CN114712612A - 集成型贴片式人工胰腺 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种集成型贴片式人工胰腺，包括：输注结构，包括壳体，输注结构设置有多个第二电触点和第二卡合部；控制结构，设置有第一卡合部和多个第一电触点，第一卡合部与第二卡合部互相卡合，第一电触点与对应的第二电触点互相挤压，进而使控制结构与输注结构电连接，控制结构还包括输入端和输出端，输入端包括多个电连接区，输出端和输注结构电连接，控制结构控制输注结构进行药物输注；和设置有多个电极的输注管，当输注管被安装至工作位置时，不同的电极分别与不同的电连接区电连接，以将体液分析物参数输入控制结构。控制结构与输注结构通过互相挤压的电触点，实现两者互相电连接，优化电路设计，提高电连接的可靠性。

Description

集成型贴片式人工胰腺

相关申请的交叉引用

本申请要求以下专利申请的权益并要求其优先权：2021年1月5日提交的PCT专利申请，申请号为PCT/CN2021/070207，及2021年9月10日提交的PCT申请，申请号为 PCT/CN2021/117647。

技术领域

本发明主要涉及医疗器械领域，特别涉及一种集成型贴片式人工胰腺。

背景技术

正常人身体中的胰腺可自动监测人体血液中的葡萄糖含量，并自动分泌所需的胰岛素/胰高血糖素。而糖尿病患者胰腺的功能出现异常状况，无法正常分泌人体所需胰岛素。因此糖尿病是人体胰腺功能出现异常而导致的代谢类疾病，糖尿病为终身疾病。目前医疗技术尚无法根治糖尿病，只能通过稳定血糖来控制糖尿病及其并发症的发生和发展。

糖尿病患者在向体内注射胰岛素之前需要检测血糖。目前多数的检测手段可以对血糖连续检测，并将血糖数据实时发送至远程设备，便于用户查看，这种检测方法称为连续葡萄糖检测(Continuous Glucose Monitoring，CGM)。该方法需要检测装置贴在皮肤表面，将其携带的探头刺入皮下的组织液完成检测。根据CGM检测到的血糖值，输注设备将当前所需的胰岛素输入皮下，进而构成闭环或者半闭环人工胰腺。

但是，目前集成型贴片式人工胰腺的输注结构和控制结构之间的电连接的可靠性比较差，影响集成型贴片式人工胰腺的正常使用。

因此，现有技术亟需一种提高输注结构和控制结构之间的电连接的可靠性的集成型贴片式人工胰腺。

发明内容

本发明公开了一种集成型贴片式人工胰腺，控制结构与输注结构通过互相挤压的电触点，实现两者互相电连接，优化电路设计，提高电连接的可靠性。

本发明公开了一种集成型贴片式人工胰腺，包括：输注结构，包括壳体，输注结构设置有暴露于壳体表面的多个第二电触点和第二卡合部；控制结构，控制结构设置有暴露于控制结构表面的多个第一电触点和第一卡合部，当控制结构与输注结构互相装配时，第一卡合部与第二卡合部互相卡合，第一电触点与对应的第二电触点互相挤压，进而使控制结构与输注结构电连接，控制结构还包括输入端和输出端，输入端包括多个电连接区，以接收体液分析物参数信号，输出端和输注结构电连接，根据接收到的体液分析物参数信号，控制结构控制输注结构进行药物输注；和设置有多个电极的输注管，输注管为药物输注通道，当输注管被安装至工作位置时，输注管与输注结构连通，药物经输注管流向体内，且不同的电极分别与不同的电连接区电连接，以将体液分析物参数输入控制结构。

根据本发明的一个方面，壳体上设置有向外的延伸部，延伸部的外侧设置有阻挡块，阻挡块阻挡控制结构。

根据本发明的一个方面，输注结构内还设置有柔性电路板，柔性电路板上设置有连接端，第二电触点与连接端电连接。

根据本发明的一个方面，输注结构内还设置有立体电路，立体电路上设置有连接端，第二电触点与连接端电连接。

根据本发明的一个方面，输注结构内还设置有弹性导电体，弹性导电体与柔性电路板上的连接端或立体电路上的连接端电连接，弹性导电件上设置有凸起。

根据本发明的一个方面，还包括粘性贴片，粘性贴片包括胶布和保护膜，保护膜的外沿轮廓与胶布的外沿轮廓相适应，且保护膜的洛氏硬度高于胶布。

根据本发明的一个方面，控制结构设置有第一物理部件，输注结构上设置有在位检测模块，在位检测模块包括第二物理部件，第二物理部件与第一物理部件可操作性电连接，产生在位检测信号。

根据本发明的一个方面，还包括堵塞检测模块，堵塞检测模块与控制结构可操作性连接，堵塞模块包括检测电路和至少一个检测元件，用于在灌药过程中或药物输注过程中感测相关物理参数来确认是否发生堵塞。

根据本发明的一个方面，至少一个电极为输注管的管壁。

根据本发明的一个方面，少一个电极设置于输注管管壁外表面或者设置于输注管管壁中。

根据本发明的一个方面，输注管包括内层管和至少一层外层管，外层管设置于内层管的外部，内层管用于输注药物。

根据本发明的一个方面，外层管为软管，内层管为输注钢针或输注软管。

根据本发明的一个方面，多个电极组成多个电极组合。

根据本发明的一个方面，不同的电极组合之间有共用电极。

根据本发明的一个方面，每个电极组合包括专用的工作电极和辅助电极。

根据本发明的一个方面，控制结构控制多个电极组合交替进入工作状态。

根据本发明的一个方面，控制结构控制多个电极组合同时进入工作状态。

根据本发明的一个方面，控制结构和输注结构为分体式结构，控制单元可重复使用。

根据本发明的一个方面，控制结构和输注结构为一体式结构，使用后整体抛弃。

与现有技术相比，本发明的技术方案具备以下优点：

本发明公开的集成型贴片式人工胰腺中，控制结构与输注结构通过互相挤压的电触点，实现两者互相电连接，优化电路设计，提高电连接的可靠性，而且电触点的接触面积较小，可以灵活设计，有效减小人工胰腺的体积。

进一步的，下壳体包括向外的延伸部，延伸部的外侧设置有阻挡块。阻挡块能够防止控制结构从输注结构上脱落。

进一步的，输注结构内还设置有柔性电路板。具有柔性的电路板可以根据输注结构的内部特点灵活设计其形状，优化输注结构的内部设计。

进一步的，输注结构内设置有立体电路，根据人工胰腺内部结构特点，立体电路的形状、位置可以被灵活设计，能够充分利用输注结构内部空间，使得结构更紧凑。

进一步的，输注结构的弹性导电件上设置有凸起，可以增强弹性导电体与电源和电路板或立体上的特定连接端的电连接稳定性，提高电连接的可靠性。

进一步的，粘性贴片包括胶布和保护膜，保护膜的外沿轮廓与胶布的外沿轮廓相适应，且保护膜的洛氏硬度高于胶布，可以防止胶布边缘发生卷边或翘边，进而防止人工胰腺发生位移或者脱落，增强了用户体验。

进一步的，控制结构上的第一物理器件与输注结构上的第二物理器件可操作性电连接，产生位置检测信号，通过在位检测信号可以判断控制结构与输注结构结合的牢固程度，便于用户采取对应措施，增强用户体验。

进一步的，人工胰腺中设置有堵塞检测模块，用于在灌药过程中或药物输注过程中感测相关物理参数来确认是否发生堵塞，结构简单，检测结果精准，用户体验好。

进一步的，输注管上设置有多个电极，使得输注管同时起到电极检测和药物输注的作用，一次在一个位置穿刺，即可完成分析物检测和药物输注，降低了用户感染的风险。

进一步的，输注管管壁本身作为电极，降低了电极设计的工艺难度。

进一步的，输注管包括内层管和外层管，外层管为软管，在软管表面设计电极的工艺相对简单，这样设计降低电极制造的工艺难度，提高制备效率。其次，软管的管壁材料可根据需要进行选择，其管壁只能允许特定分析物透过，减弱其它物质的干扰，提高分析物参数的检测准确性。

进一步的，多个电极可组成多个电极组合，控制结构可控制多个电极组合交替进入工作状态，保证体液信号的检测过程不间断，延长电极和人工胰腺的使用寿命，或控制结构控制多个电极组合同时进入工作状态，将同一时刻同一参数的多组数据进行统计分析，提高分析物参数的准确性，进而输出更准确的药物输注信号。

附图说明

图1为根据本发明一个实施例的集成型贴片式人工胰腺的工作流程图；

图2a为根据本发明一个实施例集成型贴片式人工胰腺的输注管位于安装位置的剖面示意图；

图2b为根据本发明一个实施例集成型贴片式人工胰腺的输注管位于工作位置的剖面示意图；

图3a-图3b为根据本发明两个不同实施例的人工胰腺的俯视图；

图4a-图4b为根据本发明一个实施例控制结构的立体结构示意图；

图5a为根据本发明一个实施例输注结构的立体结构示意图；

图5b为根据本发明一个实施例控制结构与输注结构互相装配的侧视图；

图5c为根据本发明一个实施例输注结构部分下壳体的俯视结构示意图；

图5d为根据本发明另一个实施例输注结构部分下壳体的俯视结构示意图；

图6a-图6b分别为根据本发明一个实施例输注结构的内部结构两个视角的立体结构示意图；

图6c为根据本发明另一个实施例输注结构的内部结构的立体结构示意图；

图7为根据本发明实施例的弹性导电体的立体结构示意图；

图8为根据本发明实施例的导电弹簧的立体结构示意图；

图9为图6aM区域的局部放大图；

图10a和图10b分别为根据本发明实施例的驱动轮组件与主框架装配前和装配后的结构示意图；

图10c为根据本发明实施例的罩盖的立体结构示意图；

图11a-图11d为根据本发明实施例的活动块分别处于打开和闭合状态时的剖面结构示意图和立体结构示意图；

图12a-图12c为根据本发明实施例的粘性贴片的结构示意图，各层的结构示意图和层叠顺序示意图；

图13a和图13b为根据本发明另一实施例的控制结构和输注结构的立体结构示意图；

图14a为根据本发明另一实施例在位检测模块包括压变电阻器件的示意图；

图14b为根据本发明另一实施例在位检测模块包括磁性件的示意图；

图14c为根据本发明另一实施例在位检测模块包括电感线圈的示意图；

图14d为根据本发明另一实施例在位检测模块包括电容下极板的示意图；

图15为根据本发明另一实施例正常在位信号阈值区间示意图；

图16为根据本发明一个实施例中含有堵塞检测模块的输注结构的内部结构示意图；

图17a为根据本发明一个实施例的输注结构的爆炸图；

图17b为根据本发明一个实施例的主框架的结构示意图；

图17c为根据本发明一个实施例的下壳体的结构示意图；

图18a-图18b为根据本发明一个实施例输注软上设置两个电极的局部纵向剖面图；

图19a-图19c为根据本发明另一个实施例输注管和两个电极的局部纵向剖面图；

图20为根据本发明又一个实施例输注管上设置三个电极的局部纵向剖面图；

图21为根据本发明再一个实施例输注管包括内层管和外层管的的局部纵向剖面图。

具体实施方式

如前所述，现有技术集成型贴片式人工胰腺的输注结构和控制结构之间的电连接的可靠性比较差，影响集成型贴片式人工胰腺的正常使用。

为了解决该问题，本发明提供了一种集成型贴片式人工胰腺，控制结构与输注结构通过互相挤压的电触点，实现两者互相电连接，优化电路设计，提高电连接的可靠性。

现在将参照附图来详细描述本发明的各种示例性实施例。应理解，除非另外具体说明，否则在这些实施例中阐述的部件和步骤的相对布置、数字表达式和数值不应被理解为对本发明范围的限制。

此外，应当理解，为了便于描述，附图中所示出的各个部件的尺寸并不必然按照实际的比例关系绘制，例如某些单元的厚度、宽度、长度或距离可以相对于其他结构有所放大。

以下对示例性实施例的描述仅仅是说明性的，在任何意义上都不作为对本发明及其应用或使用的任何限制。这里对于相关领域普通技术人员已知的技术、方法和装置可能不作详细讨论，但在适用这些技术、方法和装置情况下，这些技术、方法和装置应当被视为本说明书的一部分。

应注意，相似的标号和字母在下面的附图中表示类似项，因此，一旦某一项在一个附图中被定义或说明，则在随后的附图说明中将不需要对其进行进一步讨论。

图1为本发明实施例集成型贴片式人工胰腺工作流程图。

本发明实施例集成型贴片式人工胰腺包括三个基本部分：电极、控制结构和输注结构。体液分析物参数信息被电极获得，转化为电信号。通过电极和/或电极导线，电信号被传入控制结构。经过分析体液分析物参数信号，控制结构向输注结构发送是否进行药物输注的信号，以控制输注结构是否进行药物输注，进而稳定体液参数。体液分析物参数实时被电极检测，不断进行检测输注循环。此过程不需要人为干预，直接通过程序分析来完成，以控制体液参数的稳定。

图2a-图2b分别为本发明实施例集成型贴片式人工胰腺1000的剖面图，集成型贴片式人工胰腺1000为一体结构。图2a为输注管150处于安装位置，图2b为输注管150处于工作位置。

控制结构100包括输入端106和输出端107。输入端106用于接收体液分析物参数信号。在本发明实施例中，输入端106包括电连接区106a和106b。在工作状态下，电连接区与电极或电极导线电连接，以接收参数信号。在本发明的其他实施例中，根据电极数量，输入端106还可以包括更多个电连接区。输出端107和输注结构110电连接，以实现控制结构100 对输注结构110的控制。

在本发明实施例集成型贴片式人工胰腺的使用过程中，输注管150和输入端106会发生相对滑动，因此输入端106设置为弹性件。选用弹性件保证输注管150和输入端106之间过盈配合，以避免电接触不良。弹性件包括：导电胶条、定向导电的导电硅胶、导电环、导电球等。当电极数量比较多时，电连接区相对密集，此时可根据不同的结构设计，弹性件可以选择上述中的一种或者多种组合。

在本发明实施例中，输注管150安装在输注针单元121上。当输注管150位于安装位置时，输注针单元121凸出于集成型贴片式人工胰腺1000外壳表面，如图2a所示。当输注管150被安装至工作位置时，输注针单元121进入集成型贴片式人工胰腺1000内，其顶部与集成型贴片式人工胰腺1000壳体成为一体结构，如图2b所示。用户在使用之前，输注针单元121携带着输注管150处于安装位置。用户在使用时，将集成型贴片式人工胰腺1000贴在人体表面后，按下输注针单元121完成安装操作，集成型贴片式人工胰腺可开始正常工作。相比于其他的输注管安装方法，本发明实施例的安装方法减少用户在安装时的操作步骤，使安装更便捷和灵活，改善了用户体验。

输注管150在输注针单元121中的设置方式可以有多种，在这里不做具体限制。具体的，在本发明实施例中，输注针单元121另一侧还凸出部分输注管150(图2a和2b中虚线所示)，用于后续和输注结构110出口连接，实现药物流通。

在本发明的其他实施例中，输注管150上还包括有与输入端106相连接的电接触区140。如图2a所示，当输注管150位于安装位置时，电接触区140不与输入端106电连接。且输注管150的另一端也不与输注结构110出口连通。如图2b所示，当输注管150被安装至工作位置时，输注管150的一端刺入皮下(图2b中输注管实线部分示意)，另一端(图2b中输注管虚线部分示意)与输注结构110出口相连通，进而建立了药物从输注结构110到人体组织液的流通通道。同时，电接触区140到达输入端106的电连接区位置，实现控制结构100和电接触区140之间的电连接。

需要说明的是，即使输注管150和输注结构110相连通的同时，输入端106和输注管150 的电接触区140电连接，只要输注管150没有刺入皮下，控制结构100会处于非工作状态，此时集成型贴片式人工胰腺不产生分析物参数信号，也不会发出是否进行输注的指令。因此，在本发明其它的实施例中，当输注管150位于安装位置时，电接触区140也可以和输入端106 的电连接区电连接，或者输注管150也可以与输注结构110出口连通，这里并不做具体限制。

在本发明实施例中，还包括用于将集成型贴片式人工胰腺1000贴在皮肤表面的粘性贴片 120，以将控制结构100、输注结构110、电极和输注管150作为一个整体粘贴在皮肤上。当输注管150被安装至工作位置时，输注管150刺入皮下的部分为15。

图3a-图3b为根据本发明两个不同实施例的集成型贴片式人工胰腺的俯视图。

本发明实施例的集成型贴片式人工胰腺包括两个部分：控制结构100，输注结构110和粘性贴片120。下文将分别叙述这些结构。在本发明的其他实施例中，集成型贴片式人工胰腺还可以包括更多部分，在这里并不作具体限制。

集成型贴片式人工胰腺是指不含有长导管的人工胰腺，并且人工胰腺由同一片粘性贴片 120被整体粘贴在用户皮肤表面，人工胰腺中设置有输注针单元121，集成在人工胰腺上，代替长导管。药物由装置中的输注针单元121直接从储药筒沿着输注针输注至皮下。

在本发明实施例中，控制结构100和输注结构110为分体式设计，两者通过防水插塞相连接或直接卡合并电连接成为一个整体。控制结构100和输注结构110直接卡合并电连接成为一个整体时可以提高电连接的可靠性，下文将详述。控制结构100可以重复使用，输注结构110一次性使用后可抛弃，如图3a所示。在本发明另一实施例中，输注结构110和控制结构100为一体式设计，两者通过导线连接，设置于同一个壳体10的内部，通过粘性贴片120被粘贴在用户皮肤的某一个位置，一次性使用后整体抛弃，如图3b所示。

本发明实施例集成型贴片式人工胰腺包括控制结构100。控制结构100用于接收来自远程设备或者体液参数检测设备(如连续血糖检测设备)的信号或信息，进而控制人工胰腺完成药物输注。控制结构100的外壳101内设置有用于接收信号或发出控制指令的程序模块、电路板和相关电子元器件，以及其他为实现输注功能所必备的物理元器件或结构等，在这里并不做具体限制。在本发明的一些实施例中，控制结构中还设置有电源。在本发明实施例中，电源133设置于输注结构110中，如下文所述。

图4a-图4b为本发明实施例控制结构100的立体结构示意图。

控制结构100还包括多个暴露于控制结构100表面的第一电触点103。第一电触点103 作为电路连接端，用于将设置于控制结构100与输注结构110的内部电路分别电连接。本发明实施例对第一电触点103设置的位置不作具体限制。与设置成插接件的连接端相比，电触点的接触面积更小，可以灵活设计，有效减小控制结构的体积。同时，电触点能够与内部电路或者电学元件直接电连接，或者可以被直接焊接在电路板上，优化内部电路的设计，有效降低电路的复杂程度，既节约了成本，又缩小了人工胰腺的体积。再者，电触点暴露于控制结构100表面，可便于与其他结构上的连接端之间互相电连接。电触点的以上技术优势适用于控制结构100上的第一电触点103和输注结构110上的第二电触点113，下文不再详细叙述。

第一电触点103的类型包括刚性金属触点或者弹性导电件。优选的，在本发明实施例中，第一电触点103为刚性金属触点。第一电触点103的一端与设置于控制结构100内部的连接端电连接，另一端暴露于外壳101表面，第一电触点103的其余部分被紧密嵌入外壳101中，以实现控制结构100的内部与外界隔绝。

这里，弹性导电件包括导电弹簧、导电硅胶、导电橡胶或者导电弹片等。明显的，弹性导电件的一端用于和控制结构100内部的连接端电连接，另一端用于和其他连接端电连接。如在本发明的一个实施例中，第一电触点103为导电弹簧。当电触点之间互相接触时，导电弹簧的弹性能够增强电连接的可靠性。与刚性金属触点类似，除了一端部暴露于外壳101表面，导电弹簧的其他部分紧密嵌入外壳101中，并与内部电路或者电学元件电连接。明显的，位于控制结构100内部的连接端可以是导电引线，还可以是电路或者电学元件的特定部位。

需要说明的是，本发明实施例中的“紧密嵌入”是指电触点与外壳101之间无缝隙，进而实现对控制结构100内部的密封。下文的“紧密嵌入”与此处的意义相同。

在本发明的另一个实施例中，第一电触点103为导电弹簧，但未紧密嵌入外壳101中，而是在第一电触点103设置区域的四周设置有密封件，密封件设置于一个凹槽内，以实现对电连接位置和控制结构100内部的密封。

在本发明的实施例中，控制结构100上还设置有第一卡合部102。第一卡合部102用于和输注结构110的第二卡合部112卡合，实现控制结构100与输注结构110互相装配，进而使第一电触点103与第二电触点113电连接，下文将详细叙述。

第一卡合部102与第二卡合部112包括能够互相配合卡合的卡勾、卡块、卡孔、卡槽中的一种或多种，其位置可根据控制结构100与输注结构110的形状结构而灵活设计，如可设置于对应结构的内部或者表面等位置，在这里并不作具体限制。

在本发明实施例中，控制结构100还设置有凹陷104，用于和输注结构110壳体底部的凸部114互相装配，下文将详细叙述。具体的，第一电触点103设置于凹陷104内，如图4b所示。

在本发明实施例中，控制结构100内还非封闭的设置有蜂鸣器(未示出)。在开始或者结束输注、人工胰腺发生故障、药物耗尽、控制结构100发出错误指令或者接收到错误信息等状况下，蜂鸣器用于发出声音、振动等告警信号，以便于用户觉察，并及时调整。

在本发明实施例中，控制结构100的外壳101上设置有透声孔105，便于传出蜂鸣器的声音告警信号。为了起到好的密封效果以确保蜂鸣器正常工作，透声孔105与蜂鸣器之间设置有防水透声膜(未示出)。因此，防水透声膜需要有一定的孔隙率，能够避免水分子进入蜂鸣器，同时又能够确保将声音传出。

与传统的将蜂鸣器封闭在控制结构100内部的技术方案相比，设置透声孔105后，蜂鸣器发出较小的声音即可被用户觉察，降低了蜂鸣器的能耗，优化人工胰腺的功耗配置，节约生产成本。

图5a为本发明实施例输注结构110的立体结构示意图。图5b为本发明实施例控制结构 100与输注结构110互相装配的侧视图。图5c为本发明一个实施例输注结构部分下壳体的俯视结构示意图。图5d为本发明另一个实施例输注结构部分下壳体的俯视结构示意图。

集成型贴片式人工胰腺还包括输注结构110。其壳体内部设置有用于完成药物输注的输注模块，电路模块和其他辅助模块，下文将详细叙述。输注结构110的壳体可以包括多个部分。如在本发明实施例中，人工胰腺的壳体包括上壳体111a与下壳体111b。

如前文所述，在本发明实施例中，输注结构110设置有第二卡合部112。第二卡合部112 用于和第一卡合部102互相配合卡合。因此，第一卡合部102与第二卡合部112设置的位置相对应。

在本发明实施例中，输注结构110设置有第二电触点113。第二电触点113用于和对应的第一电触点103互相挤压接触，以实现控制结构100与输注结构110互相电连接。两个不同结构的电触点之间互相挤压能够提高电连接的可靠性。与第一电触点103相似，第二电触点 113的类型也包括刚性金属触点或者弹性导电件。具体的，在本发明实施例中，第二电触点 113为导电弹簧。同样的，导电弹簧能够提升电连接性能。在设置第二电触点113区域的四周还设置有凹槽，凹槽中设置有密封件115。

优选的，在本发明实施例中，导电弹簧两端的直径不同，暴露于输注结构110外部的直径较短，位于输注结构110内部部分的直径较长。较长的直径能够将导电弹簧阻挡在壳体内。因此，在未将控制结构100安装至输注结构110上时，较长的直径能够避免导电弹簧从输注结构110上脱落。

本发明的实施例并不限制第二电触点113设置的位置，只要可以与对应的第一电触点103 互相电连接即可。具体的，在本发明实施例中，输注结构110上壳体111a的底部包括一个凸部114。第二电触点113设置于凸部114上，如图5a所示。凸部114与控制结构100上的凹陷104相对应，两者可以互相装配，使第一电触点103和对应的第二电触点113互相挤压，进而实现电连接。

在本发明的其他实施例中，凸部114可以设置于下壳体111b上，或者当输注结构110的壳体为一个整体时，凸部114为该整体壳体的一部分，在这里并不作具体限制。

控制结构100与输注结构110互相装配的方式包括沿着输注结构110的厚度方向，将控制结构100按压在输注结构110上，以使第一卡合部102和第二卡合部112互相卡合。或者沿着输注结构110的长度方向，将控制结构100按压在输注结构110上。或者是沿着输注结构110厚度方向与长度方向之间任意角度按压控制结构100，使第一卡合部102和第二卡合部112互相卡合。优选的，在本发明实施中，控制结构100与输注结构110互相装配的方式为沿着输注结构110的厚度方向，将控制结构100按压在输注结构110上，以使第一卡合部 102和第二卡合部112互相卡合，如图5b所示的安装方向。

在本发明实施例中，输注结构110下壳体111b包括向外的延伸部116，且延伸部116的外侧设置有阻挡块117，如图5a所示。如前文所述，控制结构100沿着输注结构110的厚度方向被按压至卡合位置，阻挡块117能够防止控制结构100沿着输注结构110的长度方向上脱落，确保人工胰腺正常工作。明显的，在本发明的其他实施例中，如果控制结构100沿着其他方向被按压至卡合位置，通过调整阻挡块117的位置，同样能够防止控制结构100从输注结构110上脱落。

在这里需要说明的是，“向外”和“外侧”是相对于输注结构110主体部分而言的，属于相对位置概念，位置关系如图5a或图5b所示。下文的“外侧”与此处的意义相同。

在本发明实施例中，延伸部116的外侧端部还设置有按压部118，用于解除阻挡块117 的阻挡作用。当用户在更换输注结构110时，手指按压按压部118，即可解除阻挡块117对控制结构100的阻挡。用户用两个手指将控制结构100从输注结构110上移出。

本发明实施例还可以设置有解锁孔119。解锁孔119设置于阻挡块117的内侧。在按压按压部118的同时，食指可以顺势进入解锁孔119，进而将控制结构100顶出，实现控制结构 100从输注结构110上分离。在本发明实施例中，解锁孔119为方形。方形解锁孔119能够便于手指顺利进入。在本发明的其他实施例中，解锁孔119还可以是其它形状，在这里并不作具体限制。

输注结构110的下壳体111b上还设置有折痕槽140。折痕槽140设置于解锁孔119的两侧，如图5c与图5d所示。设置折痕槽140后，折痕槽140位置的下壳体111b的厚度或宽度(如图5c与图5d中箭头所示)被减薄，当用户按压按压部118时，下壳体111b很容易在折痕槽140处被折断，更加顺利地解除阻挡块117对控制结构100的阻挡。

优选的，在本发明实施例中，折痕槽140设置于阻挡块117的两端位置，如图5c所示。在本发明的另一个实施例中，折痕槽140设置于解锁孔119两个对应边的一侧，如图5d所示。

本发明实施例的输注结构110还设置有输注针单元121，用于将药物输注至皮下。

输注结构110下壳体111b的底部还设置有粘性贴片120，用于将人工胰腺粘贴在用户皮肤表面。

图6a-图6b分别为本发明实施例输注结构110的内部结构130两个视角的立体结构示意图。图6c为根据本发明另一个实施例输注结构110的内部结构130的立体结构示意图。

在本发明实施例中，内部结构130包括用于完成输注功能的机械单元、电控单元等，如储药筒131、药物出口15、电源133、驱动轮134、螺杆135、电路板(未示出)和驱动单元1310等。驱动单元1310的运动带动驱动轮134转动，进而驱动螺杆135推动储药筒131中的活塞312(如图16所示)运动，实现药物输注。

在本发明实施例中，电源133为常规纽扣电池。在本发明的其他实施例中，电源133还可以是其他类型的电池，只要能够满足向人工胰腺供电的条件即可。优选的，在本发明实施例中，电源133为双排电池，即两排电池分别设置于驱动轮134的两侧，如图6b所示。常规的，纽扣电池的放电能力较低，设置双排纽扣电池能够降低每个电池的放电水平，延长电池的使用寿命。进一步的，电源133双排设计能够充分利用人工胰腺内部空间，提高人工胰腺内部结构的集成度。

本发明实施例中的输注结构110内还设置有电路板或者涂覆于部分结构表面的立体电路，用于向特定的结构单元供电。根据人工胰腺内部结构特点，立体电路的形状、位置可以被灵活设计，能够充分利用输注结构内部空间，使得结构更紧凑。电路板为刚性电路板或者柔性电路板。优选的，在本发明实施例中，电路板为柔性电路板。柔性电路板形状可塑，可根据输注结构110内部空间灵活设计其形状。同时，柔性电路板或立体电路上可设置多个连接端与不同的第二电触点113电连接，从而将控制结构100与输注结构110之间电路导通，使人工胰腺实现正常的输注功能。

输注结构130内部还设置有弹性导电体136。弹性导电体136分别与电源133和电路板 (或者立体电路)上的特定连接端电连接，进而实现对特定结构单元供电。

图7为根据本发明实施例的弹性导电体136的立体结构示意图。

在本发明实施例中，弹性导电体136包括与电源133连接的第一弹性导电部136a和与电路板(或者立体电路)上的特定连接端连接的第二弹性导电部136b，第一弹性导电部136a 和第二弹性导电部136b上均设置有至少一个凸起1361，便于第一弹性导电部136a与电源133 的点接触连接或线接触连接，以及第二弹性导电部136b与电路板(或者立体电路)上的特定连接端的点接触连接或线接触连接，提高弹性导电片136与电源133和电路板(或者立体电路)上的特定连接端的电连接可靠性，当弹性导电件136a和第二弹性导电部136b均为平面时，在使用过程中很可能导致弹性导电体136与电源133和电路板(或者立体电路)上的特定连接端之间连接接触不良，从而影响使用效果。在本发明实施例中，凸起1361可以是通过弯折第一弹性导电部136a或第二弹性导电部136b形成的线凸起，也可以是通过其他手段对第一弹性导电部136a或第二弹性导电部136b进行处理而形成的多个点状或其它形状的凸起，第一弹性导电部136a或第二弹性导电部136b上凸起1361的形式和数量可以相同，也可以不同，在这里，凸起1361的形式，数量以及形成方式不作具体限制，只要能加强弹性导电体 136与电源133和电路板(或者立体电路)上的特定连接端的点接触连接或线接触连接，提高电连接可靠性即可。

在本发明实施例中，第一弹性导电部136a和第二弹性导电部136b近似成“L”型设置，第一弹性导电部136a近似平行于主框架137，第二弹性导电部136b近似垂直于主框架137，在本发明的其他实施例中，第一弹性导电部136a和第二弹性导电部136b还可以设置成其他形状，在这里并不作具体限制，只要能实现电源133与电路板(或者立体电路)上的特定连接端电连即可。在第一弹性导电部136a和第二弹性导电部136b的连接处(如图7L处所示)还设置有绝缘部件1362，防止动力部件1311在工作过程中与弹性导电体136接触造成短路，使输注结构130停止工作。在本发明实施例中，绝缘部件1362是通过印刷油墨形成的，在本发明的其他实施例中，绝缘部件1362还可以是绝缘胶，绝缘漆或其绝缘材料，在此不作具体限制。

在本发明实施例中，弹性导电体136可以是包含第一弹性导电部136a和第二弹性导电部 136b金属片体，也可以是由单独的第一弹性导电部136a和第二弹性导电部136b直接或间接通过其他导电元件电连接而一体化，在此不做限制。当弹性导电体136是包含第一弹性导电部136a和第二弹性导电部136b金属片体时，不仅弹性导电体136的制造工艺简单，第一弹性导电部136a和第二弹性导电部136b之间连接牢固，还可以减小弹性导电体138的体积，节省材料并降低原材料成本和生产成本。当弹性导电体136是第一弹性导电部136a和第二弹性导电部136b直接或间接通过其他导电元件电连接形成时，可以根据具体连接部件的需求灵活选择弹性导电部，优化输注结构内部设计。

在本发明实施例中，主框架137上还设置定位柱138，弹性导电体136上设置有与定位柱138相适应的开口，弹性导电体136通过开口套设于定位柱138，使弹性导电体136固定于主框架137上，同时采用热熔的方式使定位柱138熔化，进一步固定弹性导电体136，防止弹性导电体136因为长期的使用或其他原因造成晃动而使弹性导电体136与电源133或电路板(或者立体电路)上的特定连接端之间连接接触不良，影响使用。

在本发明实施例中，主框架137上还设置有凸台139，凸台139位于第一弹性导电部136a 的下方，防止第一弹性导电部136a的凸起1361在长期使用过程中被压平或变形而导致第一弹性导电部136a与电路板(或者立体电路)上的特定连接端之间连接接触不良，造成故障。优选的，凸台139的设置位置偏离凸起1361在主框架137上的投影位置，靠近定位柱138，一方面可以防止第一弹性导电部136a与电路板(或者立体电路)上的特定连接端之间硬接触或实压而破坏电路板，另一方面保证第一弹性导电部136a与电路板(或者立体电路)上的特定连接端之间的弹性电接触。

与弹性导电件类似，弹性导电体136的类型包括导电弹簧、导电弹片、导电橡胶或者导电硅胶等，在这里并不作具体限制，只要能够满足将电源133与电路板(或者立体电路)上特定连接端电连接的条件即可。优选的，在本发明实施例中，弹性导电体136为导电弹片。明显的，由于输注结构110具有双排电池，因此，弹性导电体136也设计为双排结构，如图 6a所示。

弹性导电体136可以实现电源133与特定结构单元直接电连接，减少结构内部的线路设计，降低了内部结构的复杂程度。

如图6a所示，输注结构110的内部还包括驱动单元1310和动力部件1311，设置于主框架137上，主框架137上还设置有转轴1313，驱动单元1310上设置有通孔，驱动单元1310通过通孔套设在转轴1313上进行固定；驱动单元1310包括驱动端1312，动力部件1311一端与驱动单元1310相连，另一端过导电台1314与电路板或立体电路上特定的电连接端相连，进一步实现与控制结构100内的控制模块相连接。控制结构100内的控制模块对动力部件1311 施加动力，驱动单元1310绕转轴1313转动，带动驱动端1312前进以推动驱动轮134的轮齿前进，使人工胰腺进行药物输注。在本发明实施例中驱动端1312为2个，相应的动力部件 1311也为2个。在本发明的另一个实施例中，驱动端1312和动力部件1311分别为1个，如图6c所示。

输注结构110的内部还设置有导电塔簧1315，套设于转轴1313，一端抵接驱动单元1310，另一端与电路板或立体电路上特定电连接端电连接，用于固定驱动单元1310，同时实现驱动单元1310和电路板或立体电路上特定电连接端之间的电连接。

图8根据本发明实施例的导电塔簧1315的立体结构示意图。

在本发明实施例中，导电塔簧1315包括在轴向方向上呈中心部分直径小的A部分，两端直径大的B和C部分，其中A部分的直径大小一致，通过过盈配合固定转轴1313，进一步固定驱动单元1310，同时B部分抵接驱动单元1310，防止驱动单元1310因遭受意外的触碰时由于固定不稳而晃动，导致驱动端1312推动驱动轮134前进，影响输注的准确性；B部分和C部分的直径向两端呈喇叭状逐渐扩大，在B部分和C部分分别与驱动单元1310和电路板或立体电路上的特定电连接端电连接时，导电塔簧1315被压缩，因此B部分和C部分有多圈，至少有2-3圈弹簧同时与驱动单元1310和电路板或立体电路上的特定电连接端接触，提高人工胰腺的电连接可靠性。

优选的，在本发明实施例中，导电塔簧1315的B部分和C部分为对称结构，两端可随意装配，避免出现装配错位。

图9为图6a M区域的局部放大图。

在本发明实施例中，输注结构110内部至少设置有1个导电台1314，具体的，当驱动单元1310包括2个驱动臂1312时，相应的动力部件1311和导电台均1314为2个，如图6a所示；当驱动单元1310包括1个驱动器1312时，相应的动力部件1311和导电台均为1个，如图6c所示。导电台1314分别与动力部件1311和电路板或立体电路上的特定连接端电连接。

导电台1314包括导电台本体141和导电臂142，导电臂142为弹性导电元件，导电臂142 上至少设置有一个导电台凸起1421，便于与电路板(或者立体电路)上的特定连接端的点接触连接或线接触连接，提高导电台1314与电路板(或者立体电路)上的特定连接端的电连接可靠性，当导电台1314的导电臂为平面结构时，在使用过程中很可能导致导电台1314与电路板(或者立体电路)上的特定连接端之间连接接触不良，从而影响使用效果。在本发明实施例中，导电台凸起1421可以是通过弯折导电臂142而形成的线凸起，也可以是通过其他手段对导电臂142进行处理而形成的多个点状或其它形状的凸起，在这里，导电台凸起1421的形式，数量以及形成方式不作具体限制，只要能加强导电台1314与电路板(或者立体电路) 上的特定连接端的电连接可靠性即可。在本发明实施例中，导电台本体141还包括导电台本体端部1411，动力部件1311为电驱动型线性驱动器或电加热型线性驱动器，如形状记忆合金，通过压铸的方式与导电台本体141相连，连接稳定，电连接可靠性高。具体的，将动力部件1311放入对折后的导电台本体端部1411中，再通过压铸的方式与导电台本体端部1411 相连，进一步电连接可靠性高。

在本发明实施例中，导电台1314可以是包含导电台本体141和导电臂142的金属片体，也可以是导电台本体141和导电臂142直接或间接通过其他导电元件电连接而一体化，在此不做限制。当导电台1314是包含导电台本体141和导电臂142的金属片体时，不仅可以使导电台1314的制造工艺简单，导电台本体141和导电臂142之间连接牢固，还可以减小导电台 1314的体积，节省材料并降低原材料成本和生产成本。当导电台1314是导电台本体141和导电臂142直接或间接通过其他导电元件电连接形成时，可以根据具体连接部件的需求灵活选择弹性导电部，优化输注结构内部设计。

同样的，导电台本体141和导电台本体端部1411也可以是金属片体，或直接或间接通过其他导电元件电连接而一体化，在此不做限制。导电台1314可以为包含导电台本体141，导电臂142和导电台本体端部1411的金属片体，或是其中两者为金属片体再与第三者直接或间接通过其他导电元件电连接一体化，或者三者之间都是直接或间接通过其他导电元件电连接而一体化，在此也不做具体限制。各种成型方式的益处也如前所述，再次不再赘述。优选的，在本发明实施例中，导电台本体141，导电臂142和导电台本体端部1411三者一体成型。

在本发明实施例中，主框架137上设置有多个挡块1316，用于容纳并限定导电台1314 的位置，主框架137上还设置有导电台定位柱1317，导电台1314上设置有与导电台定位柱 1317相适应的开口，导电台1314通过开口套设于导电台定位柱1317，使导电台1314固定于主框架137上，同时采用热熔的方式使导电台定位柱1317熔化，进一步固定导电台1314，防止导电台1314因为长期的使用或其他原因造成晃动而使导电台1314与电路板(或者立体电路)上的特定连接端之间连接接触不良，影响使用。

在本发明实施例中，主框架137上还设置有导电台凸台(图中未示出)，导电台凸台位于导电臂142的下方，防止导电臂142的导电台凸起1421在长期使用过程中被压平或变形而导致导电台141与电路板(或者立体电路)上的特定连接端之间连接接触不良，造成故障。优选的，导电台凸台的设置位置偏离导电台凸起1421在主框架137上的投影位置，靠近导电台定位柱1317，一方面可以防止导电臂142与电路板(或者立体电路)上的特定连接端之间硬接触或实压而破坏电路板，另一方面保证导电臂142与电路板(或者立体电路)上的特定连接端之间的弹性电接触。

与弹性导电体136类似，导电台1314的类型包括导电弹簧、导电弹片、导电橡胶或者导电硅胶等，在这里并不作具体限制，只要能够满足将动力部件1310与电路板(或者立体电路) 上特定连接端电连接的条件即可。

图10a和图10b分别为根据本发明实施例的驱动轮组件与主框架17装配前和装配后的结构示意图。图10c为根据本发明实施例的罩盖的立体结构示意图。

驱动轮组件包括驱动轮本体16和活动块18。驱动轮本体16包括驱动轮161，驱动管162，内设有螺纹，用于容纳螺杆135，以及设置于驱动轮161端部的连接件163，连接件163上设置有连接部1631，用于与活动块18可操作性连接。活动块18内设置有螺纹，用于容纳螺杆135，活动块18上还设置有与连接部1631进行活动连接的活动块连接杆181，连接杆181与连接部1631活动连接后，活动块18可绕连接杆181进行转动，从而打开或闭合活动块18。活动块18打开时，螺杆135可向驱动轮本体16侧滑动，活动块18闭合时，螺杆135不能向驱动轮本体16侧滑动，下文将详述。

驱动轮组件还包括罩盖15，罩盖15上设置有多个罩盖卡合部151，用于与主框架17卡合。主框架17上设置有主框架凹槽171，用于容纳驱动轮本体16，还设置有多个与罩盖卡合部151进行卡合的主框架卡合部172。将驱动轮本体16和活动块18连接之后放入主框架凹槽171中，再将罩盖15装配到主框架17，通过主框架卡合部193和罩盖卡合部151的卡合，可使驱动轮本体16和活动块18固定在主框架17中，防止驱动轮本体16的晃动而影响药物输注的准确性。

主框架卡合部172和罩盖卡合部151包括能够互相配合卡合的卡勾、卡块、卡孔、卡槽中的一种或多种，其位置可根据主框架17与罩盖15的形状结构而灵活设计，在这里并不作具体限制。优选的，多个主框架卡合部193和多个罩盖卡合部151形成的结构主体可以正好容纳驱动轮本体16和活动块18，防止驱动轮本体16的晃动。

在本发明实施例中，罩盖15还设置有至少一个弹性臂152，用于弹性抵接驱动管162，可进一步固定驱动轮本体16，提高输注结构110的稳定性以及药物输注的准确性。优选的，弹性臂152为2个，分列在其中一个驱动轮161的两侧，分别抵接驱动管162，如图10b所示，多点固定驱动轮本体16。

罩盖15还设置有挡片153，挡片153上设置有拗口，主框架17靠近储药筒131的侧边上还设置有卡槽193，用于容纳档条(图中未示出)，档条与挡片153抵接形成通孔，用于容纳螺杆135，同时将驱动轮本体16和活动块18限定在主框架17中。优选的，挡片153的拗口为半圆形，直径与螺杆135直径相适应，更好的容纳螺杆135，防止螺杆135在外力作用下发生较大幅度的晃动。

优选的，在本发明实施例中，罩盖为一体成型结构，工艺简单，体积小，连接牢固，节省材料，降低成本。

图11a-图11d是根据本发明实施例的活动块18分别处于打开和闭合状态时的剖面结构示意图和立体结构示意图。

活动块18还包括上活动块182和下活动块183，下活动块183还设置有下活动块端部1831。活动块18打开是指上活动块182靠近驱动轮161，下活动块183远离驱动轮161，活动块18 内的螺纹与螺杆135不咬合，螺杆135可以在活动块18和驱动管162中顺利的滑动。活动块 18闭合是指上活动块182远离驱动轮161，下活动块183靠近驱动轮161，此时，活动块18 内的螺纹与螺杆135咬合，螺杆135无法在活动块18和驱动管162中滑动。

在本发明实施例中，主框架17上还设置有弧形阻挡件174，用于限定下活动块183的位置。当活动块18打开即上活动块182靠近驱动轮161，下活动块183远离驱动轮161时，下活动块183的下活动块端部1831位于弧形阻挡件174的外侧，使活动块183保持在打开状态。此时，活动块18内的螺纹与螺杆135不咬合，螺杆135可以在活动块18和驱动管162中顺利的滑动，活动块18处于打开状态时，可以向储药筒131灌药，在向储药筒131灌药的过程中，螺杆135在灌药过程中产生的推动作用下就可以顺利的向驱动轮161端移动，直至完成灌药，而不需要其他部件的协助，结构简单，集成度高，节省成本，减小输注结构110的体积，同时最大限度的利用储药筒131的实际储药空间。

当活动块18闭合即活动块182远离驱动轮161，下活动块183靠近驱动轮161时，下活动块183的下活动块端部1831位于弧形阻挡件174的内侧，活动块18保持在闭合状态。此时，活动块18内的螺纹与螺杆135咬合，螺杆135无法在活动块18和驱动管162中滑动，当灌药结束后，人工胰腺110实施药物输注时，驱动单元1310的驱动端1312推动驱动轮161 前进，活动块18随着驱动轮161转动，转动过程中，下活动块端部1831绕过弧形阻挡件174 后，由于不再有弧形阻挡件174的阻挡，下活动块端部1831落入到弧形阻挡件174的内侧，同时由于活动块18保持在闭合状态，螺杆135只能在驱动轮161的转动而产生的推动作用下向远离驱动轮161的方向移动，进行药物输注，而不用担心由于螺杆135与活动块18或驱动管162内的螺纹咬合失效而导致螺杆135自由移动，影响输注效果甚至是造成人工胰腺失效。

在本发明实施例中，靠近储药筒131的驱动轮16的端面设置有凹口1611，形状与下活动块183相适应，用于容纳下活动块183。当下活动块端部1831绕过弧形阻挡件174，落入到弧形阻挡件174的内侧时，下活动块183容纳在驱动轮161的凹口1611中，充分利用驱动轮本体的空间，优化输注结构内部设计，减小人工胰腺的体积。

在这里需要说明的是，“内侧”和“外侧”是相对于弧形阻挡件174而言的，属于相对位置概念，位置关系如图11b或图11d所示。

图12a是本发明实施例中粘性贴片120的结构示意图。图12b为粘性贴片120各层的结构示意图，图12c为粘性贴片120的层叠顺序示意图。

粘性贴片120包括胶布1201，胶布1201的第一面α面与输注结构110的下壳体110b固定连接，第二面β面上涂覆有粘贴材料，用于将人工胰腺粘贴在宿主皮肤表面。胶布1201选用聚乙烯、聚丙烯、无纺布或纯棉中的一种，胶布1201与宿主皮肤直接接触，根据实际使用环境，选用上述材料可以避免胶布1201长时间与皮肤接触造成的不良反应。为了适应宿主皮肤的运动，如曲折、拉伸等，胶布1201的厚度很薄，例如约为1um～500um。这样薄的胶布会产生其他的问题，如宿主皮肤的静电，在安装到皮肤表面前，皮肤的静电使胶布发生卷边或者翘边，使其不能平铺在皮肤表面，或者在安装到皮肤表面后，由于皮肤的剧烈运动，会使胶布的边缘发生卷边或者翘边。一旦胶布边缘发生卷边或者翘边，随着使用时间的增加，胶布1201卷边或者翘边的面积会逐渐增加，导致胶布1201与皮肤间的粘贴力减小，从而可能导致人工胰腺发生位移或者脱落，影响用户体验。

胶布1201的第一面α面的外沿增设保护膜1202，保护膜1202的洛氏硬度大于胶布1201，在本发明优选实施例中，保护膜1202的洛氏硬度为80～100HRM。

在本发明优选实施例中，保护膜1202为聚碳酸酯、聚酰胺、聚甲醛、聚苯醚、聚酯、聚苯硫醚、聚芳基酯中的一种。

在本发明更优选实施例中，保护膜1202为聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)，其洛氏硬度为90～95HRM。

保护膜1202的外沿轮廓与胶布1201的外沿轮廓相适应，这里相适应是指保护膜1202的外沿轮廓尺寸、弯折半径、形状等参数均与胶布1201的外沿轮廓参数一致，使得胶布1201 外沿的每一处均能与保护膜1202贴合。

在本发明优选实施例中，保护膜的厚度为10～500um。

在本发明再一个优选实施例中，保护膜1202为环状结构，环状结构的中空构造可以使得保护膜贴合在胶布1201的第一面α面，而不与人工胰腺发生干涉，其次环状结构的保护膜内沿与外沿轮廓相一致，更为美观，增强了用户体验。

在本发明实施例中，胶布1201上开设有第一通孔12011，第一通孔12011的位置对应于输注针刺入体内的部分，如图12b所示，用于使输注针穿过以刺入宿主皮肤。

在胶布1201的第二面β面上还设置有至少一层离型纸1203，离型纸1203可以防止胶布 1201的第二面β面上的粘贴材料粘连，又可以保护粘贴材料不受污染。

在本发明优选实施例中，离型纸1203为单硅离型纸，其剥离力为30～50g。

在本发明实施例中，离型纸1203上开设有第二通孔12031，第二通孔12031的位置对应于第一通孔12011，使得输注针121可以依次通过第一通孔12011和第二通孔12031，以刺入宿主皮肤。

为便于用户剥离离型纸1203与胶布1201，并且节省空间，离型纸1203优选为两层，其剥离口彼此相对向内，其中一层的剥离口向外弯折，并被另一层的剥离口覆盖。结合前文所述，粘性贴片120自α面向β面依次为保护膜1202、胶布1201和离型纸1203。

图13a和图13b根据本发明另一实施例的控制结构200和输注结构210的立体结构示意图。

在本发明实施例中，控制结构200和输注结构210与前述实施例中的控制结构100和输注结构110(如图4和图5所示)的主要结构差别在于控制结构200包括第一电接触点203和第一物理部件223，输注结构210包括第二电接触点213和在位检测模块222，下文将详述，其他结构与前述控制结构100和输注结构110一致，在此将不再赘述。

第二电接触点213和在位检测模块222，均设置于输注结构210的上壳体211a的凸部214 上，可以充分利用人工胰腺的内部空间，优化电路板或立体电路的电路结构设置。在其他发明实施例中，第二电接触点213和在位检测模块222也可以设置在输注结构210的其他位置，在此不做限定。

在位检测模块222包括第二物理部件2221，如压变电阻器件、磁性件、电感线圈、电容等，本领域技术人员可以理解的是，上述物理部件也可以组合使用，并且在位检测模块223 可使用的物理部件不限于此，其他可触发位置信号的物理部件均可用在此处。第一物理部件 223与第二物理部件2221可操作性电连接，这里“可操作性”电连接是指，根据第一物理部件 223和第二物理部件2221的种类，其具有不同的电连接方式。

图14a为本发明另一实施例在位检测模块包括压变电阻器件的示意图。

在本发明实施例中，在位检测模块222的第二物理部件2221为压变电阻器件，压变电阻器件对压力敏感，外部器件对压变电阻器件的压力变化可引起压变电阻器件的电阻值变化，该变化可以是线性的，也可以是非线性的。利用该原理可检测控制结构200与输注结构210 结合的牢固程度。

第二物理部件2221为压变电阻器件，位于输注结构210的凸部214上，对应的，控制结构上的第一物理部件223为刚性电接触点。控制结构安装到输注结构上时，刚性电接触点与压变电阻器件接触，本领域技术人员可以知晓的是，为了形成闭环电路，刚性电接触点数量为两个，即第一刚性电接触点223a和第二刚性电接触点223b。

在本发明实施例中，控制结构与输注结构正常连接时，刚性电接触点与压变电阻器件接触产生基础压力F1，对应基础压力，压变电阻器件产生基础电阻R1。当控制结构与输注结构的连接变松而失位时，刚性电接触点与压变电阻器件接触产生的压力变小，例如变为F2，显然F2＜F1，相应的压变电阻器件电阻值变为R2，若压变电阻器件为正反馈器件，则R2＜ R1，反之，若压变电阻器件为负反馈器件，则R2＞R1。当控制结构与输注结构的连接变紧时，刚性电接触点与压变电阻器件接触产生的压力变大，例如变为F3，显然F3＞F1，相应的压变电阻器件电阻值变为R3，若压变电阻器件为正反馈器件，则R3＞R1，反之，若压变电阻器件为负反馈器件，则R3＜R1。

无论压变电阻器件为正反馈器件或是负反馈器件，其电阻值与其受到的压力存在唯一对应关系，而其受到的压力与控制结构和输注结构结合的牢固程度呈正相关关系，因此压变电阻器件的电阻值间接表征了控制结构和输注结构结合的牢固程度。

在本发明优选实施例中，压变电阻器件的电阻值R经过相关算法运算后，转换为控制结构与输注结构的相对位置数据，再由控制结构无线传输至远程设备，如PDM(PersonalDiabetes Manager)，移动终端等，便于用户实时了解控制结构的安装松紧程度。

在本发明优选实施例中，压变电阻器件为压变电阻导电胶条，压变电阻导电胶条容易切割，可被加工成任意形状，以适应检测装置的结构设计要求。

图14b为本发明另一实施例在位检测模块包括磁性件的示意图。

在本发明实施例中，在位检测模块的第二物理部件3221为磁性件，磁性件提供稳定磁场。在不同的有效距离上，磁性件有不同的磁场方向和磁场强度。利用该原理可检测控制结构与输注结构结合的牢固程度。

第二物理部件3221为磁性件，对应的，输注结构上的第一物理部件323为磁感元件。控制结构安装到输注结构上时，磁感元件感应磁性件的磁场方向或者磁场强度，或者同时感应磁性件的磁场方向和磁场强度。磁感元件与磁性件间的距离O不同，所感应到的磁场方向或者磁场强度也不同。优选的，磁感元件感应磁性件的磁场强度H。

在本发明实施例中，输注结构与控制结构正常连接时，磁感元件与磁性件间的距离为O1，磁感元件感应到磁性件的基础磁场强度H1。当输注结构与控制结构的连接变松而失位时，磁感元件与磁性件间的距离变大，例如变为O2，O2＞O1，相应的磁感元件感应到磁性件的磁场强度变为H2，显然H2＜H1。当输注结构与控制结构的连接变紧时，磁感元件与磁性件间的距离变小，例如变为O3，O3＜O1，相应的磁感元件感应到磁性件的磁场强度变为H3，显然H3＞H1。

无论磁感元件与磁性件间的距离O如何变化，距离O与磁场强度H之间存在唯一对应关系，而磁感元件与磁性件间的距离和输注结构与控制结构结合的牢固程度相关，因此磁感元件感应的磁性件磁场强度H间接表征了输注结构和控制结构结合的牢固程度。

在本发明优选实施例中，磁感元件感应的磁性件磁场强度H经过相关算法运算后，转换为输注结构与控制结构的相对位置数据，再由控制结构200无线传输至远程设备，如PDM(Personal Diabetes Manager)，移动终端等，便于用户实时了解输注结构和控制结构的安装松紧程度。

图14c为本发明另一实施例在位检测模块包括电感线圈的示意图。

在本发明实施例中，在位检测模块的第二物理部件4221为电感线圈，电感线圈的电感值 L可由以下公式计算得到：

式中，

D为电感线圈直径；

l为电感线圈长度；

N为电感线圈匝数。

对于同一电感线圈，其直径D和匝数N不会再有变化，而其长度l可以随着两端的挤压力或者拉伸力而发生改变，当其长度l发生改变时，其电感值L也会发生变化。利用该原理可检测输注结构与控制结构结合的牢固程度。

第二物理部件4221包括电感线圈4221a和导电凸台4221b，导电凸台4221b位于凸台414 上，电感线圈4221a与导电凸台4221b电连接。对应的，输注结构上的第一物理部件423包括与电感线圈一端接触的按压件423a和通过导电凸台4221b与电感线圈另一端电连接的弹性电接触点423b。本领域技术人员可以知晓的是，为了获取电感线圈的电感值L，导电凸台4221b、按压件423a及弹性电接触点423b均为导电材料。

在本发明实施例中，输注结构与控制结构正常连接时，按压件423a接触电感线圈的一端，弹性电接触点423b接触电感线圈的另一端，按压件423a、电感线圈、弹性电接触点423b形成闭合电路，输注结构内的内部电路可以获取电感线圈的电感值L，此时输注结构与控制结构的距离为s1，电感线圈的长度为l1，对应于该电感线圈长度，电感线圈的基础电感值为L1。当输注结构与控制结构的连接变松而失位时，输注结构与控制结构的距离变为s2，按压件423a 随输注结构运动，电感线圈的长度变为l2，s2＞s1，l2＞l1，此时电感线圈的电感值变为L2，显然L2＜L1。当输注结构与控制结构的连接变紧时，输注结构与控制结构的距离变为s3，按压件423a随输注结构运动，电感线圈的长度变为l3，s3＜s1，l3＞l1，此时电感线圈的电感值变为L3，显然L3＞L1。无论输注结构与控制结构间的距离如何变化，由于弹性电触点423b 为弹性材料，因此弹性电触点423b可以与电感线圈保持良好的电接触，除非输注结构完全脱离控制结构。

无论电感线圈的长度l如何变化，长度l与电感值L之间存在唯一对应关系，而电感线圈的长度l和输注结构与控制结构结合的牢固程度相关，因此电感线圈的电感值L间接表征了输注结构和控制结构结合的牢固程度。

在本发明优选实施例中，电感线圈的电感值L经过相关算法运算后，转换为输注结构与控制结构的相对位置数据，再由控制结构200无线传输至远程设备，如PDM(PersonalDiabetes Manager)，移动终端等，便于用户实时了解输注结构的安装松紧程度。

图14d为本发明另一实施例在位检测模块包括电容下极板的示意图。

在本发明实施例中，在位检测模块的第二物理部件5221包括电容的下极板，对应的，第一物理部件523包括电容的上极板523a和弹性电触点523b，上极板523a与下极板组合为完整的电容，弹性电触点523b用于与下极板电接触，组成闭合电路，输注结构中的内部电路可以测量电容的电容值C。电容的电容值C由一下公式可以确定：

式中：ε为常数；

S为电容上下极板的正对面积；

k为静电力常数；

d为电容上下极板间的距离。

对于由上下极板组成的电容，其正对面积S和静电力常数ε为定值，不会再有变化，而其上下极板间的距离d可以随输注结构和控制结构结合的牢固程度发生变化，当其距离d发生变化时，其电容值C也会发生变化。利用该原理可检测输注结构与控制结构结合的牢固程度。

如前所述，第一物理部件523包括电容的上极板523a和弹性电触点523b，上极板523a 与下极板组合为完整的电容，弹性电触点523b用于与下极板电接触，组成闭合电路。本领域技术人员可以知晓的是，为了获取电容值，弹性电触点523b为导电材料。

在本发明实施例中，输注结构与控制结构正常连接时，上极板523a与下极板组成电容，弹性电触点523b与下极板接触，用于为下极板提供与上极板523a相反的电荷，此时上极板 523a与下极板的距离为d1，对应于该上下极板距离，电容的电容值为C1。当输注结构与控制结构的连接变松而失位时，输注结构与控制结构的距离变为d2，d2＞d1，此时电容的电容值变为C2，显然C2＜C1。当输注结构与控制结构的连接变紧时，输注结构与控制结构的距离变为d3，d3＜d1，此时电容的电容值变为C3，显然C3＞C1。无论输注结构与控制结构间的距离如何变化，由于弹性电触点523b为弹性材料，因此弹性电触点523b可以与电感线圈保持良好的电接触，除非输注结构完全脱离控制结构。

无论电容上下极板间的距离d如何变化，距离d与电容值C之间存在唯一对应关系，而上下极板间的距离d和输注结构与控制结构结合的牢固程度相关，因此电容的电容值C间接表征了输注结构和控制结构结合的牢固程度。

在本发明优选实施例中，电容的电容值经过相关算法运算后，转换为输注结构与控制结构的相对位置数据，再由控制结构200无线传输至远程设备，如PDM(PersonalDiabetes Manager)，移动终端等，便于用户实时了解输注结构的安装松紧程度。

在上述实施例中，控制结构200的内部电路还设置有控制结构正常在位的信号阈值区间。图15为正常在位信号阈值区间示意图。在位检测模块可能为压变电阻器件、电感线圈、磁性件或电容中的一种或者多种组合，其参数信号和输注结构与控制结构结合的牢固程度可能呈线性关系，也可能呈非线性关系，可能是正反馈关系，也可能是负反馈关系。无论是何种关系，参数信号和输注结构与控制结构间结合的牢固程度是唯一对应的，因此参数信号存在唯一的最大阈值和唯一的最小阈值，上述最大阈值和最小阈值之间的区间为正常在位阈值区间，在该区间内，控制结构正常地固定在输注结构上。

若参数信号超出正常在位阈值区间，即表征控制结构已松脱，或者控制结构因外界挤压而与输注结构结合过紧，此时控制结构的内部电路发出报警信号，提示用户按压控制结构，或者更换输注结构，或者取消外界压力。

为适应不同用户的需求，报警信号的表现形式可被设计为发光信号、振动信号、声音信号中的一种或者多种组合。

图16为根据本发明一个实施例中含有堵塞检测模块的输注结构的内部结构示意图。

在本发明实施例中，人工胰腺中还设置有堵塞检测模块，与控制结构可操作性连接，用于在灌药过程中或药物输注过程中感知并测量相关物理参数来确认是否发生堵塞。堵塞检测模块包括检测电路(图中未示出)和至少一个检测元件311。检测电路设置于控制结构中，检测元件311设置于输注结构310中。检测电路与至少一个检测元件311协作以提供为了堵塞检测的目的而需要分析和处理的相应的信号，数据或信息等。检测电路中还存储有预设的各相关物理参数的阈值，以及将感测的相关物理参数与预设的阈值进行比较的比较器，当感测的相关物理参数大于或小于相应的预设的阈值时，检测电路发出报警信号，提醒用户发生堵塞，停止输注并更换输注结构或进行其他操作，以免造成安全隐患。

在本发明的一个实施例中，检测元件311为人工胰腺本身的部件，动力部件313，优选的，动力部件313为电驱动型线性驱动器或电加热型线性驱动器，如形状记忆合金，检测电路中设置有计时器，用于记录动力部件313拉动驱动端314而推动驱动轮315转动，进而推动活塞312前进一个步长所用的时间，当活塞312前进一个步长的时间大于某一预设的阈值时，检测电路发出报警信号，提醒用户发生堵塞。在本发明实施例中，动力部件为人工胰腺本身的部件，利用该部件作为检测元件，可以优化人工胰腺内部结构设置，降低成本。

在本发明的其他发明实施例中，检测元件311为非人工胰腺本身的部件，如力传感器，加速度传感器，位置检测元件中的一种或多种。如图16所示，检测元件311设置于储活塞312中，在本发明的其他实施例中，检测元件311还可以设置在输注结构310的其他部件中，如螺杆316，螺杆316与活塞312的连接处等的一处或多处，在此不作限定，可以根据实际构造进行灵活设置，优化输注结构的内部设计。

在本发明的另一个实施例中，检测元件311为力传感器，具体的，力传感器为拉力传感器，在药物灌入或输注的过程中，拉力传感器用于感测动力部件313作用于螺杆316或活塞 312上的力的大小，当感测到的力大于某一预设的阈值时，检测电路发出报警信号，提醒用户发生堵塞。

在本发明的一个实施例中，检测元件311为力传感器，具体的，力传感器为压力传感器，在药物灌入或输注的过程中，压力传感器感知并测量活塞施加到药物的压力的大小，当感测到的压力大于某一预设的阈值时，检测电路发出报警信号，提醒用户发生堵塞。

在本发明的另一个实施例中，检测元件311为加速度传感器，在药物灌入或输注的过程中，加速度传感器可以感知并测量螺杆315或活塞312在储药筒313中移动的速度或加速度，检测电路将其转化为单位时间内的速度和加速度的变化值，当检测到的该变化值小于某一预设的阈值时，检测电路发出报警信号，提醒用户发生堵塞。

在本发明的另一个实施例中，检测元件311为位置检测元件，在药物灌入或输注的过程中，通过位置检测元件检测活塞312或螺杆136端部在储药筒317中的轴向(沿螺杆136移动的方向)位置变化，检测电路将活塞312或螺杆136端部在单位时间内的轴向位置信息转化活塞312或螺杆136端部在储药筒317中移动的速度或加速度，进一步计算活塞312或螺杆136端部移动的速度或加速度的变化值，当该变化值小于某一预设的阈值时，检测电路发出报警信号，提醒用户发生堵塞。

优选的，在本发明实施例中，位置检测元件通过非接触式的检测方式检测活塞312或螺杆136端部的位置，位置检测元件为磁性元件，用于提供磁场，检测电路中设置有磁感元件，磁感元件感应的磁场强度会随着磁性元件，即活塞312或螺杆136端部的位置变化而改变，因此，通过感应的磁场变化，检测电路可以计算出活塞312或螺杆136端部的位置变化，如前所述，进一步检测是否发生堵塞。

优选的，在本发明实施例中，检测元件311设置在活塞312中，活塞312中设置有至少一个凹部3121，用于容纳检测元件311，凹部3121内侧还设置有多个凸出部3122，用于固定检测元件311，凹部3121中间还设置有定位部3123，进一步固定检测元件311，防止检测元件311晃动而造成感测信息出现偏差而影响检测结果。

在本发明的另一个实施例中检测元件311为力传感器，压力传感器，加速度传感器，位置检测元件和动力部件的组合，可以实现更准确的堵塞检测，提高用户体验。

为适应不同用户的需求，报警信号的表现形式可被设计为发光信号、振动信号、声音信号中的一种或者多种组合，不同形式的信号表现形式便于用户根据需要，及时获取报警信号，并采取对应措施，增强用户体验。

图17a为根据本发明实施例的输注结构410的爆炸图。图17b为根据本发明一个实施例的下壳体的结构示意图。图17c为根据本发明一个实施例的主框架的结构示意图。

输注结构410包括上壳体411，下壳体412和设置于上壳体411和下壳体412之间的主框架417。上壳体411上设置有多个上壳体第一卡合部4111和上壳体第二卡合部4112，下壳体412上设置有多个下壳体第一卡合部4121和下壳体第二卡合部4122，主框架417上设置有与上壳体第一卡合部4111和下壳体第一卡合部4121同时进行卡合的主框架第一卡合部4171，增加主框架417与上壳体411和下壳体412纵向卡合的稳定性，同时减少卡合设计的复杂度。上壳体第二卡合部4112和下壳体第二卡合部4122在主框架的侧边进行卡合，卡合后可防止主框架417横向移动，增加主框架417与上壳体411和下壳体412横向卡合的稳定性。在这里，“纵向”是指人工胰腺的厚度方向，“横向”是指人工胰腺的长度方向，如图5a所示。各卡合部包括能够互相配合卡合的卡勾、卡块、卡孔、卡槽中的一种或多种，其位置可根据控上壳体411，下壳体412和主框架417的形状结构而灵活设计，在这里并不作具体限制，只要能实现上壳体411，下壳体412和主框架417的横向和纵向卡合稳定性即可。

下壳体412上设置有电路板，用于向特定的结构单元供电，电路板为刚性电路板或者柔性电路板。优选的，在本发明实施例中，电路板为柔性电路板。柔性电路板形状可塑，可根据输注结构410内部空间灵活设计其形状。同时，柔性电路板上可设置多个连接端与主框架 417上的各电连接端子电连接，优化电路结构，从而实现输注结构410内部的电路导通，提高各结构的电连接稳定性。

主框架417用于承载输注结构410内部的各结构，在这里，主框架417朝向上壳体411 的一侧为上侧，朝向下壳体412的一侧为下侧，以储药筒的开口端为界限，用于容纳储药筒的一侧为右侧，另一侧为左侧。在这里需要说明的是“上侧”、“下侧”、“左侧”和“右侧”是相对位置概念，位置关系如图17a所示。主框架417的右侧设置有储药筒容纳腔，用于容纳储药筒，形状与储药筒相适应，主框架417的下侧设置有多个突出部4193，用于承载储药筒，主框架417的右侧还设置有多个主框架第二卡合部4172，储药筒外侧设置有多个储药筒卡合部(未示出)，与主框架第二卡合部4172卡合，使储药筒和主框架417稳定连接。

主框架417上侧的左侧上设置有驱动轮组件和电源，电源为双排电池，分别设置在驱动轮组件的两侧。输注结构410中的电连接元件均设置在主框架417下侧的左侧上，电源通过近似呈“L”型的弹性导电件向与电路板相连的各部件供电，实现输注结构410内部的电路导通。如图6a和图6c所示，主框架417上设置有多个弹性导电体136的定位柱138，位置与电源位置相适应，用于固定弹性导电体136；主框架417上还设置有通孔4174(如图17a所示)，弹性导电体136通过通孔4174实现主框架137上下两侧的电源和电路板的电连接，进而实现向各部件供电；还设置有转轴1315，用于套设驱动单元1310并为驱动单元1310的旋转提供支点，设置于驱动轮134之间；驱动单元1310的端部还设置有导电挡墙1318，用于限定驱动单元的运动终点；驱动单元1310上还设置有导电塔簧1315，用于连接驱动单元1310和电路板，导电塔簧1315中间小两端大，可以在固定驱动单元1310的同时提高与电路板的电连接稳定性；导电台1314和弹性导电体1316之间还设置有多个动力部件1311的定位台1319，使动力部件1311只能沿着各定位台1319之间限定的直线位置布置，防止动力部件1311因触碰到其他导电元件而造成短路，使人工胰腺失效；端部还设置有导电台定位柱1317和挡块 1316，用于固定导电台1314，如图9所示。各部件的具体结构如前所述，在此不再叙述。通过上述主框架417的设置，输注结构410的各部件均能集成在主框架417上，充分利用了输注结构410的内部空间，提高内部结构的集成度，有效减小输注结构410的体积，同时又能保证各部件的结构稳定性和电连接稳定性，提高输注结构410内部结构的电连接可靠性。

在本发明实施例中，主框架417可以是包括其上侧、下侧、左侧和右侧结构的一体注塑件，也可以是由各结构拼接而一体化，如部分结构为一体注塑件再与其他结构拼接成型，或各结构之间相互拼接成型。各结构的内部也可以根据实际的需求选择一体件或是拼接而一体化，在此并不做具体限制。当主框架417为一体件时，工艺简单，体积小，连接牢固，节省材料，降低成本；当主框架417为拼接而一体化时，可根据主框架所需要承载的部件要求灵活选择，优化输注结构内部设计。

图18a-图18b为输注管150包括两个电极的局部纵向剖面图。

在本发明的实施例中，人工胰腺1000包括设置有至少两个检测分析物参数的电极的输注管150，如图18a所示。不同电极在虚线框140位置与电连接区电连接。输注管150的管腔 155用于输注药物。

在本发明实施例中，电极设置于输注管150管壁外表面，如电极191和电极192。一般的，电极191和电极192之间互相绝缘。电极191和电极192分别直接与输入端的电连接区106a和106b电连接，将体液分析物参数信息以电信号形式传入控制结构100，如图18b所示。这种设计减少了人工胰腺穿刺皮肤的位置，一次在同一个位置穿刺，即可完成分析物检测和药物输注，降低了用户感染的风险。

在本发明的另一实施例中，电极191为输注管管壁本身，电极192为设置在输注管150 管壁外表面的电极，电极191和电极192之间设置有绝缘层，为了便于各电极和电连接区106a 和106b电连接，电极191在电接触区处直接暴露出来，再分别直接与输入端的电连接区106a 和106b电连接，将体液分析物参数信息以电信号形式传入控制结构100。输注管150本身作为一个电极能够减少电极设计的数量，降低了电极设计的工艺难度。

需要说明的是，本发明实施例当输注管150被安装至工作位置时，电极191和电极192 的一部分位于皮下组织液中，一部分位于体外，实现电信号直接在电极上传输。下文其它实施例中类似的电极设置具备同样的功能，后续不再详述。

在本发明实施例中，人工胰腺1000只有两个电极，电极191为工作电极，电极192为辅助电极。在本发明的另一个实施例中，电极191为辅助电极，电极192为工作电极。辅助电极为对电极。

在本发明的其他实施例中，输注管150还可以设置更多个电极，多个电极互相电绝缘。

图19a-图19c为本发明另一个实施例的输注管150的局部纵向剖面图。

在本发明实施例中的电极或者电极导线均涂覆或镀在输注管150上，但为了便于标记和叙述，电极导线或电极与输注管将在图中分离示出，下文的相关结构图示与此处的方式相同，后续不再赘述。

在本发明实施例中，输注管150管壁154的外表面设置有电极291和292。其中电极291 的直接和电连接区106a电连接，类似图18a中的电极191。电极292设置于输注管150的前端部，电极292通过电极导线2920与电连接区106b电连接。当输注管150位于工作位置时，电极292位于输注管150皮下部分管壁外表面，而电极291的一部分位于组织液中，另一部分位于体外。此时，电极292与电连接区106b间接电连接，并将参数信息发送至控制结构。

在本发明的另一实施例中，电极291为输注管150管壁本身，直接和电连接区106a电连接，电极292为涂覆或镀在输注管150上的电极，通过导线2920与电连接区106b电连接。当输注管150位于工作位置时，电极292位于输注管150皮下部分管壁外表面，而电极291 的一部分位于组织液中，另一部分位于体外。此时，电极292与电连接区106b间接电连接，并将参数信息发送至控制结构。

本发明实施例对电极292的形状不做具体限制。如电极292可以为环形，电极292环绕在输注管150前端部，如图19b所示。此时，电极292与电极291之间设置有绝缘层。如图19c所示，在本发明的又一个实施例中，电极291和电极292均设置于输注管150的前端部，即设置于皮下部分的管壁外表面。管壁154的外表面还设置有分别与电极291和电极292电连接的电极导线2910和电极导线2920。当输注管150被安装至工作位置时，输入端的电连接区106a、106b分别与电极导线2910、电极导线2920电连接。因此，电极291、电极292 与输入端为间接电连接，同样可以将体液参数信号传入控制结构。检测时，电极291、电极 292均位于皮下组织液。

图19c中的电极292设置为环形，且环绕在部分管壁154的外表面。电极291、电极292 还可以有其它形状，这里不做具体限制。

图20为本发明又一个实施例设置三个电极的输注管150的局部纵向剖面图。

在本发明实施例中，输注管150上设置三个电极：电极391、电极392和电极393。电极 391、电极392和电极393分别设置在管壁154的外表面。同样的，管壁154的表面还设置有分别与电极392、电极393电连接的电极导线3920、3930。同样的，管壁154外表面也设置有与电极391电连接的电极导线，但为了简化标记而未示出。当输注管150被安装至工作位置时，电极391的电极导线、电极导线3920和电极导线3930分别与输入端电连接区106a、 106b、106c电连接，进而实现输入端与各个电极电连接。三个电极的形状可以有多种，这里不作具体限制。

在本发明的另一实施例中，电极391为输注管150管壁本身，直接与输入端电连接区106a 电连接，电极392和电极393为涂覆或镀在输注管150管壁外表面的电极，电极391直接与电连接区106a电连接，电极392和电极393通过电极导线3920和电极导线3930分别与输入端电连接区106b、106c电连接，进而实现输入端与各个电极电连接。

在本发明实施例中，为了简化电连接区的设计，输入端的弹性件为导电硅胶或者导电环。在硅胶中掺杂不同的元素，可以实现其定向导电，如水平方向导电，竖直方向不导电。这样设计，即使106a和106c接触相邻，两者之间也是相互绝缘。而电连接区106b可以使用导电胶条或者导电球等，这里不做具体限制。

在本发明实施例中，电极391为工作电极，电极392和电极393均为辅助电极。此时，电极391与电极392或与电极393可组成不同电极组合，即两个电极组合共用一个电极，如共用电极391。控制结构100可选择不同的电极组合检测体液分析物参数信息。一般来说，电极被激活后有效的工作时间为1～14天，超过14天后电极上的酶活性降低，进入失效状态，同时，也有可能存在电极的破损或者加工工艺上的失误等原因，被激活的电极会提前进入失效状态。如果只设置单组电极，一旦某一个电极进入失效状态，会导致整个人工胰腺失效，用户需要更换新的人工胰腺，降低了用户体验，也增加了用户的使用成本。有多组电极组合后，例如两组电极组合，一旦某一个电极进入失效状态，控制结构可激活另一电极组合，使其进入工作状态，接替失效的电极，使得人工胰腺可以继续正常工作。即一方面，当一个工作的电极组合出现故障，控制结构100可以根据情况选择其他电极组合进行检测，确保体液信号的检测过程不间断，同时还可以使多个电极组合交替使用，可以延长电极的使用寿命，从而延长人工胰腺的使用寿命；另一方面，控制结构100可以选择多个电极组合同时工作，即多个电极组合同时进入工作状态，将同一时刻同一参数的多组数据进行统计分析，提高分析物参数的准确性，进而输出更准确的药物输注信号。

在本发明的另一个实施例中，电极391、电极392和电极393中包括一个辅助电极和两个工作电极，同样可根据实际需求进行任意选定，在这里并不做具体限制。

在本发明的一个实施例中，电极391为工作电极，电极392、393均为辅助电极，且辅助电极392、393分别作为对电极、参比电极使用，进而组成三电极体系。同样的，根据实际需求，三个电极可以任意选定，在这里并不做具体限制。

本发明的其它实施例还可以设置更多个电极。电极中包括多个工作电极和多个辅助电极。此时，每个电极组合包括工作电极和辅助电极，因此多个电极可以组成多个电极组合。各个电极组合之间可以有共用的电极，利用较少的电极形成尽可能多的电极组合，降低人工胰腺的制造成本，各个电极组合之间也可以不共用电极，即每个电极组合都有专用的工作电极和辅助电极，避免因共用电极的失效而导致多个电极组合的失效，确保备用电极组合可随时替代失效电极组合进行体液检测，确保体液信号的检测过程不间断，或延长电极和人工胰腺的使用寿命，或将同一时刻同一参数的多组数据进行统计分析，提高分析物参数的准确性，进而输出更准确的药物输注信号。

图21为本发明又一个实施例的输注管150包括内层管170和外层管180的局部纵向剖面图。

在本发明实施例中，输注管150包括内层管170和套在内层管170外壁的外层管180。外层管为软管，外层管180的管壁材料可根据需要进行选择，如其管壁只能允许特定分析物透过，减弱其它物质的干扰，提高分析物参数的检测准确性。其次，在软管表面设计电极的工艺相对简单，这样设计降低电极制造的工艺难度，提高制备效率。内层管可以为输注钢针，便于穿刺，内层管还可以为软管，设置多层管壁，输注管150的强度增加，便于穿刺。

内层管170的管腔155作为药物输注通道，输注管150管壁包括内层管管壁和外层管管壁。电极492设置于内层管170管壁外侧。电极491设置于外层管180管壁的外表面。此时，电极492设置于输注管150的管壁中，即电极492嵌入外层管180和内层管170之间。

在本发明实施例中，电极492可以被外层管180部分覆盖(如图21所示)，或者被外层管180全部覆盖。电极492通过电极导线4920与电连接区106b电连接。电极491通过电极导线4910与电连接区106a电连接。当电极492被外层管180部分覆盖或者全部覆盖时，外层管180管壁材料为渗透膜或者半渗透膜。这样的选择能够便于体液分析物透过外层管180 管壁，被电极检测到，进而在不影响检测的情况下，提高电极位置设计的灵活性。

在本发明的另一个实施例中，电极491和电极492均设置于输注管150的管壁中，即电极491和电极492均嵌入内层管170和外层管180之间，且被外层管180完全覆盖。此时，外层管180的材料如上文所述，分析物均可透过外层管180被电极检测到。

需要说明的是，在本发明的其他实施例中，内层管170外侧还可以设置更多层外层管。且如上文所述，输注管150上可以设置更多个电极。根据实际需要，不同的电极可以设置于不同的外层管之间。且至少一个电极设置于内层管管壁与最外层的所述外层管管壁之间。

除了将电极嵌入输注管150管壁内，本发明的一些实施例还可以减小图21中外层管180 的长度，从而将设置于内层管170外表面的电极492直接裸露在组织液中。此时，外层管180 前端和内层管170前端进入组织液的距离不同。

综上所述，本发明公开了一种集成型贴片式人工胰腺，控制结构与输注结构通过互相挤压的电触点，实现两者互相电连接，优化电路设计，提高电连接的可靠性。

虽然已经通过示例对本发明的一些特定实施例进行了详细说明，但是本领域的技术人员应该理解，以上示例仅是为了进行说明，而不是为了限制本发明的范围。本领域的技术人员应该理解，可在不脱离本发明的范围和精神的情况下，对以上实施例进行修改。本发明的范围由所附权利要求来限定。

Claims (19)

1.一种集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，包括：

输注结构，所述输注结构包括壳体，所述输注结构设置有暴露于所述壳体表面的多个第二电触点和第二卡合部；

控制结构，所述控制结构设置有暴露于所述控制结构表面的多个第一电触点和第一卡合部，当所述控制结构与所述输注结构互相装配时，所述第一卡合部与所述第二卡合部互相卡合，所述第一电触点与所述第二电触点互相挤压，进而使所述控制结构与所述输注结构电连接，所述控制结构还包括输入端和输出端，所述输入端包括多个电连接区，以接收体液分析物参数信号，所述输出端和所述输注结构电连接，根据接收到的体液分析物参数信号，所述控制结构控制所述输注结构进行药物输注；和

设置有多个电极的输注管，所述输注管为药物输注通道，当所述输注管被安装至工作位置时，所述输注管与所述输注结构连通，药物经所述输注管流向体内，且不同的电极分别与不同的所述电连接区电连接，以将所述体液分析物参数输入所述控制结构。

2.根据权利要求1所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，所述壳体上设置有向外的延伸部，所述延伸部的外侧设置有阻挡块，所述阻挡块阻挡所述控制结构。

3.根据权利要求1所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，所述输注结构内还设置有柔性电路板，所述柔性电路板上设置有连接端，所述第二电触点与所述连接端电连接。

4.根据权利要求1所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，所述输注结构内还设置有立体电路，所述立体电路上设置有连接端，所述第二电触点与所述连接端电连接。

5.根据权利要求3或4所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，所述输注结构内还设置有弹性导电体，所述弹性导电体与所述柔性电路板上的所述连接端或所述立体电路上的所述连接端电连接，所述弹性导电件上设置有凸起。

6.根据权利要求1所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，还包括粘性贴片，所述粘性贴片包括胶布和保护膜，所述保护膜的外沿轮廓与所述胶布的外沿轮廓相适应，且所述保护膜的洛氏硬度高于所述胶布。

7.根据权利要求1所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，所述控制结构设置有第一物理部件，所述输注结构上设置有在位检测模块，在位检测模块包括第二物理部件，所述第二物理部件与所述第一物理部件可操作性电连接，产生在位检测信号。

8.根据权利要求1所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，还包括堵塞检测模块，所述堵塞检测模块与所述控制结构可操作性连接，所述堵塞模块包括检测电路和至少一个检测元件，用于在灌药过程中或药物输注过程中感测相关物理参数来确认是否发生堵塞。

9.根据权利要求1所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，至少一个所述电极为所述输注管的管壁。

10.根据权利要求1所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，至少一个所述电极设置于所述输注管管壁外表面或者设置于所述输注管管壁中。

11.根据权利要求10所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，所述输注管包括内层管和至少一层外层管，所述外层管设置于所述内层管的外部，所述内层管用于输注药物。

12.根据权利要求11所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，所述外层管为软管，所述内层管为输注钢针或输注软管。

13.根据权利要求1所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，多个所述电极组成多个电极组合。

14.根据权利要求13所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，不同的所述电极组合之间有共用电极。

15.根据权利要求13所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，每个所述电极组合包括专用的工作电极和辅助电极。

16.根据权利要求13所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，所述控制结构控制所述多个电极组合交替进入工作状态。

17.根据权利要求13所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，所述控制结构控制所述多个电极组合同时进入工作状态。

18.根据权利要求1所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，所述控制结构和所述输注结构为分体式结构，所述控制单元可重复使用。

19.根据权利要求1所述的集成型贴片式人工胰腺，其特征在于，所述控制结构和所述输注结构为一体式结构，使用后整体抛弃。

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