CN220608798U - 一种闭环控制系统 - Google Patents

Abstract

本申请实施例提供一种闭环控制系统，属于生化医药技术领域，包括：电化学泵、传感器和信号转换模块；其中，电化学泵包括泵体，泵体具有容纳区域，容纳区域内具有介质溶液以及与泵体的内壁连接的电极层，且泵体上设置有覆盖容纳区域的扩张膜；传感器包括基底、设置在基底一侧的微针阵列以及覆盖在微针阵列和基底上的多个电极；微针阵列包括多个微针体，微针体的长度为大于或等于100μm，且小于或等于1000μm；扩张膜与传感器的基底连接，且微针阵列的尖端朝向远离扩张膜的一侧；信号转换模块包括第一转换模块、控制模块和第二转换模块。通过本申请实施例提供的一种闭环控制系统，可以根据患者血糖浓度控制电化学泵的开关。

Description

一种闭环控制系统

技术领域

本申请实施例涉及生化医药技术领域，具体而言，涉及一种闭环控制系统。

背景技术

糖尿病是一种基于代谢异常的疾病，其因胰脏分泌的一种激素-胰岛素不足而引起。糖尿病患者可以将胰岛素注射到体内，作为积极的治疗方法之一。可以通过使用胰岛素注射装置，以使根据患者血糖的变化，将胰岛素适当地注射到体内。

实用新型内容

本申请实施例在于提供一种闭环控制系统，旨在利用生物传感器测量患者血糖浓度，并依据生物传感器的信号控制电化学泵的开关。

本申请实施例提供一种闭环控制系统，包括：

电化学泵、传感器和信号转换模块；

其中，所述电化学泵包括泵体，所述泵体具有容纳区域，所述容纳区域内具有介质溶液以及与所述泵体的内壁连接的电极层，且所述泵体上设置有覆盖所述容纳区域的扩张膜；

所述传感器包括基底、设置在所述基底一侧的微针阵列以及覆盖在所述微针阵列和所述基底上的多个电极，所述多个电极包括电化学传感器电极和反向离子电渗电极；

所述微针阵列包括多个微针体，所述微针体的长度为大于或等于100μm，且小于或等于500μm；

所述扩张膜与所述传感器的基底连接，且所述微针阵列的尖端朝向远离所述扩张膜的一侧；

所述信号转换模块包括第一转换模块、控制模块和第二转换模块；

所述第一转换模块的输入端与所述传感器的输出端连接，所述第一转换模块的输出端与所述控制模块的输入端连接，所述第一转换模块用于接收并转换所述传感器输出的电信号；

所述控制模块，用于接收所述第一转换模块转换后的电信号，并根据所述电信号发送命令给所述第二转换模块；

所述第二转换模块的输入端与所述控制模块的输出端连接，所述第二转换模块的输出端与所述电化学泵的输入端连接，所述第二转换模块用于接收并转换所述控制模块输出的命令，并将转换后的命令信号传输至所述电化学泵，以控制所述电化学泵的开启或关闭。

可选地，所述第一转换模块为第一信号转换器；

所述控制模块为微控制器；

所述第二转换模块为第二信号转换器。

可选地，所述微针阵列为空心微针阵列。

可选地，所述多个电极包括电化学传感器电极和反向离子电渗电极，所述电化学传感器电极包括工作电极和对电极，或者包括工作电极、参比电极和对电极，所述反向离子电渗电极包括正极和负极；且所述电化学传感器电极的工作电极与所述反向离子电渗电极的负极形成叉指电极；

所述电化学传感器电极的工作电极上固定有葡萄糖氧化酶；

所述电化学传感器电极的对电极与所述反向离子电渗电极的正极位于所述叉指电极的一侧或两侧；

所述电化学传感器用于检测组织液中葡萄糖并生成电信号，所述反向离子电渗电极用于产生反向离子电渗作用从而吸引皮肤深层的葡萄糖到微针体针尖所在的真皮层的上部。

可选地，所述工作电极的材料包括金、铂、碳、或者金复合材料、铂复合材料、或碳复合材料；

所述参比电极材料包括银/氯化银；

所述对电极的材料包括金、铂、碳、或者金复合材料、铂复合材料、碳复合材料或银/氯化银；

所述反向离子电渗电极的材料包括银/氯化银、硅胶材料、导电聚合物、石墨烯或金。

可选地，所述扩张膜的材料至少包括以下之一：聚四氟乙烯、聚二甲基硅氧烷、聚丙烯酸酯、硅胶、橡胶、乳胶、聚氨酯、聚对二甲苯和聚酰亚胺。

可选地，所述电极层的材料包括硬质膜材或柔性膜材。

有益效果：

本申请提供一种闭环控制系统，通过设置电化学泵、传感器和控制模块，并使电化学泵的扩张膜与传感器的基底连接，使控制模块的输入端与传感器的输出端连接，使控制模块的输出端与电化学泵的输入端连接；利用传感器可以检测患者的皮下组织液的葡萄糖浓度，由于组织液葡萄糖浓度与血糖浓度具有很强的相关性，因此传感器输出的信号能够反应血糖浓度的大小；同时传感器可以输出信号给控制模块，控制模块根据传感器输出的电信号进而控制电化学泵的开启或关闭，从而使得电化学泵可以实时地根据患者的血糖浓度进行胰岛素的注射。

附图说明

为了更清楚地说明本申请实施例的技术方案，下面将对本申请实施例的描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本申请的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动性的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1是本申请一实施例提出的一种闭环控制系统的结构示意图；

图2是本申请一实施例提出的一种闭环控制系统中电化学泵的电极层的结构示意图；

图3是本申请一实施例提出的一种闭环控制系统中形状为锯齿状的电极层的电化学泵的结构示意图；

图4是本申请一实施例提出的一种闭环控制系统中形状为波浪状的电极层的电化学泵的结构示意图；

图5是本申请一实施例提出的一种闭环控制系统中传感器的结构示意图；

图6是本申请一实施例提出的一种闭环控制系统中传感器的剖面结构示意图；

图7是本申请一实施例提出的一种闭环控制系统中包含工作电极、对电极和参比电极的传感器的结构示意图；

图8是本申请一实施例提出的一种闭环控制系统中信号转换模块的结构示意图。

附图标记说明：1、电化学泵；11、泵体；12、介质溶液；13、电极层；14、扩张膜；2、传感器；21、基底；22、微针阵列；221、微针体；23、电极；231、电化学传感器电极；2311、工作电极；2312、对电极；2313、参比电极；232、反向离子电渗电极；2321、正极；2322、负极；3、信号转换模块；31、第一转换模块；32、控制模块；33、第二转换模块；A、容纳区域；B、注射通道。

具体实施方式

下面将结合本申请实施例中的附图，对本申请实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本申请一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本申请中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本申请保护的范围。

相关技术中，已有利用闭环控制系统可以根据患者的血糖浓度控制胰岛素注射的装置，但是，相关技术中的闭环控制系统体积较大且成本高，使用不便。

有鉴于此，本申请实施例提出一种闭环控制系统，通过设置电化学泵、传感器和控制模块，并使电化学泵的扩张膜与传感器的基底连接，使控制模块的输入端与传感器的输出端连接，使控制模块的输出端与电化学泵的输入端连接；利用传感器可以检测患者的皮下组织液的葡萄糖浓度，由于组织液葡萄糖浓度与血糖浓度具有很强的相关性，因此传感器输出的信号能够反应血糖浓度的大小；同时传感器可以输出信号给控制模块，控制模块根据传感器输出的电信号进而控制电化学泵的开启或关闭，从而使得电化学泵可以实时地根据患者的血糖浓度进行胰岛素的注射。

参照图1所示，为本申请实施例公开的一种闭环控制系统，该闭环控制系统包括电化学泵1、传感器2和信号转换模块3。

具体地，电化学泵1包括泵体11，泵体11具有容纳区域A，容纳区域A内设置有介质溶液12和电极层13，其中，电极层13位于泵体11的内壁上，并且泵体11上设置有覆盖容纳区域A的扩张膜14。在一种可选的实施方式中，泵体11整体可以为一个圆柱形或者半球形，电极层13可以为铂材料制成的叉指电极，介质溶液12可以为去离子水或盐溶液，扩张膜14可以为聚四氟乙烯膜。

其中，参照图2所示，叉指电极包括交叉配料的铂电极片，铂电极片的宽度可以为1μm-500μm。叉指电极通过导线连接到泵体11的外部，用于通过导线接收电流。此外，电极层13的材料还可以选用金、银、铝、碳等。电极层13的面积可以为1mm²-1cm²，电极层13的厚度可以为50nm-100μm。在电极层13为其他形状的电极，例如平板电极时，平板电极的宽度可以在毫米到厘米范围内。电极层13可以通过微纳加工的溅射或蒸镀工艺形成在基板上，也可以通过丝网印刷的方式形成在基板上。

电极层13所在的泵体11的内壁作为电极层13的基板，其中，如图1、图3和图4所示，基板的形状可以为平面形状、锯齿形状或曲面形状。基板的材料可以选用柔性材料，例如，聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚酰亚胺(Polyimide)、聚对二甲苯(Parylene)、聚氨酯(Polyurethane)、聚碳酸酯、聚酯、热塑性聚氨酯弹性体(TPU)、聚氯乙烯(PVC)、壳聚糖、聚乳酸、硅胶、橡胶、乳胶、热塑性弹性体(TPE)、全氟乙烯丙烯共聚物(FEP)和聚四氟乙烯(PTFE)；基板的材料也可以选用玻璃等硬质材料。

扩张膜14还可以选用聚二甲基硅氧烷(PDMS)、聚丙烯酸酯、硅胶(例如Ecoflex、Dragon Skin)、橡胶(例如NBR、IIR)、乳胶、聚氨酯、聚对二甲苯(Parylene)、聚亚酰胺(Polyimide)等材料。

参照图5所示，传感器2包括基底21、设置在基底21一侧的微针阵列22以及覆盖在微针阵列22和基底21上的多个电极23。

具体地，参照图6所示，基底21与微针阵列22一体成型，也即是基底21与微针阵列22是采用同一方法或同一步骤一并制作。微针阵列22包括多个微针体221，微针体221为具有一定长度的圆锥体或棱锥体，且微针体221的内部中空，两端贯通，以形成注射通道B，使得胰岛素溶液可以通过微针体221的注射通道B注射至患者体内。

微针体221的长度大于或等于100μm，且小于或等于1000μm；示例性地，微针体221的长度可以为200μm、300μm、400μm、500μm、600μm、700μm、800μm、900μm、1000μm等等。在使用该糖尿病传感器时，需要将微针阵列22刺入患者体内，因此较短长度的微针体221可以减轻给患者的疼痛感。

在本申请实施例中，基底21与微针阵列22的材料可以选用聚合物材料、生物可降解材料或生物兼容性材料。示例性地，在基底21与微针阵列22的材料选用聚合物材料时，基底21与微针阵列22的材料可以为Si；在基底21与微针阵列22的材料选用生物可降解材料时，基底21与微针阵列22的材料可以为壳聚糖或聚乳酸；在基底21与微针阵列22的材料选用生物兼容性材料时，基底21与微针阵列22的材料可以为热塑性聚氨酯等等。由于微针阵列22在刺入患者体内后，有可能出现微针体221破裂的情况，因此采用上述材料可以避免在破裂的微针体221存留在患者体内对人体造成损害。

进一步地，参照图1所示，扩张膜14与传感器2的基底21连接，且微针阵列22的尖端朝向远离扩张膜14的一侧。

具体地，在对电化学泵1通电后，电极层13会将水电解并产生氢气气泡和氧气气泡，这些气泡会朝向扩张膜14所在的位置移动，并且在这些气泡的作用下，扩张膜14会发生变形膨胀，并对空心微针221内部的胰岛素溶液产生挤压力，使得胰岛素溶液通过注射孔流出，再将传感器2作用于患者时，便可以将胰岛素溶液注射至患者体内。而在电化学泵1不通电时，氢气和氧气会通过电极层13的催化重新结合会水，此时扩张膜14便会收缩，使得胰岛素溶液不再从空心微针221尖端的注射孔流出。

参照图5和图7所示，多个电极23可以包括电化学传感器电极231和反向离子电渗电极232，其中，电化学传感器电极231包括工作电极2311和对电极2323；或者包括工作电极2311、参比电极2313和对电极2323；反向离子电渗电极232包括正极2321和负极2322。

具体地，工作电极2311上固定有葡萄糖氧化酶，在工作电极2311接触到患者体内的组织液时，葡萄糖氧化酶可以与患者组织液中含有的葡萄糖发生反应，并通过葡萄糖氧化酶反应产生产物，产物会在工作电极2311上进行氧化或者还原反应进而产生电信号的变化。工作电极2311的材料可以采用碳、金、铂、碳复合材料、金复合材料、铂复合材料或银/氯化银。

在一种实施例中，还可以在工作电极2311上覆盖液态的生物兼容性聚合物，并对液态的生物兼容性聚合物进行加热干燥，从而形成生物兼容性聚合物层。生物兼容性聚合物层的材料可以选用全氟磺酸，生物兼容性聚合物层可以避免工作电极中含有的普鲁士蓝层对人体造成损害。

进一步地，参照图5和图7所示，在电化学传感器电极231仅包括工作电极2311和对电极2323时，对电极2323在该电化学传感器电极231中同时起到连通电路和稳定电压的作用，对电极2331的材料可以选用银/氯化银；如图4所示，电化学传感器电极231也可以包括工作电极2311、参比电极2313和对电极2323，此时参比电极2313在该电化学传感器电极231中起到稳定电压的作用，对电极2323在该电化学传感器电极231中起到连通电路的作用；对电极2323的材料可以选用金、铂、碳、或者金复合材料、铂复合材料、碳复合材料或银/氯化银；参比电极2313的材料可以选用银/氯化银。

参照图5所示，反向离子电渗电极232设置在工作电极231的一侧，反向离子电渗电极232可以包括负极2321和正极2322，且负极2321与工作电极2311形成叉指电极13。同时，电化学传感器电极23的对电极2323和反向离子电渗电极232的正极2322可以位于该叉指电极的一侧或两侧。

反向离子电渗电极122的材料包括银/氯化银、硅胶材料、导电聚合物、石墨烯、金。其中，反向离子电渗电极122的负极1221和正极1222的材料可以是相同的材料或不同的材料。比如，反向离子电渗电极122的负极1221和正极1222可以都是银/氯化银材料。

进一步地，控制模块3的输入端与传感器2的输出端连接，输出端与电化学泵1的输入端连接。因此，控制模块3可以接收传感器2输出的电信号，由于传感器2上的微针体221进入患者体内，并接触到患者的皮下组织液，因此可以检测到患者的皮下组织液的葡萄糖浓度，同时，组织液葡萄糖浓度与血糖浓度具有很强的相关性，因此传感器2输出的电信号能够反应血糖浓度的大小。示例性地，传感器2可以在恒定电压下检测电流，且电流信号的大小与葡萄糖浓度的大小成正比。

然后，控制模块3可以根据电信号，控制电化学泵1的开启或关闭，即给电化学泵1通电或不通电。示例性地，控制模块3内可以设置一个预设值，若电信号的值大于或等于该预设值，则给电化学泵1通电，若电信号的值小于该预设值，则不给电化学泵1通电。

这样，便可以根据患者实时的血糖浓度对电化学泵1进行控制。

进一步地，传感器2的基底21与微针阵列22可以选用带有微针阵列形状的模具进行制作。在具体制作时，将液态聚合物材料铸造在该带有微针阵列22形状的模具上，并在干燥后脱模，便可以形成基底21。其中，液态聚合物材料可以为生物可降解材料，如壳聚糖、聚乳酸、丝素蛋白；也可以为生物兼容性材料，如热塑性聚氨酯；在采用生物可降解材料时，使得微针传感器2具有可降解能力，在使用后可以自然分解；而采用生物兼容性材料，则使得微针传感器2的生物兼容性较强，在使用时可以避免对人体造成损害。

在一种可选的实施方式中，传感器2的基底与微针阵列22还可以通过3D打印的方式制作，具体地，传感器2的材料可以选择环氧树脂、陶瓷、金属、生物兼容性材料、生物可降解材料等。

参照图8所示，信号转换模块3包括第一转换模块31、控制模块32和第二转换模块33。具体地，第一转换模块31的输入端与传感器2的输出端连接，第一转换模块31的输出端与控制模块32的输入端连接，第二转换模块33的输入端与控制模块32的输出端连接，第二转换模块33的输出端与电化学泵1的输入端连接。

在使用该电化学泵闭环控制系统时，传感器2的一端进入患者体内，并接触到患者的皮下组织液，以检测患者的皮下组织液的葡萄糖浓度，由于组织液葡萄糖浓度与血糖浓度具有很强的相关性，因此传感器2输出的信号能够反应血糖浓度的大小；

具体来说，传感器2可以恒定电压下检测电流，且电流信号的大小与葡萄糖浓度的大小成正比。第一转换模块31除了检测电流信号外，同时也为传感器2提供恒定电压，恒定电压可以是0.1V，-0.1V，或者0.6V等不同电压。

并且传感器2位于患者体外的一端依次设置信号转换模块3和电化学泵1，电化学泵1与患者的皮肤紧贴，以实现为患者注射胰岛素。并且，利用具有管状基体21的传感器2可以深入到患者的真皮层或脂肪层，对于注射胰岛素到脂肪层，使得注射胰岛素的效果更佳显著。

具体来说，第二转换模块33可以提供恒定电压以驱动电化学泵并且通过控制电压的大小和持续时间，进而控制胰岛素的注射量，电压大小可以在0.1到20V。

这样，在传感器2检测葡萄糖浓度并产生电信号后，信号转换模块3的第一转换模块31会接收并转换电信号，再将转换后的电信号发送给控制模块32，控制模块32接收第一转换模块31转换的电信号后，会根据电信号的不同生成不同的命令信息，例如，控制模块32可以生成开启命令或关闭命令，同时控制模块32将生成的命令发送给第二转换模块33，第二转换模块33再将接收的命令转换为对应的信号，并依据信号控制电化学泵1的开启或关闭，如此便实现了依据患者实时的血糖浓度对电化学泵1进行控制。

在一种可行的实施方式中，第一转换模块31为第一信号转换器，控制模块32为微控制器，第二转换模块33为第二信号转换器。

具体地，本领域技术人员可以依据相关技术中的器件作为第一信号转换器和第二信号转换器，只需要通过控制模块32可以达到控制电化学泵1开启或关闭的效果即可，因此，在本实施例中对此不做具体限定，也不再赘述相关技术的具体内容。

在一种可行的实施方式中，闭环控制系统还包括云端服务器，控制模块32与云端服务器电连接；

云端服务器用于接收并存储控制模块32发送的信息，控制模块32发送的信息可以包括患者体内的血糖浓度。

在一种可行的实施方式中，闭环控制系统还包括显示模块，显示模块与控制模块电连接，同时显示模块还可以与云端服务器连接。

显示模块用于接收并显示所述控制模块32发送的信息。在具体应用时，显示模块可以是计算机、显示器、平板电脑等。

需要说明的是，本说明书中的各个实施例均采用递进的方式描述，每个实施例重点说明的都是与其他实施例的不同之处，各个实施例之间相同相似的部分互相参见即可。

还需要说明的是，在本文中，术语“中心”、“上”、“下”、“左”、“右”、“竖直”、“水平”、“内”、“外”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本申请和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本申请的限制。此外，诸如“第一”和“第二”之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序，也不能理解为指示或暗示相对重要性。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者终端设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者终端设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个……”限定的要素，并不排除在包括要素的过程、方法、物品或者终端设备中还存在另外的相同要素。

以上对本申请所提供的技术方案进行了详细介绍，本文中应用了具体个例对本申请的原理及实施方式进行了阐述，以上实施例的说明只是用于帮助理解本申请，本说明书内容不应理解为对本申请的限制。同时，对于本领域的一般技术人员，依据本申请，在具体实施方式及应用范围上均会有不同形式的改变之处，这里无需也无法对所有的实施方式予以穷举，而由此所引伸出的显而易见的变化或变动仍处于本申请的保护范围之中。

Claims (5)

1.一种闭环控制系统，其特征在于，包括：

电化学泵、传感器和信号转换模块；

其中，所述电化学泵包括泵体，所述泵体具有容纳区域，所述容纳区域内具有介质溶液以及与所述泵体的内壁连接的电极层，且所述泵体上设置有覆盖所述容纳区域的扩张膜；

所述传感器包括基底、设置在所述基底一侧的微针阵列以及覆盖在所述微针阵列和所述基底上的多个电极,所述多个电极包括电化学传感器电极和反向离子电渗电极；

所述微针阵列包括多个微针体，所述微针体的长度为大于或等于100μm，且小于或等于1000μm；

所述扩张膜与所述传感器的基底连接，且所述微针阵列的尖端朝向远离所述扩张膜的一侧；

所述电化学传感器电极包括工作电极和对电极，或者包括工作电极、参比电极和对电极，所述反向离子电渗电极包括正极和负极；且所述电化学传感器电极的工作电极与所述反向离子电渗电极的负极形成叉指电极；

所述电化学传感器电极的工作电极上固定有葡萄糖氧化酶；

所述电化学传感器电极的对电极与所述反向离子电渗电极的正极位于所述叉指电极的一侧或两侧；

所述电化学传感器用于检测组织液中葡萄糖并生成电信号，所述反向离子电渗电极用于产生反向离子电渗作用从而吸引皮肤深层的葡萄糖到微针体针尖所在的真皮层的上部；

所述信号转换模块包括第一转换模块、控制模块和第二转换模块；

所述第一转换模块的输入端与所述传感器的输出端连接，所述第一转换模块的输出端与所述控制模块的输入端连接，所述第一转换模块用于接收并转换所述传感器输出的电信号；

所述控制模块，用于接收所述第一转换模块转换后的电信号，并根据所述电信号发送命令给所述第二转换模块；

所述第二转换模块的输入端与所述控制模块的输出端连接，所述第二转换模块的输出端与所述电化学泵的输入端连接，所述第二转换模块用于接收并转换所述控制模块输出的命令，并将转换后的命令信号传输至所述电化学泵，以控制所述电化学泵的开启或关闭。

2.根据权利要求1所述的闭环控制系统，其特征在于：

所述第一转换模块为第一信号转换器；

所述控制模块为微控制器；

所述第二转换模块为第二信号转换器。

3.根据权利要求1所述的闭环控制系统，其特征在于：

所述微针阵列为空心微针阵列。

4.根据权利要求1所述的闭环控制系统，其特征在于：

所述工作电极的材料包括金、铂、碳、或者金复合材料、铂复合材料、或碳复合材料；

所述参比电极材料包括银/氯化银；

所述对电极的材料包括金、铂、碳、或者金复合材料、铂复合材料、碳复合材料或银/氯化银；

所述反向离子电渗电极的材料包括银/氯化银、硅胶材料、导电聚合物、石墨烯或金。

5.根据权利要求1所述的闭环控制系统，其特征在于：

所述电极层的材料包括硬质膜材或柔性膜材。