基于STM 8L单片机的微型血糖仪设计与开发

2014-03-10张晓宇

自动化与仪表 2014年4期

张晓宇，田奕

（华北科技学院电信学院，北京 101601）

当今仪表及测量技术日新月异[1-5，9]。糖尿病DM（diabetes mellitus）是一种多病因的代谢疾病，其显著特点是慢性高血糖，同时伴有因胰岛素分泌以及/或者作用缺陷引起的糖、脂肪和蛋白质代谢紊乱症状。血糖浓度是反映病情的一个重要指标，经常进行血糖测量可及时把握病情变化并及早采取治疗措施。因此，血糖监测对于糖尿病患者是非常重要的。使用便携式血糖仪进行测定并记录结果，可了解一日内血糖的波动幅度和平均值，及时发现和处理异常情况，并可作为调整药物治疗的依据。

采用ST公司STM8L系列MCU，设计了一种新型便携式血糖仪。血糖检测电路简单、有效；有人机接口；整体方案微型化，满足低功耗设计；并且满足产品体积需求。

1 工作原理及系统方案

1.1 血糖微创检测原理

血糖检测从有创到微创的发展过程，也是血浆糖测定到毛细血管全血糖测定的发展，目前大多使用葡萄糖生物传感器来检测血糖浓度，按工作原理可分为电化学型、压电型、热电型、光学型等，其中电化学型是血糖检测的主流。大多数上市的血糖仪都是电化学型的测电流葡萄糖传感器。1962年，Clark就提出了葡萄糖生物传感器的原理，他们预示用一薄层葡萄糖氧化酶（GOD）覆盖在氧电极表面，通过氧电极检测溶液中溶解氧的消耗量可以间接测定葡萄糖的含量，如图1所示。

图1 葡萄糖氧化酶电极的结构Fig.1 Structure of glucose oxidase electrode

1968年Updike和Hikcs根据此原理成功地制成了第一支葡萄糖生物传感器。从此以后，基于酶电极的电流型生物传感器得到了迅速的发展。

根据生物电化学原理设计的便携式血糖仪是采用一次性使用的葡萄糖氧化酶印刷电极（即血糖试条）作为传感器，将被测血样滴在试条上，电极上的氧化酶促使血样中的葡萄糖与氧发生氧化还原反应，相关化学反应式为

该反应所产生的电子被导电介质转移给电极，电极在恒定的工作电压（0.5 V或其它）作用下便产生电流。经过一段时间后，酶电极的电流值的大小与血样中葡萄糖浓度呈一定的线性关系，通过检测电流变化与葡萄糖浓度的线性关系达到检测血糖浓度的目的。简单地说就是“施加一定电压于经酶反应后的血液产生的电流会随着血液中的血糖浓度的增加而增加”。通过精确测量这些微弱电流，并根据电流值和血糖浓度的关系，反算出相应的浓度。值得注意的是：即使是某一浓度的血糖在试条产生的电流也会随着时间的变化而变化，一般会随着时间的增加而增加并逐渐趋向稳定；而对于不同浓度的血糖来说，在同一时间点上，电流也随着浓度的增加而增加。所以，在权衡时间和稳定性后，确定某个时间点上的电流值和血糖浓度之间的关系是问题核心。然而，电流值与葡萄糖浓度之间的这种关系并非理想的线性关系，要受到多方面因素影响。影响因子如所加电压的大小及其稳定性、所选用的试纸条、采集的血液量，甚至是采血部位都会影响二者之间的关系。因此，需通过做大量实验，才能得出比较准确的定量关系。因此，在设备开发过程中，借助了大量血糖仪厂家的经验公式。

1.2 系统方案

系统分为血糖检测电路、人机接口电路、USB通信接口电路、电源电路等。控制核心选为意法半导体的STM8L151，它是意法最新推出的超低功耗八位微控制器，采用130 nm工艺及最新超低漏电流工艺，极大的改善包括动态和静态的功耗。运行模式可低到150μA，低功耗模式可低至350 nA。最高运行频率16M，内置4 k～32 k闪存，片内集成12位ADC、DAC、UART、RTC 等外设丰富[6-8]。

系统方案简图如图2所示。血糖检测电路需要MCU输出给葡萄糖氧化酶印刷电极的一个测量电压，然后通过模拟开关控制测量电压加在电极上的时间。测量电路还需要MCU内部1.224 V电压基准输出，经过放大2倍后再送给MCU作为ADC和DAC的参考电压。MCU采用4线SWIM接口进行在线调试或烧写程序。

图2 系统整体方案简图Fig.2 System diagram of the overall scheme

为了使设备能在上位机指令下工作以及测试数据能够方便传出，设计了UART到USB的通信转换接口。利用MCU的UART信号转成USB信号能和PC机连接。人机接口方案采用2个独立按键及COG液晶显示。选用WLO-0088A型号的COG字符型液晶显示器，可显示16×2个5×8点阵的字符。它主要采用动态驱动原理由行驱动控制器和列驱动器两部分组成了90（列）×16（行）的全点阵液晶显示。此显示器采用了COG的软封装方式，通过FPC连接LCD，连接可靠，工作电压为3.3 V，与CPU接口采用I2C串行方式。

2 系统硬件设计

系统硬件设计中，重点介绍血糖检测电路原理、电源设计及USB通信电路设计。

2.1 血糖检测电路

血糖检测电路如图3所示。其中U2是双运放，5、6、7 脚与 R1，R3组成 2 倍放大，把 MCU 输出的参考电压放大为2.448 V后，用来给R2，RT组成的温度测量电路供电，同时再输出给MCU作为ADC/DAC的参考电压。这里RT是50 k热敏电阻，选用型号MF52E-503-3950。

图3 血糖检测电路原理图Fig.3 Blood glucose detection circuit princip le

U2 运放的 1、2、3 脚与 R4，C4及 R28组成电流测量电路，是一个电压跟随器。运放3脚接收来自MCU中DAC输出的标准测量电压，此电压经过L1、C3、D1组成的LC滤波后更加平稳。MCU用2路ADC分别测量运放第2脚电压及第1脚电压，二者之电压差值除以R4的阻值，即流过印刷电极CZ1的电流值。模拟开关U3，U6受MCU的2个GPIO信号ASC1，ASC2控制。ASC1决定施加给印刷电极电压的时间，ASC2切换电流测量电阻的阻值。R22是本部分模拟电路经磁珠与数字地共地。

2.2 电源电路

仪器整体为3.3 V供电，有两路电源，一路是3节7号电池，另一路是当插入USB连接PC机时USB的5 V电源。使用AS1360用作DC-DC变换器。AS1360是一种静态电流极低的LDO，当静态时仅耗电1.2μA。电源电路原理如图4所示。用2个三极管9012控制2个电源VDD1和VDD2，基极用MCU的GPIO控制。VDD1是血糖检测电路供电，VDD2是液晶供电。这样，当设备睡眠时，通过MCU控制所有外设都断电，以使待机功耗最低。

图4 电源电路原理图Fig.4 Princip le diagram of power circuit

2.3 USB通信电路

UART转USB接口电路原理如图5所示。选用CP2102转换芯片，外围电路简单，配置容易。

图5 USB通信电路原理图Fig.5 USB communication circuit principle

其中 C15，C16，C17，C18，R20，R21均为芯片电平转换及复位时需要配置的电阻电容，R30为本部分电路地线经磁珠与设备共地。

3 系统软件设计

3.1 主程序

主程序流程图如图6所示。主程序完成系统初始化后，输出测量电压，然后进入主循环。主循环的工作是：扫描按键并处理，接收上位机指令并处理（来自UART口）。然后，如果设置了检测类型，则判断试条是否插入，如果试条已插入，判断试条是否有效，如果试条有效，判断试条是否滴血，如果已滴血，则进入测试程序。完成测试后，通过UART上传测试结果，并关闭测量电压，刷新显示。最后，判断是否睡眠，如是，退出主循环，进入睡眠状态；否则从开始继续进行主循环。

图6 主程序流程图Fig.6 Main program flow chart

3.2 中断服务程序

设计中采用了TIM1和TIM2两个定时器，用TIM1用作1 s准确定时器，每隔1 s进入一次中断服务程序。TIM1中断服务程序中实现以下功能：用来在MCU某个GPIO上输出秒测试脉冲，还用来做睡眠计时，本产品设计5min无任何操作就进入睡眠状态。当确认已经滴血，开始测试程序时，TIM2开启0.1 s定时器，每隔0.1 s进入一次中断服务程序。TIM2中断服务程序中检测试条插入状态，当检测到试条没有插入，就上报并显示“试条已拔出”。

串口通信也采用中断方式，在串口接收中断服务程序中把收到来自上位机的指令存入接收缓冲区，等待主循环读取并处理。