 1 mittels des Signals von Sensor 2 liegt ein bereinigter Wert vor, der nun eine Funktion der Glukosekonzentration ist. Aus diesem Wert kann mit Hilfe einer Kalibrationskurve auf die Glukosekonzentration in der Ausgangs­ flüssigkeit geschlossen werden.

Fig. 2 zeigt eine schematische Darstellung eines Sensors, wie er zur Bestimmung des Brechungsindex und/oder der optischen Dichte einer Meßflüssigkeit, also der ersten reduzierten Flüssigkeit 5 oder der zweiten reduzierten Flüssigkeit 6, verwendet werden kann. Unter Umständen ist für beide Messungen sogar ein und derselbe Sensor einsetzbar.

Wie Fig. 2 zeigt, umfaßt der Sensor einen Körper 1, z. B. aus Glas, in den eine Lichtquelle 12 (z. B. eine LED) einen divergenten Lichtstrahl einspeist. Der Glasstab 1 ist von einer absorbierenden Beschichtung 4 umgeben. So kann Totalreflexion verhindert werden, die zu unerwünschten Strahlrichtungen führen würde. Das Licht trifft auf eine vorzugsweise schräge Grenzfläche 2 auf, an die die reduzierte Flüssigkeit 5 oder die reduzierte Flüssigkeit 6 durch eine Membran 13 herantreten kann. Entsprechend dem Übergang von einem optischen Medium in ein anderes, von n(Glas) in n(Meßflüssigkeit), wird das Licht in Abhängigkeit vom Einfallwinkel auf die Grenzfläche 2 entweder totalreflektiert, d. h. nach unten auf den Detektor 3 fallen (z. B. eine Fotodiode), oder in den Raum der Meßflüssigkeit gebrochene in dem alternativ ein Detektor 3a angebracht sein kann. Bei gegebenem Brechungsindex des Glases: n(Glas), sowie bei gegebenem Winkel der Grenzfläche 2 existiert auf der Grenzfläche 2 ein Punkt bzw. eine Linie, die das total reflektierte Licht und das durch die Grenzfläche 2 hindurch gebrochene Licht trennt. Dieser Punkt (Linie) verschiebt sich mit Änderung des Brechungsindex der Meßflüssigkeit und damit mit veränderlicher Glukosekonzentration. Entsprechend verändert sich die Intensität auf dem Detektor 3 bzw. dem Detektor 3a. Damit ist der Fotostrom am Detektor 3 bzw. 3a ein Maß für den Brechungsindex der Meßflüssigkeit (bei bekannter Temperatur). Durch Optimierung des Winkels der Grenzfläche 2 läßt sich eine hohe Sensitivität des Brechungsindexsensors einstellen, d. h. der Wirkungsgrad des Sensors kann sehr gut auf die Brechungsindex- Verhältnisse der Flüssigkeit eingestellt werden.

Fig. 3 zeigt ein weiteres Meßprinzip zur Bestimmung des Brechungsindex einer reduzierten Flüssigkeit 5, 6 in drei Varianten, die vereinfachend sequentiell dargestellt sind. Ein Glasstab 1 weist eine optische Unter­ brechung auf, entweder mit den Grenzflächen 2a nach 2b, 2c nach 2d oder 2e nach 2f, an welche die reduzierte Flüssigkeit 5 oder die reduzierte Flüssig­ keit 6 herangeführt wird. Der Außenrand 7 des Glasstabs 1 kann entweder als absorbierende Schicht ausgeführt werden, die Totalreflexion verhindert, oder als Cladding, so daß der Glasstab 1 zum Lichtleiter wird; letzteres ist zu bevorzugen, da es zu höherer Lichtausbeutung führt, wenn auch die reflektierten Lichtanteile zur Messung herangezogen werden können. Mindestens eine der beiden relevanten Grenzflächen des Glasstabs 1, entweder die Eintrittsfläche 2a, 2c, 2e und/oder die Austrittsfläche 2b, 2d und 2f, sind dabei optisch rauhe Flächen, so daß das Licht beim Hindurch­ treten durch diese Flächen gestreut wird, d. h. statistisch alle Richtungen im Raum einnimmt. Nur ein bestimmter Anteil des Lichtes wird also auf dem Detektor 3 auftreffen. An der streuenden Grenzfläche tritt also Streuung auf, die desto stärker ist, je größer der Unterschied der Brechungsindizes ist. Je mehr sich der Brechungsindex der dem der reduzierten Flüssigkeit 5 oder 6 dem des Glases 1 annähert, desto geringer ist die Brechung und desto kleiner die Wahrscheinlichkeit für Totalreflexion an den winzig kleinen Grenzflächen. Für den Grenzfall, daß die Brechungsindizes genau gleich sind, wird das Licht ungehindert die reduzierte Flüssigkeit 5 oder 6 durch­ dringen, so als wäre die Grenzfläche nicht vorhanden, unabhängig davon ob sie streut oder nicht. Der Detektor 3 auf der anderen Seite des Spaltes erhält natürlich desto mehr Licht, je weniger an den Grenzflächen 2a bis 2f herausgebeugt wurde. Wiederum ist also die Lichtintensität und damit der Fotostrom am Detektor 3 eine Funktion des Brechungsindex der reduzierten Flüssigkeit 5, 6.

Die in Fig. 2 und Fig. 3 beschriebenen Sensoren sind nur einige wenige vorteilhafte zur Bestimmung des Brechungsindex in der Meßflüssigkeit. Sie lassen sich sehr gut miniaturisieren zum Aufbau eines implantierbaren Glukosesensors.

Fig. 4 zeigt ein weiteres Prinzip zur Messung des Brechungsindex in der Meßflüssigkeit. Eine hohle Glaslinse 8 ist z. B. mit der reduzierten Flüssigkeit 5 oder 6 angefüllt bzw. von ihr durchflossen. Die Brechkraft der Linse, und damit die Lage des Brennpunktes 9, bzw. 10, hängt vom Brechungsindex der Meßflüssigkeit ab. Mit zunehmender Brechkraft wandert der Brennpunkt 9 auf die Linse zu; damit kann die Blende 11 einen größeren Teil des Lichtes abschatten, was den Fotostrom des Detektors 3 verringert. Das Maximum der Lichtintensität wird dann erreicht, wenn der Brennpunkt 10 in der Ebene der Blende 11 liegt. In diesem Bereich ist auch die Empfindlichkeit des Meßsystems am größten.

Claims (15)

1. Verfahren zur Messung der Glukosekonzentration in einer Flüssigkeit, welche außer Glukose mehrere andere Bestandteile enthält, wobei zwei Messungen an der zu untersuchenden Flüssigkeit durchgeführt werden, wobei bei einer Messung jeweils ein optischer oder ein elektrischer Parameter bestimmt wird, wobei die zu bestimmende Flüssigkeit vor mindestens einer Messung einer Filterung unterworfen wird, welche bestimmte Bestandteile der Flüssigkeit vor der Messung von dieser abtrennt, und wobei die Glukosekonzentration der Flüssigkeit aus den beiden Meßwerten ermittelt wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei als Flüssigkeit Blut verwendet wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei es sich bei dem optischen Parameter um den Brechungsindex der Flüssigkeit handelt.

4. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei es sich bei dem optischen Parameter um die Fähigkeit der Flüssigkeit handelt, die Ebene des polarisierten Lichtes zu drehen.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei für die erste und die zweite Messung die Flüssigkeit durch unterschiedlich wirkende Filterungen zu einer ersten reduzierten Flüssigkeit (5) und zu einer zweiten reduzierten Flüssigkeit (6) umgewandelt wird.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei eine Filterung der Flüssigkeit mittels einer semipermeablen Membran durchgeführt wird.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche, 1 bis 6, wobei für die erste Messung Licht auf eine von der glukosehaltigen Flüssigkeit umgebene Außenfläche eines lichtdurchlässigen Körpers vorzugsweise schräg auf­ gebracht und der von dieser Außenfläche reflektierte und/oder durch­ gelassene und/oder gestreute erste Lichtanteil gemessen wird, und wobei für die zweite Messung Licht auf eine von der glukosefreien Flüssigkeit umgebene Außenfläche eines lichtdurchlässigen Körpers vorzugsweise schräg aufgebracht und der von dieser Außenfläche reflektierte und/oder durchgelassene und/oder gestreute zweite Lichtanteil gemessen wird.

8. Verfahren nach Anspruch 6 oder 7, wobei die für Glucose durch­ lässige Membran eine Ausschlußmolekularmasse von ca. 500 bis 1200 g/Mol, insbesondere ca. 1000 g/Mol, aufweist und als für Glukose im wesentlichen undurchlässige Membran eine solche mit einer Ausschluß­ molekularmasse von ca. 50 bis 200 g/Mol, insbesondere ca. 100 g/Mol verwendet wird.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei ein lichtdurch­ lässiger Körper (1) und eine Lichtquelle (12) zur Messung des optischen Parameters verwendet werden, mit deren Hilfe Licht vorzugsweise schräg auf eine Außenfläche (2) des Körpers (1) aufgebracht wird, sowie ein Detektor (3), welcher die von der bestrahlten Außenfläche reflektierte und/oder durchgelassene und/oder gestreuten Lichtanteile registriert.

10. Verfahren nach Anspruch 9, wobei ein Körper (1) verwendet wird, der wenigstens in der Querschnittsdarstellung keilförmig ausgebildet ist, wobei die Lichtquelle (12) an der einen Stirnseite angeordnet ist und die schräge Außenfläche (2) am gegenüberliegenden Ende des Keiles von der Innen­ seite her bestrahlt, und wobei der Detektor (3) im Bereich der längeren der parallelen Außenflächen, anschließend an die keilförmige Außenfläche, angeordnet ist und die übrigen Bereiche der parallelen Außenflächen vorzugsweise mit einem lichtabsorbierenden Material abgedeckt sind.

11. Verwendung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 10 für einen Glukosesensor, wobei der Glukosesensor im Patienten angeordnet ist, und die Insulinabgabe subcutan erfolgt.

12. Verwendung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 11 für ein künstliches Pankreas mit einem Glukosesensor, einem Insulinreservoir, einer Insulinabgabeeinrichtung, einem Energiereservoir sowie einem Regler, wobei das Insulinreservoir und die Insulinabgabeeinrichtung im Patienten angeordnet sind.

13. Verwendung eines Verfahrens nach Anspruch 12, wobei als Regler ein Mikroprozessor die aus dem Insulinreservoir gespeiste Insulinabgabe­ einrichtung in Abhängigkeit der durch den Glukosesensor ermittelten Glukosekonzentration regelt.

14. Verwendung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 11 für ein künstliches Pankreas, wobei das künstliche Pankreas von außen in nicht invasiver Form einstellbar ist.

15. Verwendung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 12 bis 14 für ein künstliches Pankreas, wobei durch das künstliche Pankreas bei hoher Glukosekonzentration nicht sofort eine hohe Insulinabgabe, sondern zeitlich beabstandete, geringe Insulinabgaben erfolgen.