基于MSP430的光電微損法血糖監測系統

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(lài)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護的方法。研究證明，長(cháng)期嚴格的血糖監測，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(shí)現血糖自我監護的監測系統。

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氧化為葡萄糖酸內脂（Gluconic acid），此物質(zhì)與試劑中的另一種酶——過(guò)氧化酶（Peroxidase）發(fā)生反應，生成一種吸光物質(zhì)，測試時(shí)將試紙放置在反射式強度調制型光纖傳感器的光路中，如圖1所示。整個(gè)傳感器系統包括光源、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(shí)，接收光纖接收到的一定波長(cháng)的光強和該波長(cháng)的入射光強的比值與血糖濃度存在對應關(guān)系。根據檢測到的光強信號，便可計算出血糖濃度。但這種光纖傳感器的主要缺點(diǎn)是當光源激勵不穩定時(shí)，會(huì )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(huì )對測量帶來(lái)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

　　由于傳統的反射式強度調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千根光纖組成的光纖束來(lái)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(gè)光纖傳感探頭采用了同心圓的結構，兩路發(fā)射光纖束為內圓，并對其進(jìn)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(cháng)的光照射到物體上的光斑面積近似相等，實(shí)際制作過(guò)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。根據光譜分析理論，波長(cháng)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(guān)，因此可作為參考波長(cháng)。而波長(cháng)為700nm的光既同吸光物質(zhì)濃度有關(guān)，又與除該吸光物質(zhì)以外的因素有關(guān)，因此可作為測量波長(cháng)。在圖2中，由發(fā)光二極管D1、D2分別發(fā)出強度相同，波長(cháng)分別為635nm、700nm的光入射到光纖，反射后由D3導出，再通過(guò)分光元件和濾波片分離出不同波長(cháng)的光，其光強比值反映了血糖濃度的大小。這種光纖探頭無(wú)間隙緊密排列，光纖尺寸、光路相同，易于做成帶狀，能自動(dòng)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 系統設計

監測裝置由CPU、三探頭光纖束傳感器、放大電路、LCD、鍵盤(pán)、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(guò)程是：固化在CPU中的程序使其I/O口控制LED驅動(dòng)電路產(chǎn)生10kHz的參考波長(cháng)和測量波長(cháng)，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(guò)濾波片后，兩束不同波長(cháng)的光分別進(jìn)入對數、差動(dòng)放大轉換成電信號，再輸入CPU進(jìn)行A/D轉換及數據分析，并將結果顯示在LCD上。

2.2 控制電路與傳感器設計

控制電路由CPU、CD4049、LCD、光源、鍵盤(pán)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(jìn)的RISC結構，工作于32MHz[4]；利用定時(shí)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內部集成有60KB可編程Flash，可擦寫(xiě)10 000次，因此不需擴展程序存儲器，大大節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(diǎn)陣式液晶EW12A03GLY組成，液晶的讀寫(xiě)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內部集成了高精度12位A/D轉換，因此，不需要另外增加A/D芯片。差動(dòng)放大的輸出經(jīng)濾波后接至MSP430F149的P6.0/A0引腳進(jìn)行A/D轉換。

2.3 光電轉換和放大電路的設計

根據理論分析，將血糖濃度的測量轉化成測量光強比，經(jīng)光電轉換后，又轉換成測量電流比。因此，需采用對數放大和差動(dòng)放大后，才能得到電流比。選用TI公司的LOG114放大器，內部集成有兩路對數放大器與兩個(gè)獨立的差動(dòng)放大器以及一個(gè)2.5V的內部基準電壓，可以滿(mǎn)足檢測需要。該放大器專(zhuān)用于檢測光纖線(xiàn)纜輸出的光電二極管信號，不需外加電路。支持8個(gè)數量級的動(dòng)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(lái)的二次誤差，非常適合光控制系統。其電路如圖6所示。兩路光信號分別從1、3腳，4、5腳輸入，放大倍數可以通過(guò)調節R1/R2的比值來(lái)調整，輸出電壓與輸入電流關(guān)系為：

3 軟件設計

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。

基本流程是：按下啟動(dòng)鍵，系統在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(cháng)分別為635nm、700nm的脈沖；MSP430F149通過(guò)ACTL(2-4)選擇通道A0進(jìn)行A/D轉換，當轉換完畢后，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(jìn)行存儲，采樣10次后，停止采樣和脈沖發(fā)送。分析采樣數據，如果測量值超出預設的警戒值則聲音報警提示，同時(shí)將測量結果顯示在LCD上，并返回主程序繼續等待下一次測量中斷。

4 試驗結果

應用此系統采集兩次進(jìn)餐之間的血樣，采樣數據如表1所示，利用MATLAB對測量結果與Prestige血糖儀檢測的結果進(jìn)行擬合比較，如圖8所示。

實(shí)驗結果表明：此系統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(diǎn)，糖尿病患者可方便地在家中實(shí)現自我監護。