基于介孔微针的糖尿病监测与治疗装置以及系统

本发明涉及生物医学领域，尤其涉及一种基于介孔微针的糖尿病监测与治疗装置以及系统。

背景技术：

糖尿病是一种常见的代谢性疾病，威胁着全球4.63亿人的健康，可严重影响患者的健康质量，并导致心血管、肾脏疾病和神经性退化等疾病及其并发症。目前，临床上对糖尿病的治疗采用的方法是使用快速血糖测定仪从患者手指扎取的血液来获得血糖值，并以此判定是否需要注射胰岛素维持血糖的平衡。然而指尖采血的方式无法满足对血糖的实时监控；另外，重复的有创扎破手指给患者带来疼痛和感染，这些方式严重制约糖尿病患者的诊断和治疗。

目前，基于植入式电极的有创连续葡萄糖监测仪(cgms)已作为复杂的生物传感器商业化，但植入cgms电极或胰岛素泵导管的长期特性往往会导致不良的疼痛、出血和炎症，以及对生命活动的干扰。另一方面，非侵入性可穿戴葡萄糖传感器，包括手环，隐形眼镜和基于汗液的传感器，吸引了越来越多的研究兴趣。然而，由于皮肤渗透导致血液或组织液中葡萄糖的获取不足，非侵入性传感器很少能够准确反映和调节葡萄糖水平。

技术实现要素：

有鉴于此，本发明实施例的目的是提供一种基于介孔微针的糖尿病监测与治疗装置以及系统，在微创情况下，能够准确跟踪葡萄糖的波动并相应性释放胰岛素，从而有效调节葡萄糖的浓度。

第一方面，本发明实施例提供了一种基于介孔微针的糖尿病监测与治疗装置，包括：

微针反离子泳传感器，用于提取葡萄糖并检测得到葡萄糖浓度的电信号；

控制电路模块，用于根据所述葡萄糖浓度的电信号发送控制信号给微针离子泳模块；

微针离子泳模块，用于根据所述控制信号释放胰岛素；

所述控制电路模块连接所述微针反离子泳传感器及所述微针离子泳模块。

可选地，所述微针反离子泳传感器由对电极微针、介孔微针阵列、葡萄糖传感电极和3d打印传感室组装得到。

可选地，所述葡萄糖传感电极为三电极系统，所述三电极系统包括工作电极、对电极及参比电极，所述工作电极及对电极为碳电极，所述碳电极的表面依次包含金属掩膜、铬薄膜层及金薄膜层。

可选地，所述微针离子泳模块由对电极微针、介孔微针阵列和3d打印传感室组装得到。

可选地，所述介孔微针阵列的孔隙率为45％～55％。

可选地，所述控制电路模块包括葡萄糖浓度的电信号调节单元、第一恒流源单元、第二恒流源单元、控制器及电源单元；其中，

所述葡萄糖浓度的电信号调节单元，用于对所述葡萄糖浓度的电信号进行处理；

第一恒流源单元，用于对所述微针反离子泳传感器提供预设的恒流；

第二恒流源单元，用于对所述微针离子泳模块提供预设的恒流；

控制器，用于根据处理后的葡萄糖浓度的电信号发送所述控制信号给所述微针离子泳模块；

电源单元，用于为所述控制电路模块提供电源。

可选地，所示微针反离子泳传感器包括参比电极、对电极及工作电极；所述葡萄糖浓度的电信号调节单元包括控制放大器、反向跟随器和跨阻放大器；所述参比电极连接所述反向跟随器，所述对电极连接所述控制放大器，所述工作电极连接所述跨阻放大器。

可选地，所述控制电路模块为柔性电路板。

第二方面，本发明实施例提供了一种基于介孔微针的糖尿病监测与治疗系统，包括：上述的装置、蓝牙单元及显示单元；其中，

所述蓝牙单元，用于在所述装置及所述显示单元之间建立通信；

所述显示单元，用于显示葡萄糖浓度信息。

可选地，所述系统还包括：滤波单元，用于对所述葡萄糖浓度的电信号进行过滤。

实施本发明实施例包括以下有益效果：本发明实施例通过微针反离子泳传感器提取葡萄糖并检测葡萄糖浓度的电信号，实现准确跟踪葡萄糖的波动；通过控制电路模块根据葡萄糖浓度的电信号发送控制信号给微针离子泳模块，并由微针离子泳模块根据控制信号释放胰岛素，实现相应性释放胰岛素，从而有效调节葡萄糖的浓度；另外，通过微针反离子泳传感器及微针离子泳模块的微针实现微创。

附图说明

图1是本发明实施例提供的一种基于介孔微针的糖尿病监测与治疗装置的结构框图；

图2是本发明实施例提供的一种基于介孔微针的糖尿病监测与治疗装置的实物图；

图3是本发明实施例提供的一种微针反离子泳传感器及微针离子泳模块的制备流程图；

图4是本发明实施例提供的一种空隙率为50％的介孔微针的照片图及扫描电镜图像；

图5是本发明实施例提供的一种空隙率分别为30％、40％及60％的介孔微针的扫描电镜图像；

图6是本发明实施例提供的一种空隙率分别为30％、40％、50％及60％的介孔微针的断裂力及屈服力的数据图；

图7是本发明实施例提供的一种空隙率分别为30％、40％、50％及60％的介孔微针的扩散速率的数据图；

图8是本发明实施例提供的一种将介孔微针植入皮肤进行染色的步骤流程图及效果图；

图9是本发明实施例提供的一种制作葡萄糖电极的步骤流程图；

图10是本发明实施例提供的一种葡萄糖电极的电流响应的数据图；

图11是本发明实施例提供的一种微针反离子泳传感器的结构示意图；

图12是本发明实施例提供的一种微针反离子泳传感器的实物图及尺寸图；

图13是本发明实施例提供的一种微针反离子泳传感器的电流响应的数据图；

图14是本发明实施例提供的一种用微针反离子泳传感器检测健康鼠的数据图；

图15是本发明实施例提供的一种用微针反离子泳传感器检测糖尿病鼠的数据图；

图16是本发明实施例提供的一种微针离子泳模块的实物图；

图17是本发明实施例提供的一种微针离子泳模块的结构示意图、实物图及释放胰岛素的测试数据图；

图18是本发明实施例提供的一种用微针离子泳模块在糖尿病鼠释放胰岛素的测试数据图；

图19是本发明实施例提供的另一种基于介孔微针的糖尿病监测与治疗装置的结构框图；

图20是本发明实施例提供的一种葡萄糖浓度的电信号调节单元的电路原理图；

图21是本发明实施例提供的一种第一恒流源单元的电路原理图；

图22是本发明实施例提供的一种第二恒流源单元的电路原理图；

图23是本发明实施例提供的一种控制器的电路原理图；

图24是本发明实施例提供的一种输入电压转5v电压的电路原理图；

图25是本发明实施例提供的一种5v电压转-5v电压的电路原理图；

图26是本发明实施例提供的一种5v电压转3.3v电压的电路原理图；

图27是本发明实施例提供的一种5v电压转20v电压的电路原理图；

图28是本发明实施例提供的一种串口转换的电路原理图；

图29是本发明实施例提供的一种蓝牙单元的电路原理图。

具体实施方式

下面结合附图和具体实施例对本发明做进一步的详细说明。对于以下实施例中的步骤编号，其仅为了便于阐述说明而设置，对步骤之间的顺序不做任何限定，实施例中的各步骤的执行顺序均可根据本领域技术人员的理解来进行适应性调整。

参阅图1及图2，本发明实施例提供了一种基于介孔微针的糖尿病监测与治疗装置，包括：

微针反离子泳传感器，用于提取葡萄糖并检测得到葡萄糖浓度的电信号；

控制电路模块，用于根据所述葡萄糖浓度的电信号发送控制信号给微针离子泳模块；

微针离子泳模块，用于根据所述控制信号释放胰岛素；

所述控制电路模块连接所述微针反离子泳传感器及所述微针离子泳模块。

具体地，图2中1元硬币为参照物，1元硬币所在的一端为微针反离子泳传感器，另一端为微针离子泳模块。

基于介孔微针的糖尿病监测与治疗装置的工作原理如下：首先将上述装置紧贴皮肤表面；启动后，微针反离子泳传感器提取葡萄糖并检测葡萄糖浓度的电信号，葡萄糖浓度的电信号传送到控制电路模块；控制电路模块根据葡萄糖浓度的电信号发送控制信号给微针离子泳模块；微针离子泳模块根据所述控制信号释放胰岛素。具体地，当葡萄糖浓度超过预设值，控制信号控制微针离子泳模块释放胰岛素；当葡萄糖浓度在正常范围内，控制信号控制微针离子泳模块不释放胰岛素。

可选地，所述微针反离子泳传感器由对电极微针、介孔微针阵列、葡萄糖传感电极和3d打印传感室组装得到。

可选地，所述微针离子泳模块由对电极微针、介孔微针阵列和3d打印传感室组装。

具体地，如图3所示，将聚二甲基硅氧烷与其固化剂混合液浇铸在微针阵列的su-8母模1上，烘干后形成倒置微针结构的pdms模具2，在pdms模具2制备带微针的pdms模具3，将带微针的pdms模具3后从su-8主模具分离得到微针贴片4，使用致孔剂得到介孔微针阵列5；钢片8经过激光切割后形成钢片微针，在钢片微针上镀上金层形成对电极微针9，将对电极微针9、介孔微针阵列5、葡萄糖传感电极和3d打印传感室组装形成微针反离子泳传感器6，将对电极微针9、介孔微针阵列5和3d打印传感室组装形成微针离子泳模块7。

需要说明的是，介孔微针阵列的具体制备过程如下：聚二甲基硅氧烷(pdms)与其固化剂按10:1混合，搅拌均匀；其中，未固化的溶液在4.5pa的真空中放置30分钟，目的是去除气泡。将pdms溶液浇铸在微针阵列的su-8母模上，然后在60℃下烘干一夜，形成倒置微针结构的pdms模具。pdms模具然后从su-8主模具分离，并准备被应用为制造介孔微针的模具。以mmn的典型制备工艺为例，采用三甲基丙烷三甲基丙烯酸酯、二甲基丙烯酸三甘醇酯作为聚甲基丙烯酸缩水甘油酯的交联剂。使用聚乙二醇(10kda)作为致孔剂。第一步、将2g聚乙二醇溶于10ml2-甲氧基乙醇中，在50℃下溶解1h作为致孔剂原液，使用前确保溶液透明。第二步、单体甲基丙烯酸缩水甘油酯(1ml，73.3mmol，1equiv.)，三甲基丙烷三甲基丙烯酸酯(0.688ml，19.4mmol，0.26equiv.)和二甲基丙烯酸三甘醇酯(1.59ml，57.6mmol，0.79equiv.)作为单体原液均匀混合。第三，将irgacure184(0.10g，单体质量分数为1wt％，作为光引发剂)加入到单体溶液和致孔剂原液的混合物(1:1，v/v，共6.6ml)中。然后，将混合溶液滴入pdms模具中，4000rpm离心10分钟，确保混合溶液进入pdms模具的倒置腔内。通过紫外光照射(intelli-ray400，uvitron，usa)在365nm下固化微针贴片20分钟，然后从pdms模具上剥离。然后将固体微针贴片浸泡在50％甲醇溶液中24小时，以去除peg致孔剂。

可选地，所述介孔微针阵列的孔隙率为45％～55％。

如图4所示，空隙率为50％的介孔微针的形态图和扫描电镜图像；如图5所示，空隙率分别为30％、40％及60％的介孔微针的扫描电镜图像；对上述30％、40％、50％及60％的介孔微针用测力仪进行介孔微针的应力-应变试验，分别标记临界断裂力和屈服力，如图6所示，介孔微针的临界断裂力和屈服力随空隙率的增加而降低。

如图7所示，空隙率分别为30％、40％、50％及60％的介孔微针的扩散速率随空隙率的增加而增强，试验试剂分别为fitc-胰岛素和亚基蓝。

综合考虑不同孔隙率介孔微针阵列的断裂力、屈服力和扩散速率，本发明实施例介孔微针阵列的孔隙率的范围在45％～55％内。需要说明的是，根据具体实际需要，可选用其它空隙率的介孔微针。

如图8所示，图8(a)显示对介孔微针植入皮肤进行了实验：用红色荧光染料对介孔微针贴片进行染色。然后将介孔微针插入皮肤，5分钟后取出；然后用荧光显微镜观察荧光染料在皮肤中的沉积。图8(b)是荧光图像横切面显示介孔微针介导的荧光染料在皮肤中的沉积；将皮肤组织切片，用荧光显微镜成像，渗透深度约为400μm。图8(c)是罗丹明b染色的介孔微针荧光图像，图8(d)和(e)是显示介孔微针穿透后，罗丹明b沉积在猪皮上的荧光图像。

可选地，所述葡萄糖传感电极为三电极系统，所述三电极系统包括工作电极、对电极及参比电极，所述工作电极及对电极为碳电极，所述碳电极的表面依次包含金属掩膜、铬薄膜层及金薄膜层。

需要说明的是，如图9所示，葡萄糖传感电极的具体制备过程如下：在塑料基板上丝网印刷的三电极系统有两个碳电极为工作电极和对电极，一个ag/agcl电极为参比电极。在丝网印刷的碳电极上覆盖一层金属掩膜，然后用磁控溅射在工作电极上镀30～50nm厚的cr层和80nm厚的au层。cr层是au层与碳电极的粘附层。随后，在工作电极在100ml溶液中包含2.5mmfecl3、100mm氯化钾、2.5mmk3fe(cn)6以及100mm盐酸原位恒定电压0.8v的480秒电镀氰亚铁酸亚铁(也叫普鲁士蓝，pb)。接着洗涤和干燥电极，滴加4μl混合物溶液含有葡萄糖氧化酶(50mg/ml)/牛血清白蛋白(80mg/ml)/戊二醛(2.5％在pbs)，干燥。然后用pbs(磷酸缓冲盐溶液)冲洗电极以去除表面的非交联酶，然后在室温下一夜晾干。将普鲁士蓝(pb)原位电沉积在金电极表面，作为氧化还原活性材料，提供了更好的选择性和灵敏度。

如图10所示，对平面葡萄糖电极的进行安培响应测试，如图10(a)所示，用一系列葡萄糖溶液(0-0.8mm)对电极进行测试，测试电流随葡萄糖浓度的增加而增加；图10(b)所示，葡萄糖浓度逐步增加0.2mm，测试电流逐步增加；图10(c)所示，电流信号与相应葡萄糖浓度呈线性关系，线性度可以达到0.997。从图10可知，葡萄糖电极可以对葡萄糖浓度进行很好地相应。

需要说明的是，金属微针对电极的具体制备过程如下：采用激光显微蚀刻(innolaser)技术，在约100μm厚的不锈钢基体上制备了金属mn片。金属锰的基部直径为约225μm，长度为约800μm，相邻锰的间距为约250μm。然后用磁控溅射在mn基体上镀上约100nm的au层。

需要说明的是，如图11及12所示，微针反离子泳传感器的具体组装过程如下：将对电极微针11-4、介孔微针阵列11-5(介孔微针阵列11-5由微针贴片11-3制备获得)、葡萄糖传感电极11-1和3d打印传感室11-2组装并使用薄层光固化树脂粘合在一起。树脂在紫外光照射365nm下固化2分钟，以实现三组分的无缝集成。图12(a)是微针反离子泳传感器的实物图，图12(b)是微针-反离子泳葡萄糖传感器实际设计尺寸的3d打印塑料腔的cad图(左：顶视图；右：侧视图)，其中，具体尺寸可以根据实际情况设计，图12(c)葡萄糖电极的实物图照片。

如图13所示，对微针-反离子泳葡萄糖传感器进行安培响应测试。如图13(a)用一系列葡萄糖溶液(0-10mm)对微针未通过反离子泳提取的葡萄糖传感器进行测试，从图中可以看出随着葡萄糖浓度的增加电流也增加；如图13(b)用一系列葡萄糖溶液(0-10mm)微针-反离子泳葡萄糖传感器进行测试，从图中可以看出随着葡萄糖浓度的增加电流也增加。图13(c)微针未通过反离子泳葡萄糖传感器(iri＝0ma)与微针-反离子泳葡萄糖传感器(iri＝0.5ma)的电流信号与相应葡萄糖浓度的线性关系，从图中可以看出，未通过离子泳提取的葡萄糖检测灵敏度为14.1na/mm，而通过反离子泳传感器提取的检测灵敏度为54.2na/mm，因此，通过反离子提取葡萄糖能提升葡萄糖的检测灵敏度。

如图14所示，图14(a)显示微针-反离子泳葡萄糖传感器在麻醉大鼠上的应用。如图14(b)所示，对于健康大鼠，通过微针-反离子泳葡萄糖检测到的电流信号转换为葡萄糖浓度，并通过标准葡萄糖试纸条测量实际血糖值，星号表示校准点，箭头表示腹腔注射葡萄糖的时间点。如图14(c)所示，统计分析显示微针-反离子泳葡萄糖传感器与实际血糖值在相应时间点的检测误差，星号表示校准点，虚线表示误差<15％的临床标准。如图14(d)所示，clarke's误差网格分析显示了微针-反离子泳葡萄糖传感器与实际血糖值的检测精度比较，星号表示校准点。图14说明，微针-反离子泳葡萄糖传感器能够有效的检测活体动物(正常鼠)的血糖，与商用的尾尖血糖相比，呈现高的吻合度(平均误差＜15％)。

如图15所示，图15(a)显示对于糖尿病大鼠，通过微针-反离子泳葡萄糖检测到的电流信号转换为葡萄糖浓度，并通过标准葡萄糖试纸条测量实际血糖值，星号表示校准点，箭头表示皮下注射胰岛素的时间点。如图15(b)所示，统计分析显示微针-反离子泳葡萄糖传感器与实际血糖值在相应时间点的检测误差，星号表示校准点，虚线表示误差<15％的临床标准。如图15(c)所示，clarke's误差网格分析显示了微针-反离子泳葡萄糖传感器与实际血糖值的检测精度比较，星号表示校准点。图15说明，微针-反离子泳葡萄糖传感器能够有效的检测活体动物(糖尿病鼠)的血糖，与商用的尾尖血糖相比，呈现高的吻合度(平均误差＜15％)。

需要说明的是，如图16所示，图16(a)为微针-离子泳设备的示意图，图16(b)为微针-离子泳设备的照片，图16(c)对电极微针的光学照片和sem图像。微针离子泳模块具体组装过程如下：与反离子泳葡萄糖传传感器类似，对电极微针、介孔微针阵列和3d打印的传送室被组装并使用薄层光固化树脂粘合在一起。将au涂层电极置于mmn表面，用胰岛素溶液填充三聚氰胺海绵填充电极表面与mmn基体之间的间隙，然后用pdms层密封腔体。

如图17所示，图17(a)为微针-离子泳装置体外输送胰岛素实验装置示意图，图17(b)微针-离子泳装置体外输送胰岛素实验装置的实物照片。图17(c)为定量从微针-离子泳装置释放胰岛素的变化图，包括恒定的离子渗透电流(ii＝0.5ma)与自由扩散(ii＝0ma)。图17说明，使用微针-离子泳装置能有效的提高微针胰岛素的给药释放速率。

如图18所示，图18(a)显示在麻醉大鼠上应用微针-离子泳器件，图18(b)所示，糖尿病大鼠通过微针-离子泳器件、未使用离子泳处理的微针-离子泳器件和皮下注射胰岛素进行治疗，而未治疗的糖尿病大鼠和健康大鼠作为对照。处理后，连续监测血糖波动10h，下方区域表示正常血糖。图18(c)所示，n＝3，即测试次数为3次，定量分析不同处理在正常血糖和最低血糖的相应持续时间。图18(d)所示，n＝3，即测试次数为3次，糖尿病大鼠血浆胰岛素浓度的测定，分别用微针-离子泳器件和未使用离子泳处理的微针-离子泳器件治疗2小时，n＝3。图18说明，使用微针-离子泳器件对糖尿病鼠进行胰岛素给药，能有效的提高胰岛素的透皮给药释放量。

可选地，如图19所示，所述控制电路模块包括葡萄糖浓度的电信号调节单元、第一恒流源单元、第二恒流源单元、控制器及电源单元；其中，

葡萄糖浓度的电信号调节单元，用于对所述葡萄糖浓度的电信号进行处理；

第一恒流源单元，用于对所述微针反离子泳传感器提供预设的恒流；

第二恒流源单元，用于对所述微针离子泳模块提供预设的恒流；

控制器，用于根据处理后的葡萄糖浓度的电信号发送所述控制信号给所述微针离子泳模块；

电源单元，用于为所述控制电路模块提供电源。

可选地，如图19所示，所示微针反离子泳传感器包括参比电极、对电极及工作电极；所述葡萄糖浓度的电信号调节单元包括控制放大器、反向跟随器和跨阻放大器；所述参比电极连接所述反向跟随器，所述对电极连接所述控制放大器，所述工作电极连接所述跨阻放大器。

具体地，控制电路模块设置有参比电极、对电极及工作电极的接口，微针反离子泳传感器检测的信号通过导线连接到对应接口上。

具体地，如图20所示，葡萄糖浓度的电信号调节单元包括控制放大器(ic2a)、反向跟随器(ic2b)和跨阻放大器(ic4)，参比电极(re)通过接口连接反向跟随器(ic2b)，对电极(ce)连接控制放大器(ic2a)，工作电极(we)连接跨阻放大器(ic4)；其中，r2与r5的电阻值相等，因此，参比电极(re)上的电位由输入电压dac1控制，输入电压dac1由控制器输出；工作电极(we)上的电流由跨阻抗放大器转换为输出电压，输出电压大小为i*r10；输出电压发送给控制器。

需要说明的是，控制放大器及反向跟随器电路均采用双运放芯片opa2140aid实现功能，共计两片；控制放大器及反向跟随器电路也可均采用双运放芯片opa2227pa进行替换，共计两片。跨阻放大器电路中采用精密单运放芯片tlc2201cd实现葡萄糖信号放大功能，可替换为精密运放芯片opa2227pa。

具体地，如图21所示，第一恒流源单元包括数模转换电路(dac7311idckr)和恒流传输电路(ic8+q2)。数模转换器(dac7311idckr)通过控制器的控制输出恒定电压(vouta)，恒定电压(vouta)经过恒流传输电路(ic8+q2)后输出恒流，晶体管q2输出的恒流(current_out)提供微针反离子泳传感器提取葡萄糖所需的恒电流。晶体管q2可选择irlml2402gtrpbf。

具体地，如图22所示，第二恒流源单元的输入为恒定电压dac2，恒定电压dac2由控制器输出；第二恒流源单元的输出为恒定电流(current_out1)，恒定电流(current_out1)提供微针离子泳模块释放胰岛素所需的恒定电流。

需要说明的是，第一恒流源单元电路或第二恒流源单元电路中芯片采用opa2140aid，可替换为精密单运放芯片tlc2201cd或opa2227pa实现。

具体地，如图23所示，控制器可选择stm32系列芯片，本实施例以stm32f103r8t6为例；stm32包括电源、时钟电路、调试接口、复位电路和单片机等；控制器为葡萄糖浓度的电信号调节单元、第一恒流源单元及第二恒流源单元提供电压，具体通过控制指令控制模数转换器的输出值大小。控制器还可以实现数据的存储及发送，如通过蓝牙进行发送。

需要说明的是，控制电路模块不同的单元需要的电压值可能不同，一般情况下，装置输入电源只有一个，因此需要做电源的转换。本发明实施例采用3.7v聚合物锂电池作为输入电源，然后经过电压转换到需要的电压值，如5v、-5v、20v及3.3v等。

具体地，如图24所示，该电压转换电路通过升压变换器lm2704mf-adj/nopb将2.7v转换为5v。

具体地，如图25所示，该电压转换电路通过cmos单片电压转换器max660esa+将5v转换为-5v，变频器在pin5处输出-5v电压；该-5v负电压为葡萄糖浓度的电信号调节单元中的运算放大器提供电源支持。

具体地，如图26所示，该电压转换电路通过稳压器ams1117将5v转换为3.3v，变频器在pin2处输出3.3v电压。3.3v电压为控制器stm32提供了电源支持。需要说明的是，5v转3.3v电路中采用线性稳压器ams1117-3.3输出稳定3.3v电压，可替换为ldo芯片ssp1117-3.3。

具体地，如图27所示，该电压转换电路通过升压变换器lm2704mf-adj/nopb将5v转换为最大输出电压20v，利用20v电源驱动第一恒流源单元和第二恒流源单元。

需要说明的是，控制器单片机为并行数据，usb传输数据为串行数据，如果通过usb传输数据则需要将并行数据转换成串行数据。具体地，如图28所示，该串口电路通过usb总线传输芯片ch340e将usb转到串口。该电路将单片机接收到的并行数据字符转换成连续的串行数据流并发送出去，同时将接收到的串行数据流转换为并行数据字符发送给单片机。

需要说明的是，装置如果需要通过蓝牙与外界设备进行通信，则需要设置蓝牙单元。具体地，如图29所示，该蓝牙电路通过rf-bm-4044b4实现装置与外界设备的通信，如装置与手机的通信。

可选地，所述控制电路模块为柔性电路板。

具体地，柔性电路板实现可穿戴设计，使用方便。

实施本发明实施例包括以下有益效果：本发明实施例通过微针反离子泳传感器提取葡萄糖并检测葡萄糖浓度的电信号，实现准确跟踪葡萄糖的波动；通过控制电路模块根据葡萄糖浓度的电信号发送控制信号给微针离子泳模块，并由微针离子泳模块根据控制信号释放胰岛素，实现相应性释放胰岛素，从而有效调节葡萄糖的浓度；另外，通过微针反离子泳传感器及微针离子泳模块的微针实现微创。

此外，本发明实施例提供了一种基于介孔微针的糖尿病监测与治疗系统，包括：上述的装置、蓝牙单元及显示单元；其中，

所述蓝牙单元，用于在所述装置及所述显示单元之间建立通信；

所述显示单元，用于显示葡萄糖浓度信息。

需要说明的是，蓝牙单元设置在上述装置的控制电路模块中。

需要说明的是，显示单元其可为不同类型的电子设备，包含但不限于有台式电脑、手提电脑、手机、电子手表等终端。

具体地，上述系统的使用过程如下：首先选择连接蓝牙的设备进行蓝牙连接，然后装置通过蓝牙将测试数据传送给显示单元，显示单元对测试数据进行处理、分析后进行显示。

需要说明的是，显示单元还可以包括其它功能，本发明实施例不做具体限制，如用户还可以设置与高血糖相关的葡萄糖浓度值阈值，以报警方式提醒用户；如计算葡萄糖浓度、血糖校准和触发分娩等。

可选地，所述系统还包括：滤波单元，用于对所述葡萄糖浓度的电信号进行过滤。

需要说明的是，由于上述装置没有对采集的模拟信号进行滤波，因此需要在计算葡萄糖浓度值之前对数据进行滤波，以消除噪声干扰。葡萄糖浓度信号是一个缓慢变化的信号，接近直流信号；因此采用截止频率为1hz的巴特沃斯低通滤波器对葡萄糖浓度信号进行滤波，然后将数字滤波器的输出数据转换成血糖值并实时显示在界面上，同时通过滑动显示界面可以查看之前血糖值的历史。

实施本发明实施例包括以下有益效果：本发明实施例通过微针反离子泳传感器提取葡萄糖并检测葡萄糖浓度的电信号，实现准确跟踪葡萄糖的波动；通过控制电路模块根据葡萄糖浓度的电信号发送控制信号给微针离子泳模块，并由微针离子泳模块根据控制信号释放胰岛素，实现相应性释放胰岛素，从而有效调节葡萄糖的浓度；另外，通过微针反离子泳传感器及微针离子泳模块的微针实现微创。上述装置通过蓝牙与显示设备进行通信，显示设备实时将葡萄糖浓度信息显示给用户，方便用户使用。

以上是对本发明的较佳实施进行了具体说明，但本发明创造并不限于所述实施例，熟悉本领域的技术人员在不违背本发明精神的前提下还可做作出种种的等同变形或替换，这些等同的变形或替换均包含在本申请权利要求所限定的范围内。