基于AT89C51单片机便携式血糖仪的设计

1、 摘要糖尿病是一种常见的非传染却严重危害人类健康的慢性疾病，现代医学还没有根治糖尿病的方法，对患者的血糖浓度进行频繁的测定是延缓糖尿病及其并发症的重要手段。本文设计了一种以AT89C51单片机为核心，采用酶电极试纸作为传感器来检测血糖浓度的便携式仪器。在总结前人工作的基础上，提出了本文的总体设计方案、系统目标及设计要求，重点分析了弱电流信号的检测设计实现方法。硬件模块的设计主要是根据需要进行硬件选型，包括MCU模块、电流检测、信号的传输和放大模块、显示模块等。系统的软件设计方案中主要子程序有:液晶显示子程序、A/D转换子程序等。最后给出本系统最关键的部分：血糖值和电流值、以及与最后显示数值之间

2、的关系式。整体设计结果表明：该血糖仪具有操作简单、测量方便等特点，十分适合糖尿病患者在家中实施血糖测试。最后，在回顾全文的基础上针对本次所设计的血糖仪所存在的一些缺点和不足，指出了便携式血糖仪的发展趋向及有待进一步解决的问题，并对未来的发展进行展望。关键词：血糖检测，酶电极，弱电流信号的检测，便携式血糖仪，单片机DESIGNOFPORTABLEBLOODGLUCOSEMETERABSTRACTDiabetesmellitusisachronicdiseaseofcommonnoninfectiousbutserioushazardstohumanhealth;Modemmedicinehasn

3、ocureways.Frequentlymeasuringbloodglucoseconcentrationsisanimportantmeansofcontrollingdiabetes.Thisthesisdesignsaportableintelligentdevicefordetectingbloodglucoseconcentration,inwhichanAT89C51microcontrollerisusedasaCPUandanenzymeelectrodepaperasasensor.Onthebasisofconclusionsofpreviouswork,theovera

4、lldesignideas,thesystemobjectivesanddesignrequirementsareputforwardbyfocusingonanalysisoftheweakcurrentsignaldetection.Anotherchaptermainlyintroduceshardwareselectionandfunctionofthevarioushardwaremodules,includingMCUmodule,currentdetectionmodule,signaltransmissionandamplificationmodules,displaymodu

5、leetc.SystemsoftwaredesignmainsubroutinesincludingLiquidcrystaldisplayasubroutine、A/Dconversionsubroutinesetc.Themostimportantpartofthesystemthatistherelationshipofbloodglucoselevelandcurrentvalueisgiven.Theresultsshowedthat，themeterissimple,convenient,whichisverysuitablefordiabeticstoimplementblood

6、glucosetestingathome.Finally,onthebasisofthethedisadvantagesofthemachine,whichhasbeendesignedbyme,thisthesispointsoutthefurtherdevelopmenttrendsandissuesforportablebloodglucosemeterThefuturewillopenoutbrightprospectsfortheapplicationofportablebloodglucosemeterKEYWORDS：Bloodglucosemeasurement,Enzymee

7、lectrode,Theweakcurrentsignaldetection,Portablebloodglucosemeter,MCU目录TOC o 1-5 h z前言6 HYPERLINK l bookmark16 第一章绪论7 HYPERLINK l bookmark18 1.1选题背景及研究意义7 HYPERLINK l bookmark20 1.2便携式血糖仪概述81.2.1便携式血糖仪的发展81.2.2便携式血糖仪的分类9 HYPERLINK l bookmark22 1.3血糖检测技术101.3.1血糖微创检测101.3.2血糖无创检测121.3.3血糖动态监测14 HYPERL

8、INK l bookmark24 1.4传感器类型141.4.1经典葡萄糖酶电极141.4.2介体葡萄糖酶电极151.4.3直接葡萄糖酶电极15 HYPERLINK l bookmark26 第二章血糖仪的整体设计16 HYPERLINK l bookmark28 2.1方案总体设计16 HYPERLINK l bookmark30 2.2主要器件介绍16 HYPERLINK l bookmark32 第三章系统硬件电路设计18 HYPERLINK l bookmark34 3.1信号前置通道设计与仿真183.1.1弱电流信号的检测设计183.1.2电压放大模块203.1.3滤波电路设计243

9、.2以单片机AT89C51为核心的控制电路设计273.2.1AT89C51介绍27 HYPERLINK l bookmark38 3.2.2ADC0808介绍30 HYPERLINK l bookmark40 3.2.3LCD液晶显示简介31 HYPERLINK l bookmark42 第四章系统软件设计33 HYPERLINK l bookmark44 4.1软件总体设计33 HYPERLINK l bookmark46 4.2单元模块设计344.2.1单片机初始化344.2.2AD转换程序设计354.2.3血糖值显示及报警程序设计36 HYPERLINK l bookmark62 第五章

10、血糖仪的调试与仿真37 HYPERLINK l bookmark64 5.1系统软件编译、链接37 HYPERLINK l bookmark66 5.2软、硬件联调37 HYPERLINK l bookmark68 5.3仿真中出现的问题及解决办法38 HYPERLINK l bookmark70 第六章PCB板制作39结论41 HYPERLINK l bookmark74 参考文献42致谢44附录45 -LX.1前言糖尿病是继心血管和肿瘤之后的第三大非传染性疾病，已成为严重威胁人类健康的世界性公共卫生问题。糖尿病发生后，引起糖、蛋白质、脂肪、水和电解质等一系列代谢紊乱，进而导致各种严重的并发

11、症，包括糖尿病性心脑血管病、糖尿病性肾病、糖尿病性眼病、糖尿病性神经病变等等。因此，我们需要积极研发更先进的医疗器械来预防、控制和治疗糖尿病及其并发症。近十年来，医院内几乎所以科室均备有便携式血糖仪，不仅为患者和临床医生提供动态数据，而且可以为医生调整药物剂量的依据。本设计主要是根据血糖值检测原理，采用AT89C51单片机控制的血糖仪，采用ADC0808高精度转换和显示质量高、体积小、重量轻、功耗低的液晶显示；用生物传感器葡萄糖氧化酶电极进行血糖测试，实现血糖异常时及时发出警报的功能。血糖仪的设计思路是采用酶电极法对血糖进行采集。在测试电极两端加0.5V的电压，这个电压要保持恒定，不能随葡萄糖

12、浓度的变化而变化。当滴入血样之后，血液中的葡萄糖在氧化酶的作用下与氧反应产生微电流信号，由于此信号非常小，不便于测量，所以通过硬件电路将其转换为电压信号，该电压信号通过放大器进行放大和硬件滤波处理，再通过AD转换器将模拟信号转换为可以被CPU处理的数字信号，输入单片机并对其进行软件滤波，进而对读取的数据进行处理、转换，换算成血糖含量数据，结果通过LCD显示出来。总之，血糖仪正朝着多功能，伤害小，便携式，测量精确度更高等的方向快速发展。第一章绪论1.1选题背景及研究意义糖尿病(DM，DiabetesMellitus)是一种常见的慢性非传染性疾病，是由遗传和环境因素相互作用而引起的临床综合征(慢性

13、、全身性、代谢性疾病)，是终生性疾病1。由人体内胰腺分泌胰岛素缺乏，或因胰岛素功能失调所至。这种功能失调导致血中葡萄糖浓度增高，从而危及体内诸多系统，特别对血管系统和神经系统影响最大。中国心血管报告公布的数据显示，近20年来，中国糖尿病患病率成倍增长，目前中国约有2000多万糖尿病患者，耐糖量低减者2000万，中国已经成为全球糖尿病患者人数第二大国，仅次于印度。据世界卫生组织预计，到2025年,全球成人糖尿病患者人数将增至3亿，而中国糖尿病人数已居世界第3位，未来50年内糖尿病仍是中国一个严重的公共卫生疾病问题。分析发现，在人类基因和不良饮食习惯的影响下，年龄、肥胖症、糖尿病家族史、高血压、高

14、血脂症、低收入、日常体育锻炼不足已是糖尿病及代谢综合征主要危险因素，在加强健康普及教育的同时，系统地开发抗糖尿病新药和新剂型,积极研发更先进的医疗器械来预防、控制和治疗糖尿病及其并发症具有积极的意义。血糖浓度是反映病情状况的一个重要指标，经常性地进行血糖测量可及时把握病情变化并及早采取治疗措施2。严格控制血糖到接近正常水平，比一般的控制血糖，可使慢性并发症减少约2/3。因此，血糖监测对于糖尿病患者是非常重要的3。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4。中国医学科学院医学信息研究所杨国忠研究员指出：“随着疾病谱

15、、医学模式和医疗方式的改变，一些适用于社区、面向家庭的便携式监测和治疗装置将成为市场需求最多的医疗器械产品。目前我国医疗方式已经开始从单纯对疾病的院内治疗，逐步转向院前预防、急救，院内诊断、治疗，院外监测、康复以及日常家庭医疗保健等多元化、多层次的现代化医疗保障体系。因此适于基层社区医生应用的，可以面向家庭的便携式监测和治疗装置，将成为市场需求最多的医疗器械产品5。未来医学模式将由单纯的治疗型逐渐向治疗与预防保健相结合的模式转变，特别是随着个人健康意识增强，性能良好、使用方便的用于家庭的预防治疗设备、健康自我检测设备将成为家庭中新的“家电”。1.2便携式血糖仪概述1.2.1便携式血糖仪的发展由

16、于糖尿病患者的不断增多，实时的血糖自我监测变得越来越重要，伴随着现代科学技术的不断发展，快速血糖仪也经历了一个从无到有，并不断发展的阶段。自1968年汤姆克莱曼斯发明血糖仪至今，一共经历了五个发展阶段：第一个阶段是水洗式血糖仪，它的操作过程比较复杂，检测前首先要在试纸上滴入血样，一分钟后把试纸放入水中冲洗，去除血样中的红细胞，然后再把试纸放入仪器中测试并得出测试结果；第二个阶段是擦血式血糖仪，它不需要用水冲洗试纸，当血样滴入试纸，产生反应后将试纸上的血细胞擦去即可进行测试，与水洗式血糖仪相比，擦血式血糖仪的体积更小，更方便患者操作，但它仍需要采集较多的血样，同时需要等待60秒左右才能完成一次检

17、测；第三个阶段是比色法血糖仪，常用的比色法有两种，即目视比色法和光电比色法，相对于目视比色法，光电比色法具有更高的测量精度，测量时，首先将血样滴入试纸，待反应后试纸的颜色将发生改变，通过光电法测量其吸光度，根据郎伯一比尔定律即可求出血糖浓度，它的优点是操作简单，测量结果准确；第四个阶段是电化学法血糖仪，包括葡萄糖氧化酶电极测量法和葡萄糖脱氢酶电极测量法，它们的共同特点都是将血样中的葡萄糖同试纸中的酶进行电化学反应，反应过程中产生电子，通过一定激励电压，产生定向电流，通过测定电流大小来测量血糖浓度。由于葡萄糖脱氢酶除了与血糖反应外还可以和人体中的麦芽糖、半乳糖等反应，对测量血糖造成一定程度的误差

18、，因此多采用葡萄耱氧化酶电极测量法，它的测量时间大大缩短，而且测量精度高，目前市场上的血糖仪多采用此种方法；第五个阶段是微采血量、多部位采血血糖仪，此种血糖仪颠覆了传统的仅能手指采血的缺点，它可以在四肢，手掌等多部位进行采血，采血量降低到了0.3微升，这种几乎不会感觉到疼痛的血糖仪必将在未来成为血糖仪市场上的主流产品。纵观血糖仪历史的五个阶段可以发现，血糖仪正朝着体积越来越小，操作越来越简单，越来越方便患者，精度越来越高，采血量越来越少方向发展。据了解美国雅培公司最新首创了目前世界上最先进的血糖检测技术生物电感应技术，新一代的血糖仪已经进入了多功能时代，未来的血糖仪将不仅仅可以测量人体血糖，它

19、还将可以测量人体血酮、血压、尿酸等。1.2.2便携式血糖仪的分类血糖仪自1968年由汤姆克莱曼斯发明至今，血糖仪经历了不同的技术发展阶段，出现了采血便携血糖仪、动态血糖仪、表式血糖仪等等不同原理的血糖仪，目前广大糖尿病患者大部分购买的都是便携式血糖仪。一、按工作原理分类从工作原理上便携式血糖仪分为两种，一种是光电型，一种是电极型。光电血糖仪有一个光电头，但探测头暴露在空气里，很容易受到污染，影响测试结果，使用寿命比较短，一般在两年之内是比较准确的，两年后需要定期做校准；电极型的测试原理比较科学，电极口内藏，可以避免污染，并且测试的精读比较高，正常使用的情况下，不需要校准，寿命长。二、按测糖方式

20、分类目前市场上常见的血糖仪按照测糖技术可以分为电化学法测试和光反射技术测试两大类。前者是酶与葡萄糖反应产生的电子再运用电流记数设施，读取电子的数量，再转化成葡萄糖浓度读数。后者是通过酶与葡萄糖的反应产生的中间（带颜色物质），运用检测器检测试纸反射面的反射光的强度，将这些反射光的强度转化成葡萄糖浓度。三、按采血方式分类现在多数血糖仪都是破损型的，就是需要采血来测定血糖值。采血型的便携式血糖仪从采血方式上有两种，一种是滴血式（也叫抹血式），一种是吸血试。滴血式的血糖仪一般采血量比较大，疼痛感很强，患者比较痛苦。这一类型的血糖仪采血量要掌握好，如果采血偏多，会影响测试结果，如果采血量不够，操作失败则

21、会浪费试纸，这种血糖仪多为光电式的。吸血式的血糖仪，试纸自己会控制血量，不会因为血量的问题出现偏差，操作方便，用试纸采血的部位轻触血滴的液面即可。1.3血糖检测技术血糖检测仪自1968年由国外研究人员TomClemens发明至今，已经历了有创、无创、连续动态检测的阶段，并向检测治疗一体化的方向发展。随着血糖检测仪性能的不断改进，其准确性大大提高，其中连续动态血糖检测仪可以更好地指导临床用药，必将大幅提高糖尿病的治疗效果。血糖测量仪器有多种多样，按检测时受创伤的程度可分为接触痛苦式血糖检测仪，近无伤害血糖浓度检测仪和无创伤血糖浓度检测仪。血糖传统检测方法是从体内抽取血液进行生化分析，这属于有创检

22、测，不仅给病人带来痛苦，而且容易造成各种体液传染性疾病传播。近年来出现的无创检测技术及连续监测技术进行血糖浓度检测的新技术，这种方法改变了传统检测方法的弊端，使用方便。1.3.1血糖微创检测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6。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

23、萄糖的含量。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7。图1-1葡萄糖氧化酶电极的结构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8为葡萄糖+O2+H2OIA葡萄糖酸+h2o2（公式1-1）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(0.5V)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

24、电流变化与葡萄糖浓度的这个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。通过精确测量出这些微弱电流，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；而对于不同的浓度的血糖来说，在同一个时间点上，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的核心。血糖是通过试条上的酶转换为能导电的物质并在其上施加一定的电压来产生相应的电流，然后设备检测出这个电

25、流值，再通过相应的计算公式反算成血糖值。电流值与血糖浓度并非成简单的线性关系，而是受多方面因素影响的复杂关系。电流值检测的精确与否直接影响测量结果，所加的用于产生电流的电压大小、所使用的试纸条及用于检测的血液量的多寡都会对其产生影响，过多和过少的血量都会影响检测结果。因此，需要在大量的实验下，才能得出比较准确的关系。图1-2电流变化与葡萄糖浓度的关系如图12所示，理想情况下，电流变化与葡萄糖浓度呈线性关系，要确定二者之间的直线系数，可使用样机测得的几组数据，通过对数据进行多次直线拟合，即可得到血糖值和电流值之间的关系图。一般，每一批试纸条有相同的校正代码，反映在图上就是有相同的斜率。拟合的公式

26、为：Y二K*X+K(公式1-2)1o其中，X是电流值，单位为pA,Y是对应的血糖值，单位为mmol/L。根据所测得的浓度和电流平均值的关系拟合出直线确定出相应的系数尼，这里的参数为：K=0.45,K0=2.2,然后再根据所得的式子反算出相应的浓度值，通过比较计算值和所测值，可以算出血糖仪的精度和一致性情况。根据美国糖尿病协会(ADA)的标准，便携式血糖检测仪的血糖检测结果与大型生化检测仪的结果相比，误差在15以内都认为结果准确。而由电流信号与电压信号之间的转换关系:V=I*R其中R设置为IKQ,正常血糖值转化为相应的电流信号的大小范围为520uA，所以其对应的电压大小范围为520mA，再经过前

27、置电路对电压信号的放大作用，最后显示的正常血糖范围为0.52。若显示其它数值，则表明表明血糖异常。1.3.2血糖无创检测无创血糖检测技术是在不损伤皮肤的条件下测量出人体血液中血糖浓度的新方法9。它能解除糖尿病患者经常化验所需要的针刺取血的痛苦，避免病毒通过血液传染的危险。同时它能有效地提高对血糖监测的水平，降低患者的危险。一、采用光学方法测量血糖，这是近年国际上热门的研究课题，目的是为糖尿病患者研制出无创、方便、连续实时监测血糖浓度的便携式监测仪。无创血糖仪的研制给糖尿病患者带来了福音。过去的十几年，出现了许多利用光学原理测量血糖浓度方法：如近红外吸收光谱法，近红外散射光谱法，ART棱镜中红外

28、光谱法，Raman光谱法，声光法，旋光法等，但到目前为止,还没有正式用于临床的无创血糖检测仪。来自德国施瓦本格明德应用科技大学的学生Mackiewicz就设计出了一款名为Lima的新型血糖仪。该设备通过向血液发射红外线来探测血液中的血糖水平。当红外线穿过皮肤进入血液时，就会反射回来并且被感应仪捕捉到，系统就可以通过对捕捉到的红外线的波长和频率进行分析，从而得出准确的血糖浓度数据。使用过程也非常简单，患者只需把手掌放在仪器上面，按下按钮，稍等片刻，就可以知道结果了。这不仅对于晕血和怕疼的糖尿病患者是一大福音，而且能避免扎针引起的感染，也是一件不错的事情。二、采用唾液测量法测量血糖。经医务专家们通

29、过大量的实验研究，证明血糖浓度与唾液中所含的淀粉酶成正比，所以，可以通过测量人体口腔中唾液含淀粉酶的多寡间接地知道血糖的高低。此种方法，可以避免病人因消毒不严而引起的细菌感染；另一方面，由于是无创探测，无痛苦，可以让所有病人都能接受。这种探测方法的成功，除了要求研究高灵敏度、高特异性的试纸外，还应该研究高灵敏度、和高线性度的检测装置。现有处于试验阶段的便携式血糖仪，它通过发光二极管发出一定波长的光，照射在用唾液特殊处理的试纸上，再经线性度和稳定度很好的光敏二极管接收试纸反射的光，然后经一系列处理后，送入显示器显示血糖浓度的相对高低。此仪器目前存在的问题是用唾液检测人体血糖浓度的相对变化荃本呈线

30、性，稳定度和灵敏度较高，操作使用方便。但是从试验数据看出结果有一定的离散性，这可能是主要由于某些元件造成的，仪器要用于临床还需要进一步的改进。这方面的工作仍在继续。另外，美国一个小组研制的方法基于对呼出气体的分析，而澳大利亚某便携式血糖仪小组研制的方法则是对皮肤表面变化的测试。然而，此时两种测试方法都处于研发的早期阶段，眼下还不能提供使用。1.3.3血糖动态监测由于生化分析法和快速血糖仪这种有创或微创技术不能连续动态检测患者的血糖而得不到更接近真实情况。因此，动态血糖监测系统(CGMS)应运而生。动态光谱法可消除个体差异和测量条件对光谱检测的影响。有研究认为，由于动脉的脉动现象，血管中血流量呈

31、周期性变化，血液是不透明液体，光在血液中的穿透性要比在组织穿透小几十倍，因此脉搏的变化可以引起近红外光谱吸光度的变化，所以通过动态光谱记录动脉充盈至最大与动脉收缩至最小时的吸光度值，可以消除个体差异和测量条件对光谱测量的影响，校正模型预测能力，提高光谱检测的精度10-12。动态血糖检测系统是由医疗人员操作，可以监测患者3天的血糖变化，使医生全面了解患者血糖波动类型和走势的装置。一般的动态血糖检测系统包括探头、信息记录器、信息提取器和软件系统。但是，目前，这种血糖检测仪在技术上还不成熟，仍需利用静脉抽血式血糖仪加以校正。综上所述，有创技术和无创技术各有优劣，在一个较长的阶段，两种技术将取长补短，

32、共同发展，但糖尿病的确诊必须以静脉血样分析得出的血糖值作为标准，无创和连续动态式血糖检测仪的准确性必须定期检测校正。总之，有创或微创血糖检测技术发展比较成熟，尽管近年来无创和连续动态式血糖检测技术发展很快，但仍有待继续研究提高。采用无线电波和微波技术测量葡萄糖含量也在进行研究。相信随着科学技术的飞速发展，血糖检测技术将向快速、准确、简便方向提高。1.4传感器类型1.4.1经典葡萄糖酶电极1967年Updik和Hicks首次研制出以铂电极为基体的葡萄糖氧化酶(GOD)电极，用于定量检测血清中的葡萄糖含量。该方法中葡萄糖氧化酶固定在透析膜和氧穿透膜中间，形成一个“三明治”的结构，再将此结构附着在铂

33、电极的表面。在施加一定电位的条件下，通过检测氧气的减少量来确定葡萄糖的含量。由于大气中氧气分压的变化，会导致溶液中溶解氧浓度的变化，从而影响测定的准确性。采用过氧化氢电极作为基础电极，其优点是葡萄糖浓度与产生的H2O2有当量关系，不受血液中氧浓度变化的影响。1.4.2介体葡萄糖酶电极在葡萄糖氧化酶电极中引入化学介体(chemicalmediator)取代O2PH2O，作用是把葡萄糖氧化酶氧化，使之再生后循环使用，而电子传递介体本身被还原，又在电极上被氧化。利用电子传递介体后，既不涉及O2也不涉及H2O2，而是利用具有较低氧化电位的传递介体在电极上产生的氧化电流，在测定葡萄糖时，可以避免其他电活

34、性物质的干扰，提高了测定的灵敏度和准确性。1.4.3直接葡萄糖酶电极第三代生物传感器就是在无媒介体存在下，利用酶与电极间的直接电子传递设计制作葡萄糖传感器。与经典酶电极和介体酶电极相比，既不需要氧分子，也不需要化学介体分子作为电机受体，通常也不需要固定化载体，而是将酶共价键合到化学修饰电极上，或将酶固定到多孔电聚合物修饰电极上，使酶氧化还原活性中心与电极接近，直接电子传递就能够相对容易地进行，从而使电极的响应速度更快、灵敏度更高，真正实现酶的专一和高效催化13。第二章血糖仪的整体设计2.1方案总体设计全面考虑系统的总体目标，进行硬件初步选型，然后确定一个系统的方案，同时考虑软硬件实现的可行性。

35、本系统的设计，采用酶电极法对血糖进行采集。在葡萄糖氧化酶电极两端加0.5V的电压，这个电压要保持恒定，不能随葡萄糖浓度的变化而变化14当滴入血样之后，血液中的葡萄糖在氧化酶的作用下与氧反应产生微电流信号，由于此信号非常小，不便于测量，所以通过硬件电路将其转换为电压信号，该电压信号通过放大器进行放大和硬件滤波处理，再通过AD转换器将模拟信号转换为可以被CPU处理的数字信号，输入单片机并对其进行软件滤波，进而对读取的数据进行处理、转换，换算成血糖含量数据，结果通过LCD显示出来。其中，滤波的目的是去除干扰信号（主要是来自电源和各种因素产生的系统噪声），使得测试更加精确。一般来说，血糖测量至少有如图

36、2.1所示的这些过程组成。2.2主要器件介绍设计中实现信号的有效传输和放大采用的是低功耗,低功率的运算放大器LM324。与单电源应用场合的标准运算放大器相比，它们有一些显著优点。该四放大器可以工作在低到3.0伏或者高到32伏的电源下，静态电流为MC1741的静态电流的五分之一。共模输入范围包括负电源，因而消除了在许多应用场合中采用外部偏置元件的必要性。设计中采用的核心器件是AT89C51。它具有4k字节FLASH闪速存储器，128字节内部RAM，32个I/O口线，2个16位定时/计数器，一个5向量两级中断结构，一个全双工串行通信口，片内振荡器及时钟电路。设计中实现模数转换采用的是八位逐次逼近式

37、A/D转换器ADC0808。它是一种单片CMOS器件，包括8位的模/数转换器、8通道多路转换器和与微处理器兼容的控制逻辑8通道多路转换器，能直接连通8个单端模拟信号中任何一个。设计中系统的输出模块采用的是液晶显示器LM016L，它具有可以直接显示图形、体积小、重量轻、功耗低等特点，适用于便携式仪器的设计。第三章系统硬件电路设计3.1信号前置通道设计与仿真3.1.1弱电流信号的检测设计所谓微弱信号15(本设计中弱电流范围020pA)，不光指信号本身的幅值很小，更强调信号被噪声所淹没。微弱信号检测是一门以高等数学、物理学、模拟电路、数字电路、光电转换器等为基础的综合性技术学科。它采用电子学、物理学

38、、数学、计算机、信息论的方法，研究被测信号的特点和相关性，分析噪声产生的原因和规律，提高系统的信噪比(SNR=S/N)，从强噪声中提取有用的微弱信号。血液与血糖酶反应产生的电流是极其微弱的，通常为几微安到几十微安。由于MCU上A/D转换的是电压信号，而我们所要确定的是电流信号。因此在放大电流信号的同时，还需要将它转换为等效的电压信号。另外，为了节电以及配合实际的试条的要求，血糖仪需要对检测电极加电与否进行控制。这是一个普通的运算放大器，运算放大器的反相端与测量电极相连，当有血样滴进时，反相端通过血糖中的导电物质与“地”相连；放大器的同相端上加的是被控电压。根据运算放大器的特性，当运算放大器处在

39、线性放大状态时，运放的同相输入电压和反相输入电压相等。因此当同相端加上一定值的电压时，反相端即检测电极上也产生等量的电压，当同相端不加电压时，检测电极的电压便也为零；于是通过控制同相端上的电压，就能实现对检测电极加电与否进行控制。当同相端加上一定的正电压后，根据前面的分析，就等效于在血糖上加了等量的电压，也就产生了从检测电极到“地”的电流，这就是要检测的微弱电流I,由运算放大器的理想工作特性知道：IQ0，即xc流向运算放大器反向端的电流几乎为零，故酶电极在恒电位激励下的响应电流IQI。由于运放的反相端输入电流可以忽略，因此便可得到运放的输出x0电压VO：V二V+1*R(公式3-1)oinx其中

40、V。为输出电压，Vin为加在同相输入端的电压，R为反馈电阻的阻值。由式可以看出，电流值已转换为所需的电压值；而且当电阻值R足够大时，也实现了所要的弱电流放大需求。实际中R的值为30K欧，这样信号就从10-6变为10-3级。然后通过A/D转换得到运放输出电压V。的值，再根据公式3-1所推导出来的：I二(V-V)/R求得电流值，最终实现弱电流的检测。oin*1RAT1IItIip:LA寸R：2RAT211745V、SI1L-TCUr2XI图3-2电流信号转换为电压信号电路仿真结果可以看出，该设计很精确的实现了从10口A的电流信号向0.01V的电压信号的转换。3.1.2电压放大模块上述图3-2电流信

41、号转换为电压信号电路己将电流信号成功的转换为毫伏级的电压信号，由于信号十分微弱,为了方便后期对电压信号的处理，电压信号需放大到伏级才可以，为了提高抗干扰能力，本次设计采用了两级放大电路，差动放大25倍和次级放大4倍，总放大倍数为25*4=100倍。三级运放设计与仿真本设计中第一级放大采用了高增益、高输入阻抗、高共模抑制比的同相并联结构的差动放大电路，如图3.3所示。J.A；、：:I、I?.4-L.-R7121=TEXTLM32q-l!-BATSBAT4U2CLM34rEKT-5V=TEKH2QY|tTIKT1k怙一iT亦P.2：1bUWKT=-TEKT*R12*TE：HTh1.1=5l-LU2

42、a1U图3-3差动放大电路图中U1和U2组成同相并联输入第一级放大，以提高输入阻抗。U3为差动放大，作为放大器的第二级。电路中第一级电路具有完全对称形式，这种结构有利于克服失调、漂移的影响。电压放大倍数公式为Ad=-(1+R7/R8)*R11/R10（公式3-2）本设计中，设定三运放放大倍数A=-25。取R5=R6=20K,dR7=R9=12K,R8=1K,R10=R11=R12=R13=1K载入信号,仿真结果如下:DigitalOscilloscope15DChannelA&ouro&BCLDUlf-nJpuOrw-SholOjiwtePofiionifir.斗ChannelCChannel

43、DCharnelD图3-4三运放电路仿真图由图中可以看出放大倍数达到了要求约为25倍二次级放大本次设计中次能放大采用的是同相比例运算电路，电路图如下图3.5所示：BATSBAT6iR1fII-i-U.T=.IJAR1-I-1十R1ZL1IL-JV1/XL图3-5次级放大电路放大倍数为Ad2=1+R16/R15=1+3=4载入信号仿真结果如下:s5:g05Digital0匚illoscopeCliann&lCPosidonPoailiDnCharindBCliaiytalDPcMiionPbshbnFosjclcnSodrcBBCDAjltIo|Cne-Srot|CureorBjIInverl_

44、CiD_I|.|ijpg!21C2：j1S3Ii1出丄1Sourca图3-6次级放大电路仿真图由图可看出放大倍数为4倍,达到了设计要求3.1.3滤波电路设计查阅相关资料得到，血糖信号的有效频率范围是0.08HZ40HZ之间，所以本部分电路设计了截止频率分别为0.08HZ和40HZ的高通和低通滤波器16如下所示：RLT7lPZiTQ1JLJ1n5VziVw1tz兀1-U1ElRD1Q1k-t-F*II且也DdT0n2X、11n.：Toc-n3XCHQTto1IX*=fTl_IUIJZ4f1匚C1LC4=-11-ylTrbfC3.-L-V=A7nf图3-7低通滤波电路图中截止频率为匚二-只二-二代

45、入数据计算得=载入信号源，仿真效果如下：图3-8低通电路仿真图由仿真效果可得，基本达到了设计要求。寸FT叩R23R24金;:如:TL.LM32447nFFTEXP图3-9高通滤波电路CirTEX、XIIRAR：匸出rs匚I7fF、II1T11Ik图中吉二：二一?二二二二277HZ:EHZ载入信号源,仿真效果图如下:图3-10高通电路仿真图由效果图可得,设计基本达到了要求.3.2以单片机AT89C51为核心的控制电路设计3.2.1AT89C51介绍本文采用的单片机芯片是AT89C5117-19。AT89C51是一种带4K字节闪烁可编程可擦除只读存储器(FPEROMFalshProgrammabl

46、eandErasableReadOnlyMemory)的低电压，高性能CMOS8位微处理器，俗称单片机。图3-11AT89C51管脚图一、单片机最小应用系统单片机基本系统即单片机正常工作不可缺少的部分，进行设计都要在此系统基础上进行20。它包括振荡电路，复位电路和电源。二、外接晶振TAL1(19)，XTAL2(18)为外接晶振的两个引脚。接入晶振时，还要接人两个瓷片电容Cl,C2，晶振频率12MHz。三、复位与复位电路上电复位正常后，PC值才为0000H,即指向R0M的0000H单元。此外,专用寄存器SFR中的SP为O7H，即指向片内数据存储器（片内RAM）07H单元，P0P3值为OFFH，其

47、余的专用寄存器值大多为00H。复位电路有开机自动复位和手动复位。3.2.2ADC0808介绍ADC0808是采样分辨率为8位的、以逐次逼近原理进行模/数转换的器件。其内部有一个8通道多路开关，它可以根据地址码锁存译码后的信号，只选通8路模拟输入信号中的一个进行A/D转换21。ADC0808芯片有28条引脚，采用双列直插式封装，如上图所示。各引脚功能如下：15和2628（IN0IN7）：8路模拟量输入端。8、14、15和1721：8位数字量输出端。22（ALE）：地址锁存允许信号，输入，高电平有效。6（START）：AD转换启动脉冲输入端，输入一个正脉冲（至少100ns宽）使其启动（脉冲上升沿使

48、0809复位，下降沿启动A/D转换）。7（EOC）：AD转换结束信号，输出，当AD转换结束时，此端输出一个高电平（转换期间一直为低电平）9（OE）：数据输出允许信号，输入，高电平有效。当A/D转换结束时，此端输入一个高电平，才能打开输出三态门，输出数字量。10（CLK）：时钟脉冲输入端。要求时钟频率不高于640KHZ。12（VREF（+）和16（VREF（-）：参考电压输入端11（Vcc）：主电源输入端。13（GND）：地。2325（ADDA、ADDB、ADDC）：3位地址输入线，用于选通8路模拟输入中的一路。血糖信号经过前置处理电路之后，通过ADC0808的IN0通道进行A/D转换。单片机A

49、T89C51完成对血糖信号的数据采集并进行A/D转换。在AT89C51的周边电路中，除了时钟电路、复位电路外，十分重要的就是A/D转换的参考电压Vref，本设计中Vref=5V。在图中，ADC0808的时钟信号（CLOCK）有AT89C51的ALE端的输出脉冲（其频率为AT89C51时钟频率的1/6）经二分频得到的，选AT89C51的时钟频率为12MHz，则ADC0808的CLOCK端的频率为1MHz，即ADC0808的转换时间约为64us。这里，将ADC0808作为AT89C51的一个并行I/O端口，有地址线P2.0和/WR联合控制ADC0808的STRART和ALE端，低三位地址线加到AD

50、C0808的A,B,C端，所以选中ADC0808的IN0通道的地址为FEF8H。P2.0还和/RD联合控制ADC0808的OE端，来读取数据。3.2.3LCD液晶显示简介图3-15LM016L管脚图一、引脚功能说明LCD采用标准的14脚（无背光）或16脚（带背光）接口，各引脚接口说明如下:第1脚：VSS为地电源。第2脚：VDD接5V正电源。第3脚：VL为液晶显示器对比度调整端，接正电源时对比度最弱，接地时对比度最高，对比度过高时会产生“鬼影”，使用时可以通过一个10K的电位器调整对比度。第4脚：RS为寄存器选择，高电平时选择数据寄存器、低电平时选择指令寄存器。第5脚：R/W为读写信号线，高电平

51、时进行读操作，低电平时进行写操作。当RS和R/W共同为低电平时可以写入指令或者显示地址，当RS为低电平R/W为高电平时可以读忙信号，当RS为高电平R/W为低电平时可以写入数据。第6脚：E端为使能端，当E端由高电平跳变成低电平时，液晶模块执行命令。第714脚：DOD7为8位双向数据线。第15脚：背光源正极。第16脚：背光源负极。二、液晶显示器的显示原理:点阵图形式液晶由MxN个显示单元组成，假设LCD显示屏有64行，每行有128列，每8列对应1字节的8位，即每行由16字节，共16x8=128个点组成，屏上64x16个显示单元与显示RAM区1024字节相对应，每一字节的内容和显示屏上相应位置的亮暗

52、对应。例如屏的第一行的亮暗由RAM区的000H00FH的16字节的内容决定，当（000H）=FFH时，则屏幕的左上角显示一条短亮线，长度为8个点；当（3FFH）=FFH时，则屏幕的右下角显示一条短亮线；当（000H）=FFH，（001H）=00H，（002H）=00H，（00EH）=00H，（00FH）=00H时，则在屏幕的顶部显示一条由8段亮线和8条暗线组成的虚线。这就是LCD显示的基本原理21。第四章系统软件设计软件设计中一个重要的思想就是采用模块化设计，把一个大的任务分解成若干个小任务，分别编制实现这些小任务的子程序，然后将子程序按照总体要求组装起来，就可以实现这个大任务了。这种设计方法

53、对于程序的重复使用和移植显得尤为优越，因为不仅程序结构清晰，而且节约程序存储空间本文即采用了模块化程序设计。初始化是监控程序的重要部分之一，它通常包括硬件初始化和软件初始化两方面。硬件初始化以实现对各硬件资源分配任务，设定其初始状态。软件初始化以免除以后程序执行时产生混乱；为此要对中断、堆栈等安排好。另外，还要对状态变量、系统时钟以及变量存储单元、各软件标志等进行初始化。监控程序的质量直接影响系统的操作和运行，首先介绍软件的总体设计。4.1软件总体设计本便携式血糖仪的软件部分是根据硬件电路的功能模块而实现的，设计了主程序和几个子程序模块。测试流程主要由采样、清屏、写代码、写地址、写数据、读数据

54、、满屏显示、数据显示、延时、数据存储等过程组成，整个系统程序都是采用结构化方式进行设计的。血糖仪的相关子程序包括：AD转换子程序、血糖值显示子程序、液晶显示子程序等。这种通过软件方法来优化系统的设计思想不仅简化了仪器硬件结构，而且降低了仪器功耗、成本和体积。图4-1软件总体设计框图4.2单元模块设计4.2.1单片机初始化首先是单片机初始化，主要对中断优先级，定时/计数器工作方式，开中断和初始化定时器进行初始化。本设计设置外部0优先级高，定义TMOD=0 x12，TMOD结构图如图4-2所示。D7D6D5D4D3D2DIDOGATEC/I11IQGATEC/TIL定睛我1定时器乳TGD工作方式控

55、制寄存耀图4-2方式寄存器TMOD是一个逐位定义的8位寄存器，但只能使用字节寻址的寄存器，字节地址为89H。其中低四位定义定时器/计数器TO，高四位定义定时器/计数器T122。voidmain()TMOD=0 x01;/定时器0，模式1THO=TIMEOH;TL0=TIME0L;TR0=1;/启动定时器ET0=1;/开定时器中断EA=1;/开总中断4.2.2AD转换程序设计4.2.3血糖值显示及报警程序设计该设计中LCD显示转换过后的电压值，计算好的血糖数值进行上下限阈值判断（根据正常人体血糖值范围，将上下限阈值设置为2和0.5）23-25完整程序见附录二第五章血糖仪的调试与仿真5.1系统软件

56、编译、链接在Keil下新建工程，在选择CPU设备窗口中选择ATMEL下的AT89C51在源代码组添加源代码文件（见附录二），调试程序，没有错误后在工程菜单下点击目标设置选项，在输出选项卡下选中产生HEX文件，确定26-28。点击创建目标，软件会编译源程序，并在默认文件夹下生成一个HEX文件。5.2软、硬件联调按附录一所示，连成电路图，将生成的HEX文件加入单片机，仿真结果如下图所示：1mr7R工口xT砂i：i/ncFHI/REF冲030K-.ETftRT0IFT1OUT?oimOUT*01TT5OLTTS0UT7OUTSuac-ircr厂pT&ThfK1OUhWAL=TEsctC8InFCEE

57、图5-1仿真电路图1.r1-Ub*1ULCGLT二7UollaSe：JXTAL1rno/im?n.1LAEdPD2AQ7u*tnFDAADffVDAADE1STVDJLArVV2OfiSIL強PZAflPZAHFZhhUgSJ扎口FZQAl-iPZWA6rnjnii*IDPi.1P3.ini1二T：29jJ.F33TTTIPlI1ruP1JErunP3jvHFI713.?!创；-21CTXEGIS电L*L-恒tdfedi7ECtiTKFJ.有仿真结果可以看出当输入电流为5口A时转化为电压为0.0066V，经过放大滤波之后输出电压为0.66V，对应的血糖值为0.66，理论上血糖值为0.5误差为0

58、.32；当输入电流为10口A时转化为电压为0.01V，经过放大滤波之后输出电压为1V，对应的血糖值为1.17,理论上血糖值为1,误差为0.17；当输入电流为20口A时转化为电压为0.02V，经过放大滤波之后输出电压为2.17V,对应的血糖值为2.17，理论上血糖值为2，误差为0.08；当液晶显示血糖值小于0.5或者血糖值大于2时，发出报警。完整电路见附录一。5.3仿真中出现的问题及解决办法在选择方案时，在硬件设计和调试过程中，有些器件的选择很盲目，例如最初在选择电阻时由于PROTEUS中电阻类型很多，随意的选择并不能实现所要达到的功能,还由于没有考虑到芯片的特性,引脚布局和实际不符，模块的搭配

59、不理想等，以至于在仿真的过程中总是提示错误不能运行，通过寻找合适的器件解决出现的问题。在选择传感器时也一度陷入困境，不知哪一种才能获得最理想的结果，但在雷老师的帮助以及我不断的查阅相关资料下，最终选择了具有良好的灵敏度的酶反应试纸，并且取得了良好的实验效果。在显示时曾一度迷茫在液晶LCD显示还是LED显示，经过老师的建议和自己所查找的资料及各种方案的调试，最终确定为清晰可见的液晶LCD显示。在程序调试的过程中不断地修改，最终实现本次毕业设计所要实现的血糖异常时发出报警。最终的模块是经过各个模块仿真运行无误后才连接到一起进行最终的仿真，其中分模块的优势在于可以分块排查所遇见的问题，方便改正.虽然

60、硬件的调试取得不错的效果，但在实际的调试过程中，远比想象中所要复杂的多，想当然的最终后果是仿真不出效果。由于器件的特性所限，出现一定程度的误差。第六章PCB板制作电路印制电路板（PCB）板的设计对系统的电磁兼容性影响是很大的。在PCB设计29-32中，我们主要采取的措施：一.去耦。每个功能型的重要部件的电源接入端跨接一个100口F的电解电容；每个集成电路芯片旁边放置一个0.01pF的钽电容作为去耦电容。ROM、RAM存储器件的电源线和地线之间直接接入去祸电容。每10片左右的集成电路要加一片充放电电容（钽电容），或称为蓄放电容，可以有效地抑制高频噪声。以上的元件引脚尽量短，去耦电容引脚尽量短。二