CA2044150C - Dispositif implantable d'evaluation du taux de glucose - Google Patents

Abstract

2044150 9104704 L'invention concerne un dispositif implantable permettant une évaluation précise du taux de glucose sanguin. Le principe, selon l'invention, consiste à mesurer de façon précise et durable la valeur de la pression osmotique due au glucose dans un territoire interstitiel à l'aide d'un dispositif implanté de très faible encombrement comprenant deux chambres de mesures constituées chacune d'une chambre de mesure interne (41), isolée du milieu environnant par une membrane hémiperméable au glucose (20) pour la première chambre de mesure et une membrane perméable au glucose (20) et imperméable aux molécules plus grosses que le glucose pour la deuxième chambre de mesures, en rapport avec un capteur de pression (10, 11, 12, 53) pour chacune des deux chambres de mesures, relié à un système électronique permettant d'informer le milieu extérieur à l'organisme de la valeur de la pression mesurée dans chacune des deux chambres de mesures et, par conséquent, du taux de glucose. Le capteur de pression peut, notamment, être en silicium usiné par procédé photolithographique et, couplé à une self (L), réaliser un circuit passif résonant de type LC à condensateur variable en fonction de la pression. Il suffit, dès lors, d'interroger le capteur depuis l'extérieur par un oscillateur variable couplé magnétiquement pour connaître, avec précision, la valeur de la pression osmotique régnant dans chacune des deux chambres de mesures et, par différence, le taux de glucose.

Description

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wo 91/04704 1 Pcr/EPso/01678 DISPOSITIF IMPLANTABLE D'EVALUATION DU TALIX DE GLUCt:)SE

La présente invention se rapporte au domaine des disposilifs médicaux et, plus particulièrement, à un dispositif implantable permettant une évaluation précise et simple du taux de glucose sanguin d'un indiYidu.
On connait aujourd'hui les problèmes 3iés à la déterTnination du taux de glucose sanguin chez le diabétique, notamment par l'aspect contraignant et agressi~ des méthocles utilisées. Il pe~rt s'agir, par exemple, de prélever 2 à 3 fois par jour une goutte de sang à
l'extrémité d'un doigt que l'on place sur un ~glucomètre' et qui donne un résultat précis très rapidement mais qui, à terme, laisse des séquelles importantes. Il peut également s'agir d'une électrode sous-cutané~, reliée à l'ex~érieur par des connections électriques, qui peut rester 3 à 7 jours en place mais qui nécessite des précautions importantes d'asep ie et représente une gène permanente pour le 1 5 patient.
Pourtant, une mesure précise du taux de glucose sanguin est indispensable à un bon équilibrage des doses d'insuline à
admihistrer à ohaque repas. A défaut, !e malade s'expose à des risques importants. Parmi les risques à court terrne figurent I'hypoglycémie ou l'hyperglycémie pouvant aller jusqu'au coma et, pius encore parmi les risques à long terme, tous les problèmes d'artériopathie périphérique (artériosclérose obliterante) pouvant conduire à la cécité ou à une amputation des ekl.emi~s. Co"t,ontés à ces problèmes graves, les diabétiques ont appris à ajuster les

2~ doses d'insuline par des mesures répétées du taux de glucose et à
établir un rythme alimentaire et physique strict. C'est dire l'importance et la répercussion pour ces malades des conditions d'evaluation du taux de giucose sanguin.
L'invention a pour but de permettre une févaluation précise du taux de glucose sanguin d'un individu, par une méthode non agressive et à travers un dispositif de très faible encombrement qui est implanté, par exemple, en territoire sous-cutané.

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On sait qu'il existe une très bonne corres~c o"Jance entre le taux de glucose sanguin et le taux de glucose interstitiel régnant, par exemple, dans le territoire sous-cutané. En effet, le glucose diffuse libren)ent à travers les v~isse~ jusque dans le territoire i- ,terslitiel.
S On sait également que les modifications essentielles d e composi~o,) du liquide interstitiel sont liées à une modification d'un no"lbre limité de s~ sla~ces, dont le glucose. Parmi ces subsPIlces et pour un e-,comb.ement spaff~l de l'ordre de celui de la molécule de glucose (environ 0,8nm), c'est le glucose qui varie de façon la plus siyniricali~re. C'est pourquoi, une mesure sélective de la pression osmotique dûe aux molécules ayant un enco"~bre"-ent spatial équivalent a celui du glu~ose reflète-~-il, de façon assez précise, la ,I.ression os,noti~ue du ~ ose dans ce territoire et, par cGI~se~uent, le taux de glucose sanguin. Ce type de mesure peut naturellement s'effectuer dans n~ Gl le quel compa-li"~e,~t en é1ui~ibre glucosi1ue avec le co.npartiment sanguin (par exemple le territoire sous-cutané ~-ou la cavité péritonéale).
Ce~tains auteurs ont pu préte..J~e à la détermination du taux de glucose par la seule mesure de la pression osmoti~-Je exercée par 20 I'e,-se.,!ble des ",clérules ayant un encoml~reroent sp~ti~l supérieur à celui du 91 ~cose, une telle mesure étant effectuée à l'aide d'une l"e..,L"a.,e hémiperméable au glucose. On peut noter, en particulier, - le brevet a.néricain N~ 4.538.616 de Robert Rogoff qui décrit un tel système. Néanmoins, il convient de noter que des variations de !'hy~ ataliG,~ du patient, ou plus t,!core de certains acides aminés, -pour ne prend~ e que ~llJel~lues exem~ , peuvent etre la cause d'une variation jmPGIlaI)le de la pression osn~ti~ue de l'individu et, dans - liapproche decrite, conduire à une erreur d'inte-~urétation dont les col,se~ ences peuvent etre e,.~l,.el,.c~t graves pour le patient.
Le princ;pe, selon l'invention, consiste à mesurer de façon précise, dans un te.,iloire interstitiel, la valeur absolue - ou les variations - de la pression Gs"~otique dûe aux molecules ayant un encombrement sp~ti~i équivalent à celui du glucose à l'aide d'un .lispositi~ im~lanté de très faible enco,nbre")ent. Une telle mesure

3~ pouvant s'effectuer dans tout territoire ou col"partiment en équilibre glucos;1lJe avec le compartiment v~scul~ire. De la valeur mesurée, on déduit la pression osmotique dûe au 9h ~cose et, par conséquent, le taux de glucose circulant.

~ a ~
-~ WO 91/W704 3 PCI-/EP90/01678 On connait déjà, aujourd'hui, de nombreux dispositifs miniaturisés de mesure de pression en silicium, utilisant les te~l.,.iques d'usinage par ,cl~otolilhoy.ap.'lie. Un capbur de pre-~sion selon de telles techniques pourrait être avant~gelJ-sement utilisé
5 étant donné son très faible ~co(n~rement final (q~el~ esmm2 sur moins d'un mm d'épaisseur). En particulier, les caractéristiques de sensibilité obtenues sont tout à fait co""Jalibles avec les variations de pression à mesurer qui sont de l'ordre de ~ elques millimètres de mercure.
On connait également différents ~ypes de membtanes ayant une pe.rorali~" ~.récise pe,-,~ellant de laisser passer l'eau, les ions, les lactates, mais pas le glucose. De telles membranes sont dites hémiperrné~bles au glucose. Le ~liall,èl,e des pel~ordlions est, dans ce cas, comp. is environ entre environ 0,6nm et 0,74nm.
On CGI .nail également des n~e,.~Lrdnes dont les pe, ~ordliGns sont supérieures à la taille de la molécule de g~!~cose et qui ,t,e."~ellent le p~s.s~ge du ~ cose. Si on choisi une telle mel~lbrane avec des p~.~oralion ayant un diamètre de l'ordre de 0,9nrn, on peut réaliser une memL..a,.e dite perméable limite au glucose.
On connait également des revêt~,.. eols bioeompalibles qui sont permé~hles au gl~cose et à de nG,.,breuses molécules, mais i.,~ .n.é~t~les aux cellules. De tels revêtel)-ents, tels le polymère ~- d'acide perfluoro-sulfonique (Nafion~ de Du Pont de Nemours)prése.~tent l'avantage de ne pas s'obstruer après pl~sieu~s années 25 eAn territoire i~ersli~iel et de ne pas être rejetés par l'organisme.
tJn tel rw~te-l-ent peut, par consg~ ent, avant?~eusement être utilisé
co";.,.e ,--e-,lb-ane de proteC~iGn biocompatible.
I'inve,ltiGn cGnsisle à réaliserunensemblededeuxchambres de mesures constituées par:
3Q - d'une part une première chambre de mesure de pression osmotique directement en contact avec un premier capteur de pression et séparée du milieu intersliliel par une membrane hémiperméable au glucose, la dite men~L,rane étant séparée du milieu intusliliel par une me.nb~al)e de prote~lion bioco.n~atible;

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2 S ~ O
wo 91/04704 4 pcr/Epso/ol678 - d'autre part une deuxième chambre de mesure de pression os,nGtique directement en contact avec un deuxième capteur de pression et séparée du milieu interstitiel par une membrane perméable limite au ~l ~cose~ la dite n~e~lb~ane étant également 5 séparée du milieu interstitiel par une membrane de protection biocompatible.
Le di~,osilir selon l'invention permet de mesurer une pression osmolique ~hso!~e ou des différences de pression osmotique relativement aux molécules d'un encGmL,re")ent équivalent à celui du 10 glucose de façon précise. Un couplage des deux capteurs de pression à un système électronique permet de communiquer les valeurs mesurées à un récerte~ situé à l'extérieur de l'individu Un tel système élecl,on.que peut être ,.otal",nent un système passif de - type ~ésG- " .ant LC à fréquence variable, repG,)dant à ~un signal Radio 15 Fréquence émis depuis l'extérieur. Dans ce cas le système électronique ne nécessile pas de source d'énergie et ;peut donc rester implanté à très long temme. Un tel type de détecteur de pression résonant est décrit par l'équipe suédoise de l'lnstitut de Technologie - ~ d'U~rs~l~ pour un carteur dé pression intra-oculaire présenté au 20 c~ , ès ~Tran.s~ ~cer 89~ à Montreux en Suisse le 26 juin 1989 ~YIbva Bac~lund, Lars Roso.-g-en et Bertril Hok de l'lnstitut de Technologie d'Urrs~la, Bjorn Sve-J~ergl~ de l'lnstitut d'Opl~abnologie d'Uprsal~)~
Un tel sy l~rne résGnant est déjà couran,.ne,lt utilisb dans l'industrie et a été décrit pour la première fois par Collins en 1967.
25 ~ D'autres buts et avantages de la présente invention apparaîtront à la Iec~re de la~desc- i~tiGn suivante et des figures jointes données ~ titre~ illustratK mais non iimitatif.
- ~ La figure 1 est une représe,~talion schématique de l'une des deux c:l.a.n~.es de mesures conslil~ant le ~ osili~ et "~GI~t~ant une vue en 30 coupe des dif~erents éléments CGI ~slit~ant cette chambre.
La figure 2 est une représe,ltalion scl-en-atique de l'une des deux chambres de mesures cGnal;tuant le ~~;sl-osili~ conf~"ne à la présente invention cette figure montrant les éléments électroniques de cette cl)aml,,e et de l'é,nelleur e~lerne qui lui cor.espond.
3~ La figure 3 représente un type de courbe de fréquence de résonance pouvant etre obtenue avec un type de capteur de pression décrit pour chacune des deux chambres de mesures du dispositif.

-2 ~
-' WO 91/04704 5 PCr~EP90/01678 Il est à noter que, par souci de clarté. Ies rapports des ép~isseurs et dime,)sions des différents éléments consliluant le di~posilir n'ont pas été respectés.
En se référant à la hgure 1, on peut décrire les différents éléments constitl ~ nts l'une des deux chambres de mesures con~lit,Jant le ~ispo~ltif selon l'inventiGn, situé dans un environnement 1 dont on désire mesurer la pression osmotique due aux molécules d'un e. ~combrement équivalent à celui du glucose, Les deux chambres de mesures étant équivalentes du point de vue de leur 1G fonctionnement, nous nous cGntenterons de décrire la première d'e~tre elles qui ne se distingue de la secG---le que par les propriétés de la membrane hémipeméable utilisée~ Pour cette première chambre de mesures, on a fait apparaître sur la figure 1 ies deux parties A et B co,~sli~ant une vision éc~at~e de cette c~,amiJre de mesures selon un plan de coupe s~gitt. p~s~t par son milieu. La membrane 20 est de nature hémiperméable au ~ ose, c'est à dire ~,e",.éable à l'eau et aux molécl~l~s plus petites que le ~lucose, mais imperméable au glucose. L'épaisseur de cette membrane sera choisie en fonctiG,~ de sa nature. La cavité 41, usinée par ~rocéJé
photoliU-~a,apl.ique (avec attaque chimique au KOH) dans une couche de silicium 40 d'environ 30~um d'ép~isselJr, représente la chambre inteme de mesure de la pression oamoti~ e. Le capteur de pression est cGn~litué de ia membrane 10 et de la couche 12 ainsi que de la cavité 11, la n)e"~brane 10 étant directe",enl en I a~".o, l avec la chambre de mesure interne 41. -La membrane 10 est une ",eml.rane en silicium dopée p+ d'environ 201Jm d'ép~isseu~, oxydée sur la région p~:riphélique 53, d'une part, et 52, d'autre part, de façon à être soudée par procéJ~ à chaud (bonding process) à 1000~C à la couche 12, respectivemenL 40. La couche 53 sert également d'isolant entre la membrane 10 et la couche 12 de façon à constituer un co"cJensateur variable. La couche 12, d'environ 60~Jm d'ép~iss~ Ir est creusée en son centre, par procédé photolithographique (avec ~n~ e chimique au KOH), de façon à former une cavité 11 d'environ 20,um d'é~ sel~ en regard de la couche 10.
Cette cavité 11 doit etre parfaitement herméli4ue pour assurer une bonne précision et une faible dérive du capteur de pression avec le temps.

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4 6 PCl'/EP90/01678 Le capteur de pression fonctionne, dès lors, comme un condensateur variable dont la capacité varie en fonction des défor"lalio,-s de la membrane 10, sous l'effet de la pression régnant dans la chambre 41.
De façon à o~.ti,niser le rendement de mesure de pression au niveau de la membrane 10 du capteur de pression, la membrane 20 est rigidifiée par une couche 30 réalisée, par exemple, en silicium selon la tech"ique décrite par Gjermund Kittilsland et Goran Stemme (Depart. of Solid State Electronics, Chalmer Univ. of Tecl.l ,ology, Gothenbur~, Suède) et présentée à Montreux, en .SIJ;SSe, au congrbs ~Transr~ucer 89~, le 26 juin 1989. Un tel type de couche présente l'avantage de pouvoir etre réalisée en silicium sur n'importe qu'elle ép~isseur, par conséquent avec un fort coefficient de rigidité, et de di~rsser de pores de faible diamètre. Ce type de couche est obtenue par soudage de 2 membranes en silicium perforées 31 et 32, les perforations ne se superposant pas et te sour~e étant obtenu à
chaud (L,ond;l ~9 process) grâce à une fine couche d'oxyde de silicium 33 sur les deux surfaces en regards et dont l'épaisseur est parfaitement connue. Cette couche 30 est oxydée en périphérie 51, sur la face en re~ard de la couche 40, de façon à pouvoir lui être soudée à chaud (~nding process). Une couche de même nature, 35 (co"sliluée de membranes perforées 36 et 37, ainsi que d'une f;ne couche d'oxyde de silicium 38), peut également être ~isr~sée de l'autre côté de la membrane 20.
- 25 Afin de ne pas obstruer les pores de la couche de rigidification 30 ou 35, d'une part, ni ceux de la membrane 20, une couche de protection biocGn,~atible 60 vient recouvrir l'ensemble du ~isrositif.
Une telle couche devra, notamment, être perméable aux molécules plus petites que le glucose, ainsi qu'au ~ cose. Il peut, par exemple, s'agir d'une couche de polymère d'acide perfluoro-sulfonique dont la tenue à long terme est excellente en tissus sous cutané. La ,~,rote~ion assurée par cette couche est notamment relative aux cellules et aux dépôts tels que la fibrine.
La deuxième chambre de mesure constituant le disposilif est identique à la première chambre de mesure ainsi décrite à la seule différence de se membrane 20 qui est choisie perméable limite au glucose, c'est à dire qu'elle laisse passer le glucose mais pas les - molécules plus grosses que le glucose.

2 ~ 5 ~3 En définitive la taille d'un tel dispositif comprenant deux cha.nbres de mesures du type décrit est tout à faK compatible avec son i"~pla,halion plJis~ e son ép~isse~r peut etre d'environ 300~Jm et ses c~tés d'environ 2mm.
La figure 2 ",o-~e Ie fo,ic~ionne,~.e.,t élec~on que pour chacune des cl,a"~res de mesure du disposili~ basé sur le ,c,ri"cipe d'un circuit résonant passif de type LC. Le co"Je- ~sateur C est obtenu par le c~rte~ de pre-~siGr~ cGnstit.lé des couches 10 et 12 isolées entre elles par la couche d'oxyde de~silicium 53. Tout mouve"~ent de la 10 .,~et~,~rane 10. sous l'effet de va,iali~ns de ,uressiG,~ dans la chambre 41 erltraîne une mGdific~l;on de la valeur de C. Ce condens~teu~
étant relié en parallèle avec une self L toute variaffon de C entraîne automatiquo.),e.,t un changement de la fréquence de résonance d'après la fGn~ion f=1/2n(LC)~ Cette fréquence de résonance est 15 mesurée à distance par un oscillateur couplé magnétiquement qui convertit la valeur mesurée en pression os",~ti~ue dans la cavité 41 et par Jifrérence entre les deux valeurs obtenues au niveau des deux chambres de mesures, en pression osmotique due aux molécules dont l'e"combrement est i.Jenti~ue à celui du glucose et 20 par ~édu~tion et ~ férence à une valeur de base en taux de glucose.
Cet ensemble éle:ctronique externe con~,)re"J par cons~luent pour chaalne des deux cl,~,~l~res de mesures un ensemble conslilué
-~ diun oscillateur à fréquence variable 5, d'une self L' et d'un détecte~
de résonance 6 aux ~o.nes d'une resis1ance 7 les catae.téris~ ues 25 de résonance pour chacune de ces cha"ll.res de mesures étant différentes de facon à pouvoir être analysées ~erlJis l'extérieur sans i,)t~, rerence.
~ Pour des valeurs courantes de taux de gl~cose chez un d~ ti~ e pouvant varier entre 0 6 et 39/1 on peut déduire de la loi 30 de Van't Hoff relative au calcul de la pression osmotique les va.ialions de pression Gs.no~ ,Je résultantes:
n = RT c/M
ou n = ~rsssiGn osl"~iq-~e R = conslante des gazs parfaits T =
température ~hsol~e en Ki c= cGnce,l~aiion ~Jo,lJgrale M = masse 35 moléc~ ire d'où une variation de la pression osmotique due au g' ~cose ~ntre 60 et 300 mmHg. Pour une mesure précise à quelques pour cents le capteur de pression devra etre par consé~luent d'une sensibilité de l'ordre de ~ elq!Jes mmHg WO 9Q~4~04 8 Pcr/Ep9o/o1678 Afin de se placer dans les conditions optimales de mesure, fonction des variations physiologiques et des caractéristiques du capteur de pression, on pourra définir une concentration de maero-molbcules à
- placer à l'intérieur de la cavité de mesure de la pression osmotique 41. Pour une large plage de mesure et une grande précision, plusieurs chambres de mesures individuelles pourront être utilisées en parallèles pour simuler une seule chambre de mesure du dispositif, chacune de ces multiples chambres de m e s u r e s individuelle disposant dans sa chambre de mesure interne d'une concentration différente de macro-molécules. Bien entendu, les fréquences de résonance de chacun des capteurs seront choisies différentes, de façon à pouvoir analyser chacun des capteurs de mesure individuel depuis l'extérieur sans créer d'interférences.
La figwre 3 représente un type de courbe de fréquence de résonance pouvant être obtenue à partir du capteur de pression décrit ci-dessus. On peut voir que le maximum de sensibilité est obtenu pour une certaine plage P de variation de pression qu'il convient d'adapter à la plage utile G de mesure du taux de glucose chez le diabétique.
Afin de limiter l'interaction entre la membrane bioco""~atible et le milieu environnant, de façon à augmenter la durée de fonctionnement normale du dispositif, on pourra choisir une loc~,lis~tion particulière de l'implant. Ainsi, la cavité péritonéale, le - tissus interstitiel sous-cutané sont, de ce point de vue, des régions plus favorables. La région sous cutanée abdominale, par exemple, pourra être particulièrement indiquée étant donné la facilité et innocuité de l'imptantation du disposifff en cet endroit.
Bien entendu et afin d'augmenter la sécurité de la mesure effectuée, plusieurs dispositifs pourront être implantés à un même endroit, ou à des endroits différents, le résultat obtenu n'étant pris en compte qu'en présence d'une bonne corrélation entre les mesures effectuées par les différents dispositifs. Dans ce cas, également, les fréquences de résonance de chacun des capteurs individuels seront choisies de faç~n à ne pas créer d'interfbrences.
ll convient également de noter que les deux chambres de mesures décrites pour former le dispositif peuvent être réalisé~s avantageusement dans un même boîtier, voire résulter d'operations de photolitographie sur un meme substrat.

--' WO 91/04704 ~ PCT/1~ 6~ 85 i ~'' Il est également évident que, selon le type de membrane hémiperméable choisie et, selon sa tenue à long terme, il pourra être nécess~ire de mesurer des variations de pression osmotique plutot que des pressions o~,noti~ es absolues. En effet, seules des

5 membranes totalement imperméable au glucose et exactement imperméable limite au glucose à long terme permettent une mesure absolue de la pression os,notiq,Je selon la méthode décrite. Pour des "~e"~branes représentants un obst~cle plus e; moins important au p~ssq3e du glucose (selon les lois de la dfflusion ~dartes de Renkin tO en fonction du diamètre des pores de la n,e"l~rane), une mesure ne pourra que représenter une différence de pression osmotique par rapport à une valeur de base variable. Aussi, selon la vitesse de p~ss~ge du glucose pour chacune des membranes, on pourra soit se co, Ite,)ter des caraclerisli~ es spécifiques de ces membranes, soit 15 nécessiler une mesure ex~te de la valeur de base à des temps réguliers, par exemple par un prélèvement sanguin.
Un autre intérêt de l'invention est de powoir coupler les informations obtenues par le dispositif de mesure direciement à une micro-pompe d'insuline, de façon à pe,mell,e un ajustement 20 aulG~Ialique des doses d'insuline à administrer au patient. Un tel système global permettant de consliluer un véritable pancréas artificiel.

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-.,. ~.

Claims (10)

REVENDICATIONS

1) Dispositif implantable d'évaluation du taux de glucose par mesure de la pression osmotique due au glucose, caractérisé en ce qu'il comprend - une première chambre de mesure isolée du milieu environnant par une membrane hémiperméable au glucose, cette première chambre étant en rapport avec un premier capteur de pression, lui même relié
à un système électronique permettant d'informer le milieu extérieur à
l'organisme de la valeur de la pression mesurée, - une deuxième chambre de mesure isolée du milieu environnant par une membrane perméable au glucose et imperméable aux molécules plus grosses que le glucose, cette deuxième chambre étant en rapport avec un deuxième capteur de pression, lui même relié à un système électronique permettant d'informer le milieu extérieur à
l'organisme de la valeur de la pression mesurée, l'ensemble des deux capteurs permettant, par différence entre les pressions mesurées, d'évaluer de façon précise la pression osmotique due au glucose seul et, par conséquent, le taux de glucose.

2) Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que la membrane isolant la chambre de mesure du milieu environnant es rigidifiée par une membrane perforée ayant une faible élasticité, afin de réduire l'atténuation par cette membrane isolante de la pression régnant dans la chambre de mesure et, ainsi, d'optimiser le rendement au niveau du capteur de pression.

3) Dispositif selon la revendication 2, caractérisé en ce que la membrane perforée servant à rigidifier la membrane isolante est réalisée par des procédés photolithographiques.

4) Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que le capteur de pression est réalisé en silicium par usinage photolithographique.

5) Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que le système électronique relié au capteur de pression est de type passif résonnant LC, dont la fréquence de résonance change en fonction de la pression mesurée, la valeur de cette pression étant déduite par un oscillateur variable couplé magnétiquement et situé à l'extérieur de l'organisme.

6) Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 5 caractérisé en ce que chacune des chambres de mesures contient des macro-molécules dont le taux est choisi en fonction des valeurs de pression osmotique à mesurer et de la plage de fonctionnement optimale du capteur de pression.

7) Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 6 caractérisé en ce que la membrane isolante du milieu environnant est elle même protégée du milieu dans lequel est implanté le dispositif par une membrane biocompatible imperméable aux cellules, mais perméable au moins au glucose et à l'eau.

8) Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 7 caractérisé en ce que l'implantation de la mesure est réalisée dans le tissus sous-cutané.

9) Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 8 caractérisé en ce que les résultats des mesures effectuées sont transmis automatiquement à une micro-pompe d'insuline, permettant ainsi d'administrer la quantité requise d'insuline et de substituer l'ensemble à une fonction pancréatique normale du malade.

10) Dispositif selon l'une quelconque des revendications 1 à 9 caractérisé en ce que l'interprétation de la mesure de la pression par le capteur, à un instant donné et dans l'une au moins des chambres de mesures est faite par rapport à ses variations dans le temps et par comparaison à une base de données établie pour une valeur ou des variations connues de taux de glucose sanguin cette base de données étant éventuellement réetablie à des intervalles de temps fonction de la nature de la membrane hémiperméable choisie ou du patient.