如果你身边有 I 型糖尿病患者，或许见过这样的画面：腰间别着一台寻呼机大小的胰岛素泵，一根细软管从泵里伸出、埋进腹部皮下；上臂再贴着一枚硬币大小的连续血糖监测仪（CGM，Continuous Glucose Monitoring）。两台设备由算法“牵线”，监测仪报告血糖，泵据此自动调节胰岛素输注——这就是今天临床上所说的“人工胰腺”。
它确实有效。自 2016 年美国食品药品监督管理局（FDA）批准第一款混合闭环系统以来，这类自动胰岛素输注（AID）系统已被多项随机对照试验证明能显著延长患者血糖处于目标范围内的时间。但对不少患者而言，身上挂着两台设备、每隔几天换一次管路和探头，本身就是一种负担。研究者在论文中指出，设备笨重、显眼、佩戴不适，是很多患者提前放弃使用的重要原因。
近日，电子科技大学物理学院薛欣宇团队与四川省肿瘤医院等人合作发表论文，报道了一款可穿戴的闭环胰岛素微泵。整个器件的直径和厚度都只有约 2 厘米。
简言之就是：用“电解水产生气体”代替电机来推药，用“一片遇糖会变暗的荧光微针”来测血糖，再把两者叠进同一个小圆筒里，由手机通过蓝牙统一调度。
一台没有电机、没有齿轮的泵，靠什么把剂量控制到微升级？一片微针，又是怎样把血糖“翻译”成手机上的一个数字的？
挂在身上的两台设备
糖尿病是本世纪最严峻的公共卫生挑战之一。论文援引国际糖尿病联盟（IDF）的数据：全球约有 5.89 亿成年人患有糖尿病，到 2050 年这一数字预计将升至 8.53 亿。对于依赖胰岛素的患者，长期稳定地控制血糖，是延缓心血管、肾脏和视网膜并发症的关键。
几十年来，持续皮下胰岛素输注（CSII，俗称“胰岛素泵”）一直是这类患者的重要治疗手段。近年来，临床实践又从“泵”进化到了“闭环”：CGM 实时测糖，算法自动调整基础率、补充校正剂量，也就是业内常说的自动胰岛素输注系统和高级混合闭环（AHCL）系统。
但在研究团队看来，现有架构有两个“先天限制”。
其一在“泵”。目前商用的可穿戴胰岛素泵大多依靠机械或电磁驱动，需要电机、丝杠、齿轮这类刚性运动部件。这些部件决定了泵的体积很难再缩小，同时也更耗电、更显眼。
其二在“测”。在现有的 AID 系统中，血糖传感器通常是一个与泵在空间上分离的独立单元。患者身上需要两个佩戴部位、两套耗材，系统之间还要依靠无线通信“对话”。
于是研究团队设想：能不能换一种不需要机械运动部件的驱动方式，同时把传感器直接“垫”在泵的底下，做成一个一体化的“诊疗一体”平台？
他们最终拿出的器件，从上到下大致分为四层。最上层是定制的柔性电路板（FPC），集成了低功耗蓝牙（BLE）微控制器、可编程恒流源和电源接口；紧挨着的是电解腔，里面放着用泡沫镍做成的电极；电解腔与下方的药物储液腔之间，隔着一张高弹性的乳胶膜；储液腔底部再贴上一片葡萄糖响应型微针贴片，直接接触皮肤。中间夹着的光学模块包括一颗紫外 LED 和一颗 XYZ 真彩色传感器，负责“看”微针的颜色变化。
一个巧妙的细节在于电路板的形状。这块 FPC 由一段圆形主板和一条长方形“尾巴”组成：圆形部分放在泵顶，“尾巴”上安装着光学元件。由于 FPC 足够柔软，“尾巴”可以像一条腰带一样，沿着圆柱形泵体的侧壁弯折下去，把顶部的控制电路和底部的传感模块连在一起，而不额外占用空间。
组装完成后，整台器件的外径和厚度都约为 2 厘米，差不多是一个矿泉水瓶盖的大小。研究团队在补充材料中将其与商用胰岛素泵和 CGM 设备并排比较，前者的体积明显更小。
工作时，整个系统按照一个回路运转：微针吸取皮下组织液，其中的葡萄糖让荧光变暗；光学传感器把亮度变化转换成数字，经蓝牙发送到手机；一旦判断为高血糖，手机就命令微控制器输出一段设定好的恒定电流；电流电解水产生气体，气体撑鼓乳胶膜，把胰岛素挤入皮下；当血糖逐渐回落到基线，给药自动暂停。
没有电机的泵，怎么推药？
可以这样想象这台泵的工作原理：一只杯子被一张橡皮膜隔成上下两层，下层装着药液，上层不断往里“吹气”。膜被气体撑得越来越鼓，就会像活塞一样把下层的药液从出口挤出去。
在这台微泵里，“吹气”的是电解水反应。通电后，水在电极上分解为氢气和氧气，气体在密闭的电解腔中积累、膨胀，推动乳胶膜变形。电化学驱动的好处在于能量密度高，而且没有任何齿轮和转轴；更重要的是，产气量与通过的电量直接相关，因此“电流 × 时间”就对应着一个可以预先计算的给药量。
这一思路并非全新，电解驱动的微泵此前已有不少研究。研究团队的改进主要集中在电极和密封这两个“老大难”问题上。
传统电解微泵往往需要一个充满液态电解液的腔室，液体容易晃动、泄漏，也限制了器件的形状。研究团队受灯芯的启发，设计了一种“半干式三明治电极”：两片厚 0.5 毫米、多孔的泡沫镍，夹住一层厚 1.0 毫米、预先浸透了 10 wt% 氢氧化钠（NaOH）溶液的无纺布，整体厚度只有约 2 毫米，尺寸为 1 厘米 × 1 厘米。
打个比方，这就像一块夹心饼干。无纺布像灯芯一样把电解液“锁”在纤维里，腔室里不再有大量自由流动的液体，泄漏风险随之降低；泡沫镍内部密布的孔洞则大大增加了参与反应的有效表面积。由于电极本身可以随意裁剪，器件内部的布局也更容易定制，这是整台设备得以缩小的关键之一。
实验数据印证了这一设计的优势。与常见的平面叉指电极相比，泡沫镍电极开始产气所需的电压更低（约 1.9 伏，叉指电极约 2.3 伏）；在 3.2 伏时，前者的电流接近 190 毫安，后者只有约 60 毫安。在持续 200 秒的恒压电解中，泡沫镍电极的电流基本保持在 90 毫安上下，而叉指电极则从约 50 毫安一路衰减到 20 毫安以下。
再说那张“活塞”膜。研究团队选用的乳胶膜厚 0.1 毫米，拉伸测试显示其断裂应变接近 700%，也就是能被拉长到原来的约 8 倍而不破。为防止气体透过膜渗入药液，膜表面还均匀涂覆了一层约 20 微米厚的聚偏二氯乙烯（PVDC）。上下两个腔室的接缝处设计成凹槽结构，再灌入环氧树脂，形成双重密封。
在恒定电流驱动下，微泵实测的累计输出体积与理论计算曲线高度吻合，300 秒内可挤出约 400 微升液体。给药速度则可以通过电流大小灵活调节：电流越大，输注越快，在约 90 毫安时速度可达每秒约 15 微升。论文报告，该微泵的给药精度为 0.5 微升。
对一台要贴在皮肤上的设备来说，安全性和稳定性同样关键。红外热成像显示，连续工作 60 秒后，泵体外表面与内部电极表面的最高温度仅为 29.4 °C，低于人体体温。研究团队还在 20 °C 至 35 °C 的环境温度下测试了微泵（40 毫安、10 秒），温度越高，输出量略有增加，研究者将其归因于气体热膨胀和反应加快，但整体波动很小。
一致性方面，研究团队独立制作了 5 台微泵，在 20 毫安和 30 毫安下分别测试，5 台器件的输出曲线几乎重叠在一起。储存 20 天后，同样 3 分钟的电解周期所挤出的药量（约 340 微升）与初始值（约 350 微升）基本一致。此外，无论是向空气、明胶仿生皮肤模型还是离体猪组织中注射，输出量都没有显著差异，说明气体推力足以克服不同组织的阻力。
值得注意的是，研究团队也坦承了 NaOH 方案的一个隐患：电解水会在阴极产生氢气，而氢分子极小，长时间工作可能逐渐渗透出去。为此，他们提出了一种“无氢”的替代方案——改用硝酸钾（KNO₃）作电解液。在阴极，硝酸根被还原为亚硝酸根的反应在能量上优先于产氢，因此实验中只在阳极观察到氧气气泡，阴极附近则出现了淡黄色的亚硝酸盐。采用 KNO₃ 的微泵同样表现出良好的线性输出。
按照研究团队的设想，低成本的 NaOH 方案适合约 3 天的短期佩戴，KNO₃ 方案则面向更长期的使用。不过，亚硝酸盐等副产物在密闭腔室内长期积累会带来什么影响，论文尚未展开评估。
一片会“变暗”的微针
解决了“打药”，再来看“测糖”。
目前主流的 CGM 大多是电化学传感器：探头上固定着葡萄糖氧化酶，葡萄糖被酶催化反应后产生电信号。这套方案很成熟，但酶会随时间失活，电子介体也可能泄漏，这是电化学传感器长期稳定性的“软肋”。
研究团队选择了另一条路——光学。他们制作了一片由聚乙烯醇（PVA）和聚乙烯吡咯烷酮（PVP）构成的水凝胶微针，并在针尖中掺入了一种名为 9-蒽硼酸（9-ANB）的荧光分子。
这片微针的工作方式，可以理解为一盏会随血糖“自动调暗”的蓝色小灯。在 365 纳米紫外光的照射下，9-ANB 会发出明亮的蓝色荧光；而 9-ANB 分子上的硼酸基团能与葡萄糖特异性结合，形成硼酸酯，改变荧光分子的电子结构，使荧光变暗，也就是所谓的“荧光淬灭”。组织液中的葡萄糖越多，蓝光就越暗。
由于整个检测过程不依赖酶，也就绕开了酶失活和介体泄漏的问题。
微针本身采用真空辅助的微模塑工艺制作：先把含 9-ANB 的 PVA/PVP 溶液浇进聚二甲基硅氧烷（PDMS）模具，抽真空、在 35 °C 下干燥 24 小时形成针尖，再浇一层纯 PVA 做背衬。成品是一片直径 1 厘米的圆形贴片，每根针呈圆锥形，高 600 微米、底部直径 200 微米。
两种材料各有分工。PVP 亲水且坚硬，让针尖既能刺穿皮肤最外层的角质层，又能快速吸收组织液；PVA 柔韧，作为背衬可以贴合皮肤，同时还有一定的荧光增强作用。力学测试显示，微针阵列可承受约 10 牛的压力；整片贴片高度透明，有利于紫外光和荧光信号的穿透。
那么，“变暗”的程度如何变成一个数字？这就要靠那颗 XYZ 真彩色传感器。它的原理类似于人眼对颜色的感知，会把光分成三个通道分别记录。实验发现，随着葡萄糖浓度升高，代表红光和绿光的 X、Y 通道几乎不变，而对应蓝光的 Z 通道则持续下降。
单独提取 Z 通道后，研究团队得到了一条非常“干净”的直线：Z = 34.12 − 0.037 × 葡萄糖浓度，相关系数 R² = 0.995。论文给出的检测范围为 0–600 mg/dL。
抗干扰测试中，研究团队在微针中加入了生理浓度的钠、钾、钙离子，以及尿酸、抗坏血酸和乳酸，这些物质对光学信号的影响都可以忽略，只有葡萄糖会引起明显的淬灭。
为了减缓荧光分子在紫外光下的“光漂白”，研究团队还在电路设计上做了一个小处理：紫外 LED 并不常亮，而是在每次测量时与传感器同步、只亮起不到一秒。另外，组织液中的葡萄糖与 9-ANB 达到结合平衡需要约 5 到 10 分钟，因此微针插入皮肤后需要先稳定 10 分钟，再进入连续监测。
不过，这片微针也有其局限。PVA/PVP 水凝胶在持续吸收组织液的过程中会逐渐溶解；而在讨论长期稳定性时，论文也承认，实际佩戴中葡萄糖引起的荧光淬灭具有“不可逆”的一面（论文在介绍机理时曾称这一淬灭过程“可逆”）。因此，研究团队把微针设计成了可单独更换的“耗材”：泵体和电路可以连续使用 20 天以上，而微针贴片则需要定期更换，单次佩戴周期为一到数天。
从小鼠到人，还差几步？
器件做好之后，研究团队在小鼠身上进行了验证。
首先是安全性。微针取下后，小鼠背部皮肤上的微小针孔在 15 分钟内几乎完全消失。组织切片显示，刚取下时表皮上只有微针压出的微小通道，没有严重撕裂或出血；20 到 40 分钟后，这些通道已明显闭合。免疫荧光染色则追踪了术后第 0、2、4 天皮肤中巨噬细胞的变化：巨噬细胞没有出现“爆发式”聚集，反而逐渐减少，说明水凝胶没有引发严重的异物反应。
接下来是治疗效果。研究团队将 20 只小鼠分成 4 组，每组 5 只：一组是健康小鼠（Blank 组），另外三组是用链脲佐菌素（STZ）诱导的 1 型糖尿病小鼠，分别为注射生理盐水的对照组、手动注射胰岛素组，以及使用微泵治疗组。
所有小鼠先禁食 12 小时，然后统一进食，模拟餐后血糖飙升。糖尿病小鼠的血糖在进食后 1 到 2 小时内冲到约 500 mg/dL。随后，手动组用微量注射器皮下注射 60 微升胰岛素溶液（含 0.05 毫克胰岛素）；微泵组则由手机经蓝牙发出指令，电路输出 50 毫安电流、持续 15 秒，完成一次程序化给药。
结果显示，对照组的血糖在之后 12 小时里一直维持在约 250 到 400 mg/dL 的高位；而微泵组和手动注射组的血糖在 3 小时内迅速回落，并在随后的时间里保持平稳，两条曲线几乎重合。按照论文摘要的表述，微泵将血糖波动控制在了 25 mg/dL 以内。
传感方面，研究团队在另外 8 只小鼠身上对比了禁食与进食两种状态。禁食时血糖较低，Z 通道读数（蓝光）较高；进食后血糖升高，Z 值则明显下降，两者呈现出一致的反向关系，说明微针在活体内同样能跟踪血糖的变化。
这些结果表明，这套“电解推药 + 荧光测糖”的组合在小鼠身上是走得通的。但要说它已经是一个“人工胰腺”，还为时尚早。
首先，从论文描述的实验设计看，“测”和“治”是在两批不同的小鼠上分别验证的：治疗实验中的血糖数据来自商用血糖仪，给药由手机端触发；传感实验则在另外 8 只小鼠上进行。由同一片微针的读数在同一只动物身上全程自主驱动给药的完整闭环，论文中尚未展示。
其次，给药策略目前还比较简单。微泵组采用的是固定参数（50 毫安、15 秒）的单次给药，而非根据实时血糖动态调整剂量的算法。值得注意的是，从论文的血糖曲线看，微泵组和手动组在给药后的血糖水平一度低于健康对照组。论文认为该系统“避免了严重低血糖的风险”，但对于人工胰腺而言，如何在压住餐后高峰的同时避免低血糖，恰恰是算法最需要解决的难题。研究团队也提到，随着腔内气压升高，输出可能出现非线性，未来可以在手机应用中加入动态调节电流的算法加以补偿，但这一点目前仍停留在设想阶段。
第三是剂量和容量。为了适应小鼠极小的体重和剂量，实验中使用的是高度稀释的胰岛素。研究团队认为，换用临床标准的高浓度胰岛素后，0.5 微升的精度足以精确输送人体所需的剂量。以常见的 U-100 胰岛素（每毫升 100 单位）粗略估算，0.5 微升约合 0.05 单位，与现有商用泵常见的最小步进大致处于同一量级；但实验中单次可挤出的药量约为 400 微升，折合约 40 单位，对于每日用量较大的成年患者而言，储液腔的容量和更换频率仍需要重新权衡。
此外，微针传感器的分辨率目前主要参考的是同类光学传感器文献中约 1 mg/dL 的水平，而非本研究中的直接实测；荧光淬灭的不可逆性、水凝胶的逐步溶解、紫外光长期照射皮肤的影响，以及在人体组织液中的响应延迟和校准问题，都需要更长时间、更大样本的研究来回答。
结语
把人工胰腺做小，从来不是一件容易的事。上世纪 60 年代初，美国医生 Arnold Kadish 造出的早期闭环装置，大小相当于一个背包；70 年代后期问世的闭环系统 Biostator，体积庞大，只能放在病床旁使用。直到 2016 年，第一款混合闭环系统才获准进入患者的日常生活，而它仍然由一台泵和一个传感器两部分组成。
这一次，研究者尝试把“测”和“打”压进一个瓶盖大小的圆筒里，换掉了电机，也换掉了酶。距离真正走上人体，路还很长。但它至少提供了一种新的思路：人工胰腺的下一步，或许不只是算法更聪明，也可以是器件本身更小、更轻、更让人愿意一直戴着。
参考资料
1.Kuang, Z. et al. A wearable closed-loop insulin micropump toward a miniaturized artificial pancreas for diabetes. Microsystems & Nanoengineering 12, 335 (2026). https://doi.org/10.1038/s41378-026-01463-2
2.IDF Diabetes Atlas. https://diabetesatlas.org/
3.FDA approves first automated insulin delivery device for type 1 diabetes (2016). https://www.fda.gov/news-events/press-announcements/fda-approves-first-automated-insulin-delivery-device-type-1-diabetes
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