王思奇,周志峰

(上海工程技術(shù)大學(xué) 機(jī)械電子工程學(xué)院,上海 201209)

0 引言

伴隨著近10年來中國(guó)經(jīng)濟(jì)的高速增長(zhǎng)，人們生活方式的快速改變，糖尿病在中國(guó)已成為一種慢性流行病，糖尿病是一種常見的內(nèi)分泌代謝障礙性疾病，是當(dāng)今嚴(yán)重威脅人類健康的多發(fā)病、常見病，在老年群體中尤為常見。在經(jīng)濟(jì)和社會(huì)迅速發(fā)展的同時(shí)，生活節(jié)奏不斷地加快，青壯年的工作壓力增大，日常工作繁忙，沒有時(shí)間運(yùn)動(dòng)加之飲食中攝入的熱量過高，導(dǎo)致糖尿病患病率顯著增加，糖尿病患者也越來越趨于年輕化[1]。血糖濃度是反映糖尿病病情狀況的一個(gè)重要指標(biāo)，多次進(jìn)行血糖測(cè)量可隨時(shí)把握病情變化，趁早采取預(yù)防措施。

傳統(tǒng)的血糖儀較為龐大，測(cè)試流程繁瑣，數(shù)據(jù)記錄也不是很方便，智能手機(jī)硬件與性能日益強(qiáng)大，所以可以通過手機(jī)等移動(dòng)終端連接的檢測(cè)血糖濃度模塊就有了存在的必要，檢測(cè)血糖濃度其主要作用是檢測(cè)人體生理參數(shù)，并將參數(shù)上傳至手機(jī)，涉及數(shù)據(jù)深入挖掘以及統(tǒng)計(jì)分析等功能不需要檢測(cè)端來完成，把工作重點(diǎn)留給性能十分出色的手機(jī)來實(shí)現(xiàn)。在檢測(cè)血糖濃度方面采用酶電極方法進(jìn)行檢測(cè)，通過耳機(jī)接口與手機(jī)等智能設(shè)備進(jìn)行通訊，在跨平臺(tái)通訊中使用曼徹斯特編碼，把數(shù)字量信息加載到正弦波中，在檢測(cè)端使用合泰低功耗16位ADFlash_HT66F26微控制器單片機(jī)測(cè)量血糖濃度并發(fā)送數(shù)據(jù)到移動(dòng)終端(手機(jī))，在手機(jī)端經(jīng)過數(shù)據(jù)處理與分析把血糖濃度等健康信息快速的顯示出來。不單有測(cè)量方便，體積較小而且即插即用，并且非常適合家庭使用。

1 檢測(cè)原理

設(shè)計(jì)儀器的檢測(cè)原理是在電極表面固化上葡萄糖氧化酶(GOD)，當(dāng)血液滴到電極上時(shí)，葡萄糖會(huì)在葡萄糖氧化酶(GOD)的作用下發(fā)生氧化還原反應(yīng)，所產(chǎn)生的電子被導(dǎo)電介質(zhì)轉(zhuǎn)移給電極,在一定電壓(一般在0.4～0.5左右)的作用下,流過電極的電流將發(fā)生變化,通過檢測(cè)電流變化與葡萄糖濃度的線性關(guān)系達(dá)到檢測(cè)血糖濃度的目的[2]。血糖儀試紙條上的酶可以轉(zhuǎn)化成導(dǎo)電材料，在電極兩端施加0.5 V左右的激勵(lì)電壓就會(huì)產(chǎn)生電流，通過測(cè)量這個(gè)電流大小，可以間接的反應(yīng)血糖濃度的高低。值得注意的是血糖濃度與電流大小之間不是穩(wěn)定的線性關(guān)系，根據(jù)測(cè)量時(shí)間的不同以及激勵(lì)電壓的大小，濃度受多種情況影響，根據(jù)我們測(cè)試的血糖濃度與測(cè)試電流數(shù)值繪制出的血糖濃度關(guān)系圖像如圖1所示。

圖1 電流變化與葡萄糖濃度關(guān)系

由于霉菌的GOD對(duì)葡萄糖有高度物異性，不能氧化其它糖類，故可測(cè)定真實(shí)值。GOD可氧化血液中β-葡萄糖產(chǎn)生葡萄糖內(nèi)酯和H2O2, 同時(shí)釋放出電子。具體的反應(yīng)方程式如下：

(1)

通過酶電極法轉(zhuǎn)換出來的電流值通常都是很小的，通常在幾微安和幾十微安中間波動(dòng)，這個(gè)電流不方便我們檢測(cè)與記錄，所以通常在轉(zhuǎn)換完成之后我們需要外接一個(gè)轉(zhuǎn)換放大電路，把電流信號(hào)轉(zhuǎn)化為電壓信號(hào)并進(jìn)行放大，我們的MCU通過測(cè)量轉(zhuǎn)換之后的電壓值經(jīng)過簡(jiǎn)單的A/D轉(zhuǎn)換芯片便可以得出相對(duì)準(zhǔn)確的血糖濃度值，由于信號(hào)的微弱性，在放大電路中一些干擾是值得我們注意的，比如說電源或者時(shí)鐘對(duì)微弱信號(hào)的干擾，通過濾波來減少這樣的干擾，使測(cè)量結(jié)果更加準(zhǔn)確。為了降低通信過程中的高頻噪聲，并隔離耳機(jī)接口輸入信號(hào)中的支流分量，設(shè)計(jì)了一個(gè)RC低通濾波和隔直電容組成接口電路，起到保護(hù)手機(jī)耳機(jī)接口的作用[3]，在得到數(shù)字量信息之后我們就可以通過我們的耳機(jī)接口來進(jìn)行數(shù)據(jù)通信了。放大電路實(shí)驗(yàn)原理如圖2所示。

圖2 采集電流放大電路

在檢測(cè)過程中所需要產(chǎn)生的激勵(lì)電壓我們選取MAX603電源控制器，這款控制器系統(tǒng)穩(wěn)定性高，價(jià)格低廉，輸出轉(zhuǎn)換率高并且可以同時(shí)輸出兩種工作模式，便于我們搭建工作環(huán)境，不單可以滿足日常工作需要在特殊場(chǎng)合中也可以以較高性價(jià)比占據(jù)市場(chǎng)。

放大模塊的設(shè)計(jì)采用的是低功耗精密運(yùn)算放大器OP07C和LM358。OP07C的特點(diǎn)是超低失調(diào)、低漂移、高精度、高增益、高輸入阻抗、電路正比特性好，零點(diǎn)失調(diào)電壓小，性能極為優(yōu)越穩(wěn)定7。LM358芯片由兩個(gè)相互獨(dú)立的雙運(yùn)算放大器組成，具有高增益，獨(dú)特頻率補(bǔ)償?shù)倪\(yùn)算放大器，使用場(chǎng)合通常用于傳感放大器、直流增益以及需要單電源供電等工作場(chǎng)所。

2 音頻通訊

大部分的智能手機(jī)都會(huì)配有3.5MM的耳機(jī)孔，我們可以通過耳機(jī)插口把音頻信號(hào)轉(zhuǎn)化為數(shù)字信號(hào)，也可以把話筒上的模擬信號(hào)轉(zhuǎn)化為音頻信號(hào)進(jìn)行傳輸，由此我們大膽猜想是否可以把從酶電極法采集上的電流信號(hào)加載到音頻信號(hào)中傳遞給耳機(jī)，這樣就完成了跨平臺(tái)的通訊為更多的傳感器通過耳機(jī)接口進(jìn)行連接做了鋪墊，耳機(jī)接口各部分端口定義如圖3所示。

圖3 耳機(jī)接口定義

通過耳機(jī)接線口各部分定義我們可以選擇左聲道L或者右聲道R作為從手機(jī)通往MCU的通訊線，我們把從MIC輸出的信號(hào)選做MCU通往手機(jī)的通信線，這樣模擬實(shí)現(xiàn)全雙工通信方式，而實(shí)際情況中兩者也是互不影響的。音頻信息是模擬信號(hào)，耳機(jī)線傳輸?shù)囊纛l信號(hào)一般是1250～9600Hz之間的交流信號(hào)，在數(shù)字傳輸過程中首先需要進(jìn)行編碼調(diào)制。接收時(shí)解調(diào)解碼頻率為9600Hz和4800Hz的音頻信號(hào)[4]。本次設(shè)計(jì)使用曼徹斯特編碼來進(jìn)行跨平臺(tái)通信，把測(cè)量血糖濃度的MCU作為外置主導(dǎo)設(shè)備，包含測(cè)量發(fā)送記錄等多重功能，把耳機(jī)端口終端作為信號(hào)接收裝置，通過左右聲道與MIC的共同配合實(shí)現(xiàn)雙路全雙工通信。各部分詳細(xì)工作過程：1)測(cè)量血糖濃度模塊MCU將載有血糖濃度的數(shù)字量信息通過曼徹斯特編碼解析成國(guó)標(biāo)數(shù)據(jù)，在通過差分曼徹斯特編碼得到波動(dòng)音頻正弦波信號(hào)，傳輸?shù)組IC接口通過麥克風(fēng)輸入數(shù)據(jù)發(fā)送給智能終端進(jìn)行數(shù)據(jù)接收與結(jié)果顯示；2)外置智能終端接收數(shù)據(jù)后返回確認(rèn)字節(jié)包通過左聲道L或者右聲道R返回給MCU中，此時(shí)工作流程相反首先進(jìn)行差分曼徹斯特編碼把數(shù)據(jù)加載到正弦波中，之后解調(diào)成國(guó)標(biāo)數(shù)據(jù)，最后通過曼徹斯特編碼返回到MCU接收寄存器中，判斷接收數(shù)據(jù)是否準(zhǔn)確，整個(gè)工作完畢。曼徹斯特編碼如圖4所示。

圖4 曼徹斯特編碼

本次設(shè)計(jì)把數(shù)據(jù)加載到音頻信號(hào)中進(jìn)行傳播，檢測(cè)原理分別為：通過耳機(jī)的左右聲道以及MIC端口模擬單片機(jī)串行通信方法，使用差分曼徹斯特編碼方式，曼徹斯特編碼總會(huì)在每一位的中點(diǎn)產(chǎn)生一個(gè)邊沿跳變，在每一位的開始位置也可能會(huì)有一個(gè)邊沿跳變。在每一位中點(diǎn)的跳變方向表明數(shù)據(jù)。在位傳輸?shù)倪呇厮a(chǎn)生的跳變并不表明數(shù)據(jù)信息[5]。通過這種編碼方式可以有效的把數(shù)字量信息加載到音頻信號(hào)中，接收端檢測(cè)跳變信號(hào)出現(xiàn)的時(shí)機(jī)，便可得出其中加載的數(shù)字量信息，能夠使信號(hào)自同步，信息完整率較高，比如所加載的16位數(shù)據(jù)0x5A如圖5所示。

圖5 通訊數(shù)據(jù)展示

3 數(shù)據(jù)傳輸軟件設(shè)計(jì)

本次設(shè)計(jì)使用合泰16位微控制器單片機(jī)，型號(hào)選擇ADFlash_HT66F26，該型號(hào)單片機(jī)自帶多通道12位A/D轉(zhuǎn)換器，并且在存儲(chǔ)方面擁有RAM數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器和IAP存儲(chǔ)序號(hào)校準(zhǔn)數(shù)據(jù)等功能，內(nèi)部包含看門口定時(shí)器、低電壓復(fù)位和低電壓檢測(cè)等內(nèi)部保護(hù)特性，并含有完整的SPI和I2C功能。在系統(tǒng)供電之后首先初始化所有I/O口，清除寄存器數(shù)據(jù)等待手機(jī)端檢測(cè)命令，接收到命令之后啟動(dòng)A/D轉(zhuǎn)換程序，通過酶電極檢測(cè)血糖濃度的方法得到數(shù)字量血糖濃度信息，并通過曼徹斯特編碼，把數(shù)字量信息加載到正弦波音頻信號(hào)中發(fā)送給移動(dòng)終端(手機(jī))進(jìn)行數(shù)據(jù)處理與顯示。采集數(shù)據(jù)端軟件流程如圖6所示。

圖6 耳機(jī)外設(shè)端軟件流程圖

合泰單片機(jī)HT66F26自帶的比較器可以把模擬量數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成數(shù)字量數(shù)據(jù)進(jìn)行通信無需外接電路，操作簡(jiǎn)單，部分血糖濃度軟件檢測(cè)程序如下：

void Dx2Ix() //根據(jù)AD轉(zhuǎn)換值計(jì)算出Ix10

{ADC (ADC_3Channel_AN2);

Ix10=52*adc_an0_result/(adc_an2_result/10)-60;} //電壓:mV;電阻:k歐;電流:uA

void Ix2Cx(unsigned 2Ix(unsigned long

k, unsigned long b) //根據(jù)電流計(jì)算濃

度，使用該函數(shù)前I*10必須被賦值與D

*21x()配合使用

{ unsigned long temp;

temp=k/10*Ix10;

if(temp<=B)

{ Cx10=0; }

else

{ Cx10=k*Ix10/10-b; } //電壓:mV;電阻:k歐;濃度:mg/dl

把轉(zhuǎn)換后的數(shù)字量數(shù)據(jù)通過曼徹斯特編碼進(jìn)行再處理，得到的有效數(shù)據(jù)流通過差分曼徹斯特編碼轉(zhuǎn)化為國(guó)標(biāo)數(shù)據(jù)通過MIC端口發(fā)送到智能終端上，解碼后的數(shù)據(jù)將通過手機(jī)等智能終端處理顯示出來[6-8]。在手機(jī)軟件端首先進(jìn)行UI初始化操作，恢復(fù)默認(rèn)狀態(tài)，調(diào)節(jié)媒體音量到最大使接收信號(hào)達(dá)到最大振幅狀態(tài)，當(dāng)點(diǎn)擊檢測(cè)按鍵時(shí)，發(fā)送指令到MCU，檢測(cè)端開始進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換測(cè)量血糖濃度，把得到的數(shù)據(jù)經(jīng)過曼徹斯特編碼發(fā)送到移動(dòng)終端(手機(jī))上來，手機(jī)APP接收通過MIC發(fā)過來的正弦音頻信號(hào)，采用JAVA編程語言，解碼傳輸數(shù)據(jù)并在UI上顯示出來，簡(jiǎn)易UI如圖7所示。手機(jī)端軟件流程如圖8所示。

圖7 血糖檢測(cè)終端與手機(jī)APP工作實(shí)物圖

圖8 智能手機(jī)應(yīng)用軟件流程圖

4 試驗(yàn)結(jié)果與分析

利用酶電極法檢測(cè)血糖濃度主要在以下幾個(gè)方面做了改進(jìn)：

1) 體積小巧，使用簡(jiǎn)潔。摒棄了傳統(tǒng)測(cè)量方式與大型醫(yī)療機(jī)械的結(jié)合，節(jié)約測(cè)量時(shí)間，把采血樣本放入測(cè)量試紙中，試紙中固化的葡萄糖氧化酶開始發(fā)揮作用通過電化學(xué)反應(yīng)有效的從血糖濃度中釋放電子，大量電子的聚集形成電流，通過檢測(cè)電流的大小直接的反應(yīng)血糖濃度的高低，測(cè)量成本降低。

2)測(cè)量結(jié)果精度高，準(zhǔn)確性好。我們?nèi)?0份不同血糖濃度(2～12 mmol)的采血樣本，每份樣本分為兩份，分別使用智能血糖儀與CX7生物血糖濃度檢測(cè)儀來進(jìn)行測(cè)試。從測(cè)試的數(shù)據(jù)中我們發(fā)現(xiàn)兩者濃度相差原因在于系統(tǒng)設(shè)置比例系數(shù)不同，因此本設(shè)備測(cè)量的結(jié)果基本達(dá)到大型測(cè)量?jī)x器工作要求。結(jié)果對(duì)照如圖9所示。

在整個(gè)系統(tǒng)中檢測(cè)濃度方面試驗(yàn)結(jié)果十分理想，剩下的主

圖9 測(cè)量結(jié)果差異對(duì)比圖

要問題就是通信方面的處理。經(jīng)過多次試驗(yàn)我們發(fā)現(xiàn)同一設(shè)備不宜在短時(shí)間內(nèi)進(jìn)行多次測(cè)量，這是由于轉(zhuǎn)換的數(shù)據(jù)會(huì)占用合泰HT66F26內(nèi)存，無法排除。默認(rèn)情況下此款MCU沒有GC處理器，所以在單次供電中多次測(cè)量后會(huì)造成數(shù)據(jù)紊亂從而導(dǎo)致收發(fā)命令字節(jié)數(shù)發(fā)生問題，結(jié)果出現(xiàn)偏差，而實(shí)際生活中單次供電測(cè)量次數(shù)通常小于5次，不會(huì)對(duì)結(jié)果產(chǎn)生影響，滿足日常生活使用。

5 總結(jié)

在酶電極法檢測(cè)血糖濃度時(shí)候?qū)y(cè)量時(shí)間的取值點(diǎn)要求程度較高，隨著時(shí)間的推移我們測(cè)出的數(shù)據(jù)是發(fā)生變化的，最穩(wěn)定的時(shí)間取值點(diǎn)大約是11 s，之后血糖濃度曲線會(huì)緩慢下降。并且除此之外在跨平臺(tái)通訊中我們測(cè)試大部分手機(jī)通信速率只有1.3 Kbps,只限于對(duì)通信數(shù)量以及通訊速率要求較低的情況，數(shù)據(jù)量過多或者波特率設(shè)置過高會(huì)產(chǎn)生數(shù)據(jù)錯(cuò)位丟失等現(xiàn)象。針對(duì)監(jiān)測(cè)終端與手機(jī)通信的需求，簡(jiǎn)化了兩者的協(xié)議架構(gòu)，對(duì)音頻通信這類非標(biāo)準(zhǔn)數(shù)字通信方式，從設(shè)計(jì)原理、硬件設(shè)計(jì)與優(yōu)化、調(diào)制與解調(diào)、編碼與解碼、傳輸控制等諸多方面提供了解決方案，除此之外該血氧儀能夠借助手機(jī)等移動(dòng)終端強(qiáng)大的網(wǎng)絡(luò)功能實(shí)時(shí)地將測(cè)量數(shù)據(jù)共享到醫(yī)護(hù)系統(tǒng)中，方便記錄與處理。

[1] 周 艷，曾松偉，壽國(guó)忠,等.基于安卓平臺(tái)的糖尿病監(jiān)護(hù)系統(tǒng)的研究及實(shí)現(xiàn)[J]．計(jì)算機(jī)測(cè)量與控制，2017，25(1)：50-53.

[2] 劉 娟，王尚奇，簡(jiǎn)水生．血糖濃度檢測(cè)技術(shù)的最新進(jìn)展[J]．激光生物學(xué)報(bào)，2015，14(5)：393-396.

[3] 張志廣，林 聰，李志剛．基于手機(jī)耳機(jī)接口通信的Mini甲醛氣體檢測(cè)儀[J]．現(xiàn)代電子技術(shù)，2017，40(8)：145-148.

[4] 李 彤，姚子華．電流型酶?jìng)鞲衅鞯难芯窟M(jìn)展[J]．河北大學(xué)(自然科學(xué)版)，2014，24(2)：196-202.

[4] 徐 然．基于音頻接口的移動(dòng)支付讀卡器的設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn) [D].武漢：武漢郵電科學(xué)研究院，2012.

[5] 廖永國(guó)，蔡克家，鐘立剛,等．無創(chuàng)血糖檢測(cè)方法的研究[J]．南開大學(xué)學(xué)報(bào)(自然科學(xué)版)，2005，38(3)：70-72.

[6] 張 琦．便攜式糖檢測(cè)儀的實(shí)驗(yàn)研究[D].天津：天津大學(xué),2005.

[7] Han D, Zhang C, Fan X C, et al. Understanding Android fragmentation with topic analysis of vendor-specific bugs[A]. Reverse Engineering (WCRE), 2012 19thWorking Conference[C]. Kingston, Canada,2012: 15-18.

[8] 湯海濤，王 毅，虞啟璉,等．自我血糖監(jiān)測(cè)儀器(SMBG)的性能及研制進(jìn)展[J]．醫(yī)療衛(wèi)生裝備,2012，9：26-28.