孔丹丹，韓同帥，葛 晴，陳文亮，劉 蓉，李晨曦，徐可欣

天津大學(xué)精密測試技術(shù)及儀器國家重點實驗室，天津 300072

引 言

目前，近紅外無創(chuàng)血糖檢測技術(shù)的精度仍達不到臨床應(yīng)用的需求，主要的困難有：人體血糖信號微弱，且葡萄糖分子的近紅外吸收譜帶與人體組織中一些組分的近紅外吸收譜帶相重疊[1]；同時在人體血糖測量過程中，存在著復(fù)雜的背景干擾，如儀器漂移、測量條件變化[2]、人體生理狀態(tài)變化[3]等。因此，多變量回歸分析方法如偏最小二乘(partial least square, PLS)等常被用于從光譜數(shù)據(jù)中提取血糖信息[4]。目前，已有許多使用PLS成功建立了個人血糖濃度檢測模型的報道。呂曉鳳等[5]測量了人體手掌在800～2 500 nm的漫反射光譜，結(jié)合單一個體的口服糖耐量實驗(oral glucose tolerance test, OGTT)，所得個人PLS模型的預(yù)測均方根誤差(root mean square error of prediction, RMSEP)為0.40 mmol·L-1。張洪艷等[6]使用Nexus-870型光譜儀采集了人體手腕處在1 000～5 000 cm-1的漫反射光譜，結(jié)合單一個體的血糖濃度數(shù)據(jù)建立的個人PLS模型相關(guān)系數(shù)高于0.90，校正均方根誤差(root mean square error of calibration, RMSEC)低于0.346 mmol·L-1。

然而，背景干擾對光譜造成的影響往往大于血糖濃度變化引起的光譜響應(yīng)，例如接觸壓力、溫度的改變均會對近紅外光譜造成較大干擾[7-8]。因此，為了更好地實現(xiàn)無創(chuàng)血糖濃度檢測，測量系統(tǒng)本身必須具備很高的血糖檢測能力，并且在控制測量條件盡可能穩(wěn)定的前提下，采用適當(dāng)?shù)臄?shù)據(jù)處理方法消除絕大部分的背景干擾，否則所建立的模型的相關(guān)性很可能僅是由背景干擾信息導(dǎo)致的偽相關(guān)。為此，本工作評估了自行研發(fā)的無創(chuàng)血糖檢測系統(tǒng)的血糖檢測精度，并對三名健康受試者開展了口服糖耐量試驗(OGTT)和口服水耐量試驗(oral water tolerance test, OWTT)，通過對OGTT與OWTT在單一光源-探測器距離下的測量光譜數(shù)據(jù)以及對兩個光源-探測器距離下光譜數(shù)據(jù)進行差分運算得到的差分光譜進行比較分析，研究了本測量系統(tǒng)配合差分處理方法在消除背景干擾、提取葡萄糖信息方面的能力。

1 實驗部分

1.1 裝置

自行研發(fā)的無創(chuàng)血糖檢測系統(tǒng)主要由光源、光開關(guān)、光纖探頭、檢測器、采集卡以及計算機構(gòu)成，系統(tǒng)示意圖如圖1(a)所示。光源是由6個超輻射發(fā)光二極管(super luminescent emitting diode, SLD, InPhenix, 美國)組成的光源陣列，其中心波長分別為1 050，1 213，1 314，1 409，1 550和1 609 nm。配合6個1×1光開關(guān)(FSW1×1-SM-NL，中國中電三十四所，中國)實現(xiàn)六個波長的分時測量。為了通過差分運算消除背景干擾的影響，在光纖探頭上布置了兩個接收環(huán)，入射光纖位于中心，內(nèi)環(huán)光源-探測器距離為0.6 mm，外環(huán)為2 mm，光纖探頭的排布結(jié)構(gòu)示意圖如圖1(b)所示。光纖芯徑為0.28 mm，數(shù)值孔徑為0.23。需要說明的是，兩個檢測環(huán)的光源-探測器距離是根據(jù)以前的工作[9]確定的。近紅外銦鎵砷光電檢測器(G12181-210k，Hamamatsu，日本)用于對接收的漫散射光進行光電轉(zhuǎn)換。數(shù)據(jù)采集卡(USB-6210, Nation Instruments, 美國)負責(zé)將光譜數(shù)據(jù)采集到計算機中進行存儲。

圖1(a) 無創(chuàng)血糖檢測系統(tǒng)結(jié)構(gòu)示意圖Fig.1(a) Schematic diagram of non-invasive blood glucose detection system

圖1(b) 光纖探頭排布結(jié)構(gòu)示意圖Fig.1(b) Schematic diagram of optic fiber probe arrangement

1.2 系統(tǒng)檢測精度評估

根據(jù)修正的朗伯比爾定律，光子在組織中的衰減可用式(1)描述[10]

(1)

(2)

(3)

由式(3)可知，為計算系統(tǒng)的極限檢測精度，需得到光子在人體皮膚中行進的光程長和儀器信噪比。由于無法獲得光子在皮膚內(nèi)行進的真實光程長，因此僅以蒙特卡洛模擬得到的光子在人體皮膚內(nèi)傳播的平均光程長對系統(tǒng)檢測精度做簡單評估。

考慮人體皮膚內(nèi)部血液分布特點以及近紅外光對皮膚的穿透能力，人體血糖測量應(yīng)以真皮層中的血糖信息為檢測目標。因此，我們通過蒙特卡洛模擬計算了在本系統(tǒng)兩個光源-探測器距離處出射的漫散射光在人體前臂皮膚真皮層行進的平均光程長L，結(jié)果如圖2所示，其中人體前臂皮膚各層的厚度取自書籍[11]，各層的光學(xué)參數(shù)選自文獻[12]。

圖2 本系統(tǒng)光源-探測器距離下光子在人體前臂真皮層的平均光程長

為計算系統(tǒng)血糖檢測精度，我們還需得到本系統(tǒng)的在體測量信噪比。以受試者前臂為測量部位連續(xù)測量2 h，測量過程中受試者保持空腹?fàn)顟B(tài)。光開關(guān)控制下6個波長采用時分測量模式，每個波長測量3.3 s，因此一條光譜的獲取時間為20 s，之后對每3條光譜取均值得到平均光譜用于后續(xù)的數(shù)據(jù)處理，故一條平均光譜的獲取時間為1 min。計算6個波長在2 h內(nèi)的1 min信噪比的均值，根據(jù)式(1)計算系統(tǒng)的極限檢測精度，計算結(jié)果見表1。

從表1可知，本系統(tǒng)的內(nèi)外環(huán)的測量極限皆小于等于9.91 mg·dL-1，小于多數(shù)家用血糖儀的檢測精度：10 mg·dL-1。外環(huán)處出射光子的平均光程長大于內(nèi)環(huán)，所以具有更高的檢測精度。此外，葡萄糖分子在近紅外區(qū)域表現(xiàn)出寬波帶吸收特性，在本系統(tǒng)后三個波長處的吸收強度遠大于前三個波長，因此后三個波長處的檢測精度明顯高于前三個波長。

表1 系統(tǒng)信噪比及極限檢測精度Table 1 The SNR and limit detection precision of system

2 結(jié)果與討論

2.1 人體口服水、葡萄糖耐量試驗開展

為研究系統(tǒng)的血糖檢測能力和差分處理方法去除背景干擾的能力，我們對3名健康的受試者(受試者1：女，24歲；受試者2：女，24歲；受試者3：男，27歲)進行OGTT和OWTT實驗研究。

實驗開始前，須保證每位受試者至少有12個小時未進食，實驗在9:00 am正式開始，測量部位為前臂，持續(xù)時間為2 h，期間受試者保持不動。每名受試者耗時2 d完成實驗，第1天開展OGTT，第2天開展OWTT。為了確保血糖測量的準確性，整個實驗過程使用靜脈留置針取血并使用3臺血糖儀(GT-1820, Arkray，日本)來測定血糖值。此外，采用拍照記錄的方式，確保同1名受試者在OGTT與OWTT中測量部位盡可能一致。

實驗開始后首先記錄受試者的空腹血糖值以及空腹光譜數(shù)據(jù)，然后，OGTT要求受試者在3 min內(nèi)攝入300 mL葡萄糖溶液(250 mL水+75 g葡萄糖)，OWTT要求受試者在3 min內(nèi)攝入300 mL水，之后每間隔5 min記錄一次血糖值以及光譜數(shù)據(jù)，每名受試者分別在OGTT、OWTT實驗中獲得24個血糖濃度數(shù)據(jù)以及相同數(shù)量的內(nèi)、外環(huán)光譜數(shù)據(jù)。

2.2 測量結(jié)果分析

首先計算兩個光源-探測器距離處的吸光度光譜變化量，如式(4)

(4)

式(4)中，Ii為第i次測得的光強值，ΔIi為第i次測得的光強值與空腹時刻光強值的差值。然后，計算三名受試者OGTT以及OWTT測試中23組吸光度變化量的方差，結(jié)果如圖3所示。

圖3 吸光度變化量方差(a) 受試者1(血糖最大變化幅度為5.4 mmol·L-1)；(b)受試者2(血糖最大變化幅度為6.6 mmol·L-1)；(c)受試者3(血糖最大變化幅度為5.5 mmol·L-1)

從圖3可知，三名受試者OWTT吸光度變化量的方差值普遍較低，說明測量過程中系統(tǒng)狀態(tài)較為穩(wěn)定，各項測量條件并未發(fā)生太大變化。三名受試者OGTT的吸光度變化量的方差值遠大于OWTT。受試者1的OGTT吸光度變化量的方差在量值上明顯高于其余兩名受試者，并在1 213 nm波長處出現(xiàn)最大值。受試者2的OGTT吸光度變化量的方差在1 550 nm波長處出現(xiàn)最大，受試者3則在1 213 nm波長處有最大值。不同受試者的OGTT吸光度變化量方差值在量值上差別較大，且波長分布特性也各不相同，說明OGTT中光譜的變化一方面與人體血糖濃度變化有關(guān)，另一方面則是由于測量過程中頻繁的取血操作導(dǎo)致受試者身體姿態(tài)和心理狀態(tài)等發(fā)生改變，造成了較強的背景干擾。

2.3 差分處理結(jié)果分析

為了消除背景干擾對光譜的影響，對兩個光源-探測器距離下的光譜進行差分處理[9]得差分吸光度光譜Adiff，并計算差分吸光度變化量ΔAdiff，計算過程如式(5)和式(6)所示

(5)

(6)

圖4 差分吸光度變化量方差(a) 受試者1(血糖最大變化幅度為5.4 mmol·L-1)；(b)受試者2(血糖最大變化幅度為6.6 mmol·L-1)；(c)受試者3(血糖最大變化幅度為5.5 mmol·L-1)

從圖4可知，經(jīng)過差分處理后，三名受試者OGTT差分吸光度變化量的方差遠大于OWTT，并且都具有類似的波長分布特征：后三個波長高于前三個波長，與葡萄糖溶液的吸收特性基本一致，這證明本系統(tǒng)測得的數(shù)據(jù)中確實包含了血糖濃度信息，且差分處理方法可以有效去除測量過程中的背景干擾。此外，不同受試者的單位血糖濃度變化對應(yīng)的OGTT差分吸光度變化量的方差在量值上仍存在差異，這主要是由于受試者間皮膚厚度，組織光學(xué)特性等不同，使得光子在皮膚內(nèi)傳播的光程長有較大的差別所致，但該差異明顯小于差分處理前，進一步驗證了差分處理方法去除背景干擾的能力。

3 結(jié) 論

評估了自研發(fā)的無創(chuàng)血糖檢測系統(tǒng)的血糖檢測能力，結(jié)果表明系統(tǒng)能達到較高的血糖檢測精度。然后對三名健康受試者實施了OGTT和OWTT，分析測得的光譜數(shù)據(jù)可知：在兩個光源-探測器距離下OGTT吸光度變化量的方差值遠大于OWTT，但由于受到背景干擾的影響，不同受試者的吸光度變化量的方差值隨波長的分布存在較大的差異；對兩個光源-探測器距離下的光譜進行差分處理，分析OGTT與OWTT的差分光譜數(shù)據(jù)，結(jié)果表明OGTT差分吸光度變化量的方差值遠大于OWTT，且三名受試者的差分吸光度變化量的方差值隨波長分布特性與葡萄糖溶液的吸收特性基本一致。證明使用自研發(fā)的無創(chuàng)血糖檢測系統(tǒng)配合差分處理方法，能夠有效去除背景干擾，提取血糖濃度信息。