采用MSP430的光電微損法血糖監(jiān)測系統(tǒng)設計
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2.2 控制電路與傳感器設計 3 軟件設計 基本流程是：按下啟動鍵，系統(tǒng)在P1.3產(chǎn)生10kHz的脈沖去控制光源，使光源發(fā)出同頻率、同強度、且波長分別為635nm、700nm的脈沖；MSP430F149通過ACTL(2-4)選擇通道A0進行A/D轉(zhuǎn)換，當轉(zhuǎn)換完畢后，EOC信號變高，并對中斷標志位ADIFG置位激活中斷；在中斷程序中將ADC產(chǎn)生的12位結果ADAT(低12位有效)進行存儲，采樣10次后，停止采樣和脈沖發(fā)送。分析采樣數(shù)據(jù)，如果測量值超出預設的警戒值則聲音報警提示，同時將測量結果顯示在LCD上，并返回主程序繼續(xù)等待下一次測量中斷。
控制電路由CPU、CD4049、LCD、光源、鍵盤等器件組成，如圖5所示。
CPU采用TI公司的高端處理器MSP430F149，是超低功耗、高性能的16位嵌入式處理器，采用先進的RISC結構，工作于32MHz[4]；利用定時器0控制P1.3引腳產(chǎn)生周期為10kHz的方波，去控制光源；由于MSP430F149內(nèi)部集成有60KB可編程Flash，可擦寫10 000次，因此不需擴展程序存儲器，大大節(jié)省了電路板的制作面積，提高了集成度；顯示部分由122×32圖形點陣式液晶EW12A03GLY組成，液晶的讀寫引腳E1、E2、A0分別由CPU的P2.0、P2.1、P2.2控制；VLED、VLSS為液晶屏提供背光電壓；由于MSP430F149內(nèi)部集成了高精度12位A/D轉(zhuǎn)換，因此，不需要另外增加A/D芯片。差動放大的輸出經(jīng)濾波后接至MSP430F149的P6.0/A0引腳進行A/D轉(zhuǎn)換。
2.3 光電轉(zhuǎn)換和放大電路的設計
根據(jù)理論分析，將血糖濃度的測量轉(zhuǎn)化成測量光強比，經(jīng)光電轉(zhuǎn)換后，又轉(zhuǎn)換成測量電流比。因此，需采用對數(shù)放大和差動放大后，才能得到電流比。選用TI公司的LOG114放大器，內(nèi)部集成有兩路對數(shù)放大器與兩個獨立的差動放大器以及一個2.5V的內(nèi)部基準電壓，可以滿足檢測需要。該放大器專用于檢測光纖線纜輸出的光電二極管信號，不需外加電路。支持8個數(shù)量級的動態(tài)范圍100pA～10mA，且具有高速率、高精度的性能，從而避免了由分立元件構成的電路所帶來的二次誤差，非常適合光控制系統(tǒng)。其電路如圖6所示。兩路光信號分別從1、3腳，4、5腳輸入，放大倍數(shù)可以通過調(diào)節(jié)R1/R2的比值來調(diào)整，輸出電壓與輸入電流關系為：
軟件結構主要由主程序、中斷子程序及顯示程序等模塊組成，程序流程如圖7所示。
4 試驗結果
應用此系統(tǒng)采集兩次進餐之間的血樣，采樣數(shù)據(jù)如表1所示，利用MATLAB對測量結果與Prestige血糖儀檢測的結果進行擬合比較，如圖8所示。
實驗結果表明：此系統(tǒng)測量結果較好地反映了血糖濃度，具有檢測功耗小、便攜等優(yōu)點，糖尿病患者可方便地在家中實現(xiàn)自我監(jiān)護。
以MSP430處理器為核心，結合光電微損法血糖監(jiān)測技術，采用三探頭光纖束傳感器，設計了新型的血糖監(jiān)測系統(tǒng)。
關鍵詞： MSP430； 微損； 血糖； 光纖傳感器
WHO在2007年報告中指出，目前全世界有糖尿?。―M）患者1.7億，預測到2025年將劇增至2.99億，糖尿病已成為世界第五位死亡原因[1]。我國DM患者占3.3%。胰島素療法是所有胰島素依賴型糖尿病人的主要治療方法。而胰島素劑量確定的基礎是嚴密監(jiān)察血糖的控制情況。在常用的評估病情的手段中，靜脈血糖與毛細血管血糖測定是目前最直接的評估血糖控制的方法，后者更是適合家庭和病人自我血糖監(jiān)護的方法。研究證明，長期嚴格的血糖監(jiān)測，可預防或延緩糖尿病并發(fā)癥的發(fā)生和發(fā)展[2]。因此，本文設計了適合糖尿病患者在家庭中實現(xiàn)血糖自我監(jiān)護的監(jiān)測系統(tǒng)。
1 設計原理
1.1 測量原理
將血樣滴在含有氧化葡萄糖的氧化酶（GOD）的試紙上，血樣中的葡萄糖被GOD氧化為葡萄糖酸內(nèi)脂（Gluconic acid），此物質(zhì)與試劑中的另一種酶——過氧化酶（Peroxidase）發(fā)生反應，生成一種吸光物質(zhì)，測試時將試紙放置在反射式強度調(diào)制型光纖傳感器的光路中，如圖1所示。整個傳感器系統(tǒng)包括光源、發(fā)射光纖、接收光纖和光電探測器[3]。光源發(fā)出的光經(jīng)濾波、發(fā)射光纖至被測血樣表面，由于吸光物質(zhì)的調(diào)制，帶有血糖濃度信息的反射光由接收光纖接收，最后由光電接收器將接收到的光轉(zhuǎn)換成電信號。當光源功率以及光纖探頭和反射面之間的距離保持不變時，接收光纖接收到的一定波長的光強和該波長的入射光強的比值與血糖濃度存在對應關系。根據(jù)檢測到的光強信號，便可計算出血糖濃度。但這種光纖傳感器的主要缺點是當光源激勵不穩(wěn)定時，會使光源光功率發(fā)生變化，造成測量誤差。另外，反射體表面反射率的不同以及光在光纖中的傳輸損耗，都會對測量帶來誤差。因此,本文提出三探頭光纖傳感器補償測量法，以消除測量環(huán)境中各種不穩(wěn)定因素的影響。
1.2 三探頭光纖束傳感器補償測量法原理
由于傳統(tǒng)的反射式強度調(diào)制型光纖傳感器使用單根光纖發(fā)送和接收的光能量非常的微弱，為此本設計采用由數(shù)千根光纖組成的光纖束來發(fā)送和接收光，并增加一路參考光路，組成三探頭的光纖束傳感器，如圖2所示。為使參考光對測量光起到參考意義，要求參考和測量光照射到待測樣品上的光斑一致，因此整個光纖傳感探頭采用了同心圓的結構，兩路發(fā)射光纖束為內(nèi)圓，并對其進行隨機均勻分布排列，而外環(huán)為接收光纖束。在測量光纖和參考光纖足夠多的情況下，兩種波長的光照射到物體上的光斑面積近似相等，實際制作過程中測量和參考光纖束都各使用了4 000根玻璃光纖原絲，因此可近似認為測量光和參考光為同光路，其結構如圖3所示。根據(jù)光譜分析理論，波長為635nm的光不能被血樣中的吸光物質(zhì)有效地吸收，只跟血樣中除了該吸光物質(zhì)的因素有關，因此可作為參考波長。而波長為700nm的光既同吸光物質(zhì)濃度有關，又與除該吸光物質(zhì)以外的因素有關，因此可作為測量波長。在圖2中，由發(fā)光二極管D1、D2分別發(fā)出強度相同，波長分別為635nm、700nm的光入射到光纖，反射后由D3導出，再通過分光元件和濾波片分離出不同波長的光，其光強比值反映了血糖濃度的大小。這種光纖探頭無間隙緊密排列，光纖尺寸、光路相同，易于做成帶狀，能自動補償光源強度和反射率以及環(huán)境等因素變化對測量精度的影響。
2 硬件設計
2.1 系統(tǒng)設計
監(jiān)測裝置由CPU、三探頭光纖束傳感器、放大電路、LCD、鍵盤、Y型分光器、報警部分、濾波片等部分組成，如圖4所示。其工作過程是：固化在CPU中的程序使其I/O口控制LED驅(qū)動電路產(chǎn)生10kHz的參考波長和測量波長，經(jīng)三探頭光纖束傳感器分別把測量光、參考光照射到被測血樣上，反射光導入Y型分光器，通過濾波片后，兩束不同波長的光分別進入對數(shù)、差動放大轉(zhuǎn)換成電信號，再輸入CPU進行A/D轉(zhuǎn)換及數(shù)據(jù)分析，并將結果顯示在LCD上。
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