CN109730696A - 组织液检测装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种组织液检测装置，所述组织液检测装置包括主体、微针、压迫部以及电化学传感器，所述主体内部形成空腔，所述微针位于所述主体表面且具有供组织液流通的孔道，所述孔道自所述微针尖端向所述主体延伸并与所述空腔连通，所述压迫部与所述空腔相连并能够压迫排出所述空腔内的空气使所述空腔内形成负压环境，所述电化学传感器设置于所述空腔内，并能够与流经所述微针的组织液接触，以检测所述组织液的葡萄糖浓度。本发明的组织液检测装置可实现对血糖的连续检测，精准度高、可靠性好，且对人体的创伤很小，能够快速实现临床应用。

Description

组织液检测装置

技术领域

本发明涉及生理信息检测技术领域，特别是涉及组织液检测装置。

背景技术

目前，包括血糖、激素、乳酸等浓度的采集，或者如抗生素等存在于人体的药物浓度的采集，对于疾病的精准治疗能够起到至关重要的作用。如：现在尚没有彻底治愈糖尿病的药物和方法，所以，在临床上主要通过注射胰岛素或者内服降糖药物来控制血糖浓度。其中，降糖类药物的使用剂量需要根据人体血糖水平适时调整，因此，血糖检测已成为糖尿病护理中最重要的组成部分。

现在，国际上广泛采取的血糖检测方法主要有两种：(1)抽取静脉血液，然后采用生化分析仪离心分析，这种方法能够比较准确的得到血糖含量，但是操作非常复杂，过程缓慢，仅适用于医院检测；(2)指尖采血，然后利用快速测血糖仪检测血糖值，这种方法检测简单，但是由于成本以及采血频率接受性问题，一般患者一天内检测次数有限。因此，这两种检测方法均不能实现对人体血糖实时检测的目的，不利于通过药物精确控制血糖浓度；而且，这两种方法均会对人体产生创伤。而由于人体的复杂性，目前仍在研发的光学方法、微波检测法、阻抗法以及电化学方法在进行连续血糖检测时，虽然对人体没有创伤，但是仍存在信噪比低、灵敏度低、选择性差和误差大等问题，离实际应用比较遥远。

发明内容

基于此，有必要针对上述问题，提供一种组织液检测装置；该组织液检测装置可实现对组织液的连续检测，精准度高、可靠性好，且对人体的创伤很小，能够快速实现临床应用。

一种组织液检测装置，包括主体、微针、压迫部以及电化学传感器，所述主体内部形成空腔，所述微针位于所述主体表面且具有供组织液流通的孔道，所述孔道自所述微针尖端向所述主体延伸并与所述空腔连通，所述压迫部与所述空腔相连并能够压迫排出所述空腔内的空气使所述空腔内形成负压环境，所述电化学传感器设置于所述空腔内，并能够与流经所述微针的组织液接触，以对所述组织液进行检测。

在其中一个实施例中，所述微针的长度为100μm～120μm，所述孔道的直径为10μm～30μm。

在其中一个实施例中，所述微针的数量为多个，多个所述微针组成微针阵列。

在其中一个实施例中，所述微针阵列的面积为1mm²～9mm²。

在其中一个实施例中，所述电化学传感器包括工作电极、参比电极和辅助电极，所述工作电极、所述参比电极和所述辅助电极相互间隔。

在其中一个实施例中，所述压迫部内部形成腔体，所述腔体与所述空腔连通。

在其中一个实施例中，所述主体包括基底以及与所述基底盖合设置形成所述空腔的盖板，所述微针设置于所述基底上，所述电化学传感器设置于所述基底上或所述盖板上。

在其中一个实施例中，所述主体还包括至少一片第一膜片单向阀，所述压迫部用于控制所述第一膜片单向阀的打开或闭合，所述第一膜片单向阀用于控制所述空腔与外部的连通或隔断。

在其中一个实施例中，所述主体还包括有用于控制所述孔道与所述空腔连通或隔断的第二膜片单向阀。

在其中一个实施例中，所述基底背离所述微针的一侧设置有内凹的微流道，所述微流道的至少一端延伸出所述基底，所述第一膜片单向阀设置于所述微流道中用于控制所述微流道与外部的连通或隔断。

在其中一个实施例中，所述孔道与所述微流道连通，所述组织液通过所述孔道输送至所述微流道中，所述电化学传感器设置于所述微流道中或者设置于所述盖板上且能与所述微流道中的组织液接触。

在其中一个实施例中，所述第二膜片单向阀设置于所述微流道中用于控制所述孔道与所述微流道的连通或隔断。

在其中一个实施例中，所述微流道包括连通的第一凹槽和第二凹槽，所述第一凹槽与所述微针对正设置，以使所述微针提取的组织液通过所述孔道输送至所述第一凹槽中，所述电化学传感器设置于所述第二凹槽中或者设置于所述盖板上且能与所述第二凹槽中的组织液接触。

在其中一个实施例中，所述基底的材料为高分子材料；及/或

所述微针的材料为高分子材料；及/或

所述盖板的材料均为高分子材料；及/或

所述压迫部的材料为高分子材料；及/或

所述第一膜片单向阀的材料为高分子材料；及/或

所述第二膜片单向阀的材料为高分子材料。

在其中一个实施例中，所述基底和所述盖板之间的连接方式为共价键合；及/或

所述第一膜片单向阀与所述主体之间的连接方式为共价键合；及/或

所述第一膜片单向阀与所述微流道之间的连接方式为共价键合；及/或

所述第二膜片单向阀与所述主体之间的连接方式为共价键合；及/或

所述第二膜片单向阀与所述微流道之间的连接方式为共价键合。

在其中一个实施例中，所述微针表面的接触角≤10°；及/或

所述空腔表面的接触角≤10°；及/或

所述微流道表面的接触角≤10°。

本发明的组织液检测装置结构简单，体积小，便于携带。在使用时，先对压迫部施加压力，以排出腔体中的空气，使腔体形成负压环境，然后将组织液检测装置贴在皮肤上，微针即刺入皮下，在负压作用下，组织液进入微针的孔道，顺着孔道输送至腔体中并与电化学传感器接触，通过电化学传感器对组织液进行检测以获取如血糖、激素、乳酸、药物浓度等生理信息。尤其是，本发明的电化学传感器为三电极体系的传感器，尤其适用于检测组织液中葡萄糖的浓度，再根据组织液中葡萄糖浓度与血液中葡萄糖浓度的关系换算得到血液中葡萄糖浓度。所以，本发明使组织液的提取与组织液中所含的成分连续检测一体化，方法简单，可实现人体生理信息的实时检测。

由于本发明使用的微针刺入皮肤时几乎没有疼痛感，所以这种微创的生理信息检测方法能够克服有创的检测方法的缺陷，实现生理信息连续检测。而且，与无创的检测方法相比，通过微针抽取组织液，然后对组织液进行检测，能够避免体能生物电对于测量信号的影响，具有更高的灵敏度、准确度以及可靠性，具有重大临床应用价值和前景。

附图说明

图1为本发明实施例1的组织液检测装置的剖面示意图；

图2为实施例1的组织液检测装置的微针阵列的结构示意图；

图3为实施例1的组织液检测装置的电化学传感器示意图；

图4为本发明实施例2的组织液检测装置的剖面示意图；

图5为实施例2的组织液检测装置使用时压迫部受压时的状态图；

图6为实施例2的组织液检测装置使用时压迫部回弹后的状态图；

图7为本发明实施例3的组织液检测装置沿微流道的剖面示意图；

图8为实施例3的组织液检测装置的微流道的示意图。

图中：10、基底；20、微针；30、电化学传感器；40、盖板；50、压迫部；60、第一膜片单向阀；70、第二膜片单向阀；100、空腔；101、微流道、102、第一凹槽；103、第二凹槽；201、孔道；301、工作电极；302、参比电极；303、辅助电极；501、腔体。

具体实施方式

以下将对本发明提供的组织液检测装置作进一步说明。

实施例1：

如图1所示，本实施例的组织液检测装置，用于检测人体血糖浓度、激素浓度、乳酸浓度、药物浓度等生理信息，从而可以监控人体的用药量以及对该药物的新陈代谢程度，以实现对疾病的精准治疗。

所述组织液检测装置包括主体、微针20、压迫部50以及电化学传感器30，所述主体内部形成空腔100，所述微针20位于所述主体表面且具有供组织液流通的孔道201，所述孔道201自所述微针20尖端向所述主体延伸并与所述空腔100连通，所述压迫部50与所述空腔100相连并能够压迫排出所述空腔100内的空气使所述空腔100内形成负压环境，所述电化学传感器30设置于所述空腔100内，并能够与流经所述微针20提取的组织液接触，以对所述组织液进行检测。

本发明的组织液在负压作用下进入微针20的孔道201中，并沿所述孔道201输送至所述空腔100中，效率高，从而促进检测速度的提高。而且，组织液提取后输送至空腔100中进行葡萄糖浓度、乳酸浓度、激素浓度、药物浓度等生理信息的检测，能够避免体能生物电对于测量信号的影响，具有更高的灵敏度、准确度以及可靠性。

具体的，所述微针20的长度为100μm～120μm，所述孔道201的直径为10μm～30μm。所以，将该微米级的微针20刺入皮肤后，对人体产生的创伤非常小，几乎没有疼痛感。

考虑到单个微米级的微针20提取的组织液有限，优选的，所述微针20的数量为多个，多个所述微针20组成如图2所示的微针阵列，面积为1mm²～9mm²。以使组织液检测装置在使用时同时提取出的组织液的体积增大，满足检测的要求。

可以理解，所述微针阵列中微针的数量不限，依据检测要求，其提取的组织液的体积能够满足检测需求即可。

优选的，可采用O₂、NO或者NO₂的等离子体处理所述微针20表面，使其表面与液体的接触角≤10°。该液体为水，从而使微针20表面呈超亲水性，进而提高组织液的提取以及输送效率。

考虑到O₂等离子体处理效率最高，进一步的，采用O₂的等离子体处理所述微针20表面，使其表面与液体的接触角＜10°。

同样，可采用O₂、NO或者NO₂的等离子体处理所述空腔100表面，使其表面与液体的接触角≤10°。优选采用O₂的等离子体处理所述空腔100表面，使其表面与液体的接触角＜10°，呈超亲水性，从而提高组织液在空腔100中的输送效率。

具体的，所述压迫部50内部形成腔体501，所述腔体501与所述空腔100连通。

优选的，所述腔体501与所述空腔100完全贯通或通过通孔连通。从而，对压迫部50施加压力时，腔体501的体积减小，空气被排至空腔100中，进而使空腔100中的空气通过孔道201被排出腔体，使空腔100形成负压环境。

可以理解，腔体501的体积越大，对压迫部50施加压力后空腔100中排出的空气体积越多，空腔100内形成的负压越大，从而使组织液进入微针20并沿所述孔道201输送的速率越快。所以，可通过调节腔体501的体积大小而实现组织液提取速率的可控性。

具体的，所述主体包括基底10以及与所述基底10盖合设置形成所述空腔100的盖板40，所述微针20设置于所述基底10上，所述电化学传感器30设置于所述基底10上或所述盖板40上。

所述电化学传感器30为三电极体系的传感器，通过与组织液中被测成分发生反应并产生与所述成分浓度成正比的电信号。

结合图3，所述电化学传感器30包括工作电极301、参比电极302和辅助电极303，所述工作电极301、所述参比电极302和所述辅助电极303相互间隔，且组成三电极***。所述电化学传感器30通过与组织液中被测成分发生反应并产生与所述成分浓度成正比的电信号。

其中，所述工作电极301包括非酶电极或酶电极中的一种。

所述酶电极为在所述碳材料或者金属材料表面固定酶。通过引入碳材料或者金属材料可增加酶的负载量，提高电化学反应中电子迁移率，增强组织液检测装置的灵敏度和检测精度。而根据碳材料或者金属材料表面固定的不同类型的酶，可以实现对组织液的不同信息的检测。如：检测血糖时，碳材料或者金属材料表面固定的酶为葡萄糖氧化酶；检测乳酸时，碳材料或者金属材料表面固定的酶为乳酸脱氢酶。同样，检测激素时，碳材料或者金属材料表面固定的酶为对该激素反应灵敏的酶；检测抗生素时，碳材料或者金属材料表面固定的酶为抗生素对应的酶。

所述非酶电极的材料包括碳材料、金属材料、金属氧化物材料中的至少一种。所述碳材料包括石墨烯、碳纳米管等，所述金属材料包括金、铂、铜、钨等，所述金属氧化物包括氧化铜、三氧化二钴、氧化镍等。可通过3D打印的方法形成于所述基底10上。

本发明尤其适用于检测组织液中葡萄糖的浓度，再根据组织液中葡萄糖浓度与血液中葡萄糖浓度的关系换算得到血液中葡萄糖浓度。

优选的，采用非酶电极检测组织液中的葡萄糖浓度，所述工作电极301为非酶电极，包括石墨烯复合层，所述石墨烯复合层包括3D石墨烯以及负载于所述3D石墨烯中的纳米材料，所述纳米材料中含有金属元素。

其中，3D石墨烯为三维结构的石墨烯，具有二维石墨烯优异的化学性能以及更大的比表面积，可以负载更多的纳米材料，且3D石墨烯的网络结构电荷转移电阻更低、电子传递速度更快，从而，可提高工作电极301在葡萄糖检测中的灵敏度和检测极限。

同时，3D石墨烯具有比二维石墨烯更加优良的柔韧性，一般程度的扭曲、拉伸等变形不会影响其性质和特性，从而使工作电极301具有柔韧性。进而，将该工作电极301满足可穿戴式组织液检测装置的要求。

其中，所述纳米材料包括金属、金属氧化物、金属化合物的至少一种，如金、铂、铜、钨、氧化铜、氧化亚铜、三氧化二钴、氧化镍等。本发明优选为金属铜、氧化亚铜或者氧化铜中的至少一种。

进一步的，Cu₂OPO₄ ⁺能够实现对葡萄糖的催化氧化，然后通过检测电化学传感器电流探测组织液中葡萄糖的浓度，效果较好。同时，考虑到氧化亚铜形成薄膜后比表面低，催化效果降低。因此，所述纳米材料优选为氧化亚铜颗粒。

所述催化氧化的反应方程式如下所示：

Cu₂O+H₂PO₄ ^-→CuOPO₄ ⁺+2H⁺+e^-；

CuOPO₄ ⁺+葡萄糖→葡萄糖内酯；

葡萄糖内酯→葡萄糖酸。

所述参比电极302为Ag/AgCl电极，可通过3D打印的方法在所述基底10上打印一层金属银，然后利用三氯化铁溶液对银电极进行氯化处理得到。

所述辅助电极303为金或者铂等惰性电极，可通过3D打印或者电化学沉积方法制备。

应用时，所述电化学传感器30与组织液接触就能够实现对组织液的检测，以获得葡萄糖浓度、乳酸浓度、激素浓度、药物浓度等生理信息，操作简单，响应速度快，且具有更高的检测灵敏度和检测极限。

具体的，所述基底10的材料可以为高分子材料，所述微针20的材料也可以为高分子材料，所述盖板40的材料也可以为高分子材料，所述压迫部50的材料也可以为高分子材料。

优选的，当所述基底10、所述微针20、所述盖板40及所述压迫部50的材料均为高分子材料时，使组织液检测装置整体具有柔韧性，弯曲和拉伸性能好，可以佩戴于身体表面，实现生理信息的实时检测与连续检测。

考虑到生物相容性好的高分子材料能够避免引起人体不适，优选的，所述高分子材料包括聚二甲基硅氧烷(PDMS)、聚氨酯(PU)、聚乙烯醇(PVA)中的一种。

优选的，所述微针20与所述基底10为一体成型结构，制备方法包括微浇铸方法、热模压方法中的一种。

其中，所述微浇铸方法具体包括：

(1)提供模具，所述模具包括基底结构和微针结构；

(2)将高分子材料浇铸到所述模具中，分离得到一体成型的微针20和基底10。

所述热模压方法具体包括：

(1)提供模具，所述模具包括基底结构和微针结构；

(2)以所述模具进行高分子材料的热压，分离得到一体成型的微针20和基底10。

优选的，所述压迫部50与所述盖板40为一体成型结构，制备方法包括微浇铸方法、热模压方法中的一种。

其中，所述微浇铸方法具体包括：

(1)提供模具，所述模具包括盖板结构和压迫部结构；

(2)将高分子材料浇铸到所述模具中，分离得到一体成型的压迫部50与盖板40。

所述热模压方法具体包括：

(1)提供模具，所述模具包括盖板结构和压迫部结构；

(2)以所述模具进行高分子材料的热压，分离得到一体成型的压迫部50与盖板40。

优选的，所述基底10和所述盖板40共价键合，以使所述盖板40与所述基底10盖合。

本实施例的组织液检测装置的使用方法，包括以下步骤：

S1，提供上述组织液检测装置；

S2，对所述压迫部50施加压力，排出所述空腔100中的空气，使所述空腔100形成负压环境；

S3，将所述微针20刺入体内，在负压作用下，所述组织液进入所述微针20的孔道201并沿所述孔道201输送至所述空腔100中，在所述空腔100中所述组织液与所述电化学传感器30接触；

S4，通过所述电化学传感器30对所述组织液进行检测。

具体的，步骤S2中，对所述压迫部50施加压力后，空腔100中的空气通过微针20的孔道201排出。

步骤S3中将组织液检测装置贴在皮肤上，微针20即刺入皮下，使用方便，且没有疼痛感。

具体的，在步骤S4电化学传感器30对所述组织液进行检测后，可直接获得所需的生理信息或需要经过进一步换算后获得所需的生理信息。如：检测血糖时，电化学传感器30检测出组织液中葡萄糖的浓度后，再根据组织液中葡萄糖浓度与血液中葡萄糖浓度的关系换算得到血液中葡萄糖浓度。方法简单，可实现人体生理信息的实时检测。

实施例2：

如图4所示，本实施例在实施例1的基础上，所述主体还包括至少一片第一膜片单向阀60，所述压迫部50用于控制所述第一膜片单向阀60的打开或闭合，所述第一膜片单向阀60用于控制所述空腔100与外部的连通或隔断。从而，对压迫部50施加压力时，第一膜片单向阀60打开，空腔100中的空气从第一膜片单向阀60打开处的缺口以及孔道201排出，使空腔100快速形成负压环境。

具体的，所述第一膜片单向阀60设置于基底10上，第一膜片单向阀60一端与基底10连接，另一端选择性地与盖板40贴合。在压力作用打开时，第一膜片单向阀与盖板40贴合处向空腔100的外侧倾斜，从而使空气排出。撤去压力时，第一膜片单向阀60回弹重新闭合。

可以理解，所述第一膜片单向阀60也可以设置于盖板40上，第一膜片单向阀60一端与盖板40连接，另一端选择性地与基底10贴合。在压力作用打开时，第一膜片单向阀与基底10贴合处向空腔100的外侧倾斜，从而使空气排出。撤去压力时，第一膜片单向阀60回弹重新闭合。

优选的，第一膜片单向阀60的数量为两个，且相对设置与空腔100的两端。

具体的，所述主体还包括有用于控制所述孔道201与所述空腔100连通或隔断的第二膜片单向阀70。

具体的，所述第二膜片单向阀70设置于基底10上。

第二膜片单向阀70一端与基底10连接，另一端选择性地与基底10贴合。此时，在排出空腔100中的空气的过程中，所述第二膜片单向阀70在压力作用下与基底10贴合，使孔道201与空腔100处于隔断状态，空气从打开的第一膜片单向阀60处排出。而第一膜片单向阀60闭合后，在负压作用下，第二膜片单向阀70被打开，组织液通过孔道201进入空腔中。

具体的，所述第一膜片单向阀60的材料可以为高分子材料，所述第二膜片单向阀70的材料也可以为高分子材料。

优选的，当所述第一膜片单向阀60、所述第二膜片单向阀70的材料均为高分子材料时，第一膜片单向阀60和第二膜片单向阀70具有柔韧性，弯曲和拉伸性能好。

同样，考虑到生物相容性好的高分子材料能够避免引起人体不适，优选的，所述高分子材料包括聚二甲基硅氧烷(PDMS)、聚氨酯(PU)、聚乙烯醇(PVA)中的一种。

进一步的，优选所述第一膜片单向阀60、所述第二膜片单向阀70、所述基底10、所述盖板40、所述微针20的材料均为高分子材料。

此时，所述第一膜片单向阀60设置于所述基底10上时，所述第一膜片单向阀60与所述基底10之间的连接方式为共价键合。或者，所述第一膜片单向阀60设置于所述盖板40上时，所述第一膜片单向阀60与所述盖板40之间的连接方式也为共价键合。

同样，所述第二膜片单向阀70与所述基底10之间的连接方式为共价键合。

如图5所示，本实施例的组织液检测装置在使用时，对所述压迫部50施加压力，在压力作用下，第一膜片单向阀60打开，第二膜片单向阀70闭合，空腔100中的空气通过第一膜片单向阀60的打开处排出，从而形成负压环境。

如图6所示，撤掉对所述压迫部50施加的压力后，压迫部50回弹，在负压的作用下，第一膜片单向阀60闭合，第二膜片单向阀70被打开，组织液进入所述微针20的孔道201并沿所述孔道201输送至空腔100中，在空腔100中所述组织液与所述电化学传感器30接触，检测出组织液中的葡萄糖浓度、乳酸浓度、激素浓度、药物浓度等生理信息。

可以理解，本实施例组织液检测装置的空腔100中的空气通过第一膜片单向阀60处排出，不会从孔道201中排出。所以，本实施例的组织液检测装置可先贴在皮肤上，使微针20刺入皮下后再排出空腔100中的空气；也可先将空腔100中的空气排出后，再将组织液检测装置贴在皮肤上，使微针20刺入皮下，使用更加灵活。

实施例3：

如图7和图8所示，本实施例在实施例2的基础上，所述基底10背离所述微针20的一侧设置有内凹的微流道101，所述微流道101的至少一端延伸出所述基底10，所述第一膜片单向阀60设置于所述微流道101中用于控制所述微流道101与外部的连通或隔断。

如图8所示，优选所述微流道101的两端均延伸出基底10，所述微流道101的两端均设置有第一膜片单向阀60，从而可通过微流道101更快的排出空腔100中的空气。

具体的，所述孔道201与所述微流道101连通，所述组织液通过所述孔道201输送至所述微流道101中，所述电化学传感器30设置于所述微流道101中或者设置于所述盖板40上且能与所述微流道101中的组织液接触。

此时，考虑到在盖板40上制备电化学传感器30更简单，容易实现，优选的，将电化学传感器30设置于盖板40上。

具体的，所述第二膜片单向阀70设置于所述微流道101中用于控制所述孔道201与所述微流道101的连通或隔断。

具体的，所述微流道与所述基底10为一体成型结构。所述微流道的总长度为10mm～15mm，宽度为0.2mm～1mm。所述第一膜片单向阀60和所述第二膜片单向阀70与微流道101之间的连接方式均为共价键合。

具体的，所述微流道包括连通的第一凹槽102和第二凹槽103，所述第一凹槽102与所述微针20对正设置，以使微针20的孔道201与第一凹槽102连通，从而使所述微针20提取的组织液通过所述孔道201直接输送至所述第一凹槽102中。

所述电化学传感器30设置于所述第二凹槽103中或者设置于所述盖板40上且能与所述第二凹槽103中的组织液接触。从而，微针20提取的组织液进一步汇集于第二凹槽103后，在第二凹槽103中采用电化学传感器30对组织液进行葡萄糖浓度、乳酸浓度、激素浓度、药物浓度等生理信息的检测，使检测效果更好、更准确。

可以理解，当微针20的数量为多个且组成微针阵列时，所述第一凹槽102的面积≥所述微针阵列的面积，从而，使所述微针阵列与所述第一凹槽102对正设置，以使微针20的孔道201均与第一凹槽102连通，从而使微针20提取的组织液直接汇集于第一凹槽102中。

优选的，所述第二凹槽103优选为圆形凹槽且直径为2mm～5mm。。

同样，可采用O₂、NO或者NO₂的等离子体处理所述微流道101表面，使所述微流道101表面与液体的接触角≤10°，优选采用O₂的等离子体处理所述微流道101表面，使所述微流道101表面与液体的接触角＜10°。从而使所述微流道101表面呈超亲水性，提高组织液在微流道101中的输送效率。

以上所述实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。

以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。

Claims (16)

1.一种组织液检测装置，其特征在于，包括主体、微针、压迫部以及电化学传感器，所述主体内部形成空腔，所述微针位于所述主体表面且具有供组织液流通的孔道，所述孔道自所述微针尖端向所述主体延伸并与所述空腔连通，所述压迫部与所述空腔相连并能够压迫排出所述空腔内的空气使所述空腔内形成负压环境，所述电化学传感器设置于所述空腔内，并能够与流经所述微针的组织液接触，以对所述组织液进行检测。

2.根据权利要求1所述的组织液检测装置，其特征在于，所述微针的长度为100μm～120μm，所述孔道的直径为10μm～30μm。

3.根据权利要求1所述的组织液检测装置，其特征在于，所述微针的数量为多个，多个所述微针组成微针阵列。

4.根据权利要求3所述的组织液检测装置，其特征在于，所述微针阵列的面积为1mm²～9mm²。

5.根据权利要求1所述的组织液检测装置，其特征在于，所述电化学传感器包括工作电极、参比电极和辅助电极，所述工作电极、所述参比电极和所述辅助电极相互间隔。

6.根据权利要求1所述的组织液检测装置，其特征在于，所述压迫部内部形成腔体，所述腔体与所述空腔连通。

7.根据权利要求1所述的组织液检测装置，其特征在于，所述主体包括基底以及与所述基底盖合设置形成所述空腔的盖板，所述微针设置于所述基底上，所述电化学传感器设置于所述基底上或所述盖板上。

8.根据权利要求7所述的组织液检测装置，其特征在于，所述主体还包括至少一片第一膜片单向阀，所述压迫部用于控制所述第一膜片单向阀的打开或闭合，所述第一膜片单向阀用于控制所述空腔与外部的连通或隔断。

9.根据权利要求8所述的组织液检测装置，其特征在于，所述主体还包括有用于控制所述孔道与所述空腔连通或隔断的第二膜片单向阀。

10.根据权利要求9所述的组织液检测装置，其特征在于，所述基底背离所述微针的一侧设置有内凹的微流道，所述微流道的至少一端延伸出所述基底，所述第一膜片单向阀设置于所述微流道中用于控制所述微流道与外部的连通或隔断。

11.根据权利要求10所述的组织液检测装置，其特征在于，所述孔道与所述微流道连通，所述组织液通过所述孔道输送至所述微流道中，所述电化学传感器设置于所述微流道中或者设置于所述盖板上且能与所述微流道中的组织液接触。

12.根据权利要求11所述的组织液检测装置，其特征在于，所述第二膜片单向阀设置于所述微流道中用于控制所述孔道与所述微流道的连通或隔断。

13.根据权利要求10所述的组织液检测装置，其特征在于，所述微流道包括连通的第一凹槽和第二凹槽，所述第一凹槽与所述微针对正设置，以使所述微针提取的组织液通过所述孔道输送至所述第一凹槽中，所述电化学传感器设置于所述第二凹槽中或者设置于所述盖板上且能与所述第二凹槽中的组织液接触。

14.根据权利要求12所述的组织液检测装置，其特征在于，所述基底的材料为高分子材料；及/或

所述微针的材料为高分子材料；及/或

所述盖板的材料均为高分子材料；及/或

所述压迫部的材料为高分子材料；及/或

所述第一膜片单向阀的材料为高分子材料；及/或

所述第二膜片单向阀的材料为高分子材料。

15.根据权利要求14所述的组织液检测装置，其特征在于，所述基底和所述盖板之间的连接方式为共价键合；及/或

所述第一膜片单向阀与所述主体之间的连接方式为共价键合；及/或

所述第一膜片单向阀与所述微流道之间的连接方式为共价键合；及/或

所述第二膜片单向阀与所述主体之间的连接方式为共价键合；及/或

所述第二膜片单向阀与所述微流道之间的连接方式为共价键合。

16.根据权利要求10所述的组织液检测装置，其特征在于，所述微针表面的接触角≤10°；及/或

所述空腔表面的接触角≤10°；及/或

所述微流道表面的接触角≤10°。