王曉飛， 唐海濤， 張欣怡

（北京信息科技大學(xué)儀器科學(xué)與光電工程學(xué)院，北京100192）

0 引 言

隨著2008年中國迎來黃金10年的發(fā)展，中國人民的收入水平不斷提高，物質(zhì)生活水平隨之迎來巨大飛躍。得益于中國近些年的飛速發(fā)展，中國擁有龐大的中等收入及以上家庭，但也因此糖尿病病患人數(shù)增長率逐年升高［1］。因此在實(shí)時血糖監(jiān)測方面需要更實(shí)用、便攜、高精度的新技術(shù)新方法?，F(xiàn)有很多無創(chuàng)血糖的光學(xué)檢測方法［2-5］，其中最理想的方法為生物醫(yī)學(xué)光譜學(xué)方法中的近紅外光譜法［6-7］。

基于近紅外光的血糖檢測方法早在上世紀(jì)70～80年代，由Kaiser和Jobsis等最先提出。研究表明，血液中的血紅蛋白在近紅外的波段有吸收特性和明顯的吸收峰［8］。再通過對脈搏波的幅值進(jìn)行測量，可以獲得很多人體生理狀況信息，從此為這一領(lǐng)域的發(fā)展奠定了基礎(chǔ)。

1 實(shí)驗原理

采集指尖光電容積脈搏波［9］，對其進(jìn)行分析從而預(yù)測人體血液的成分。該方法使用動脈血液的吸光度作為模型建立的基礎(chǔ)，能夠有效地消除個體差異對測量結(jié)果的影響，同時降低由外部測量環(huán)境而帶來的變化。

1.1 光電容積脈搏波描記法（Photo Plethysmo Graphy，PPG）

如圖1所示，PPG是借助光電手段對人體組織中血液容積變化進(jìn)行檢測的一種無創(chuàng)檢測手段［10］。當(dāng)使用特定波長的光對人體進(jìn)行照射時，光源發(fā)出的光通過手指衰減后穿透手指被光電二極管接收。皮膚、骨骼等人體組織對于光的吸收遮擋作用是相對恒定的，人體血管會隨心臟的變化產(chǎn)生周期性收縮，血液容積隨之改變［11］。

圖1 光電容積脈搏波示意圖

1.2 朗伯-比爾定律

朗伯-比爾定律是無創(chuàng)血糖檢測的主要依據(jù)，是吸收光譜的基本定律，也是對近紅外光進(jìn)行定量分析的理論基礎(chǔ)［12］。

當(dāng)溶液被一束光照射時，溶液對入射光的吸收程度與光的波長，溶液的濃度、厚度有關(guān)。入射光為單色光，在濃度一定的情況下，溶液對光的吸收程度與介質(zhì)厚度成正比；當(dāng)溶液介質(zhì)厚度一定時，溶液對光的吸收程度與濃度成正比。同時考慮物質(zhì)的濃度和厚度時，吸光度用朗伯-比爾定律表示為［13］：

式中：A表示吸光度；I0表示入射光強(qiáng)；It表示出射光強(qiáng)；T為透射率；ε為摩爾消光系數(shù)；c為被測溶液濃度；d為光程或吸收介質(zhì)厚度；其中比例常數(shù)與介質(zhì)的ε性質(zhì)、入射光波長等因素有關(guān)。在已知ε的前提下，當(dāng)d已知或固定時，則可根據(jù)吸光度A求出濃度c［14］。

當(dāng)被測溶液為混合物時，存在多個對樣品有吸收作用的物質(zhì)，用i表示物質(zhì)的個數(shù)，被測樣品的物質(zhì)各組分之間仍滿足朗伯-比爾定律，可表示為

根據(jù)朗伯-比爾定律以及光電容積脈搏波的產(chǎn)生原理（見圖1），I0穿過人體組織后，光電探測器接收到最大光強(qiáng)Imax時吸光度用Amax表示，接收到最小光強(qiáng)Imin時吸光度用Amin表示，lmax和lmin分別表示在接收到最大光強(qiáng)和最小光強(qiáng)時的平均光路長，λ為入射光波長吸光度，可以表示為：

根據(jù)光強(qiáng)的最大值和最小值，可以計算得到在特定波長下的吸光度差［15］，即：

式中：A（λ）為波長λ對應(yīng)的動脈血液吸光度值為在波長λ下第i個對光有吸收作用的物質(zhì)，物質(zhì)的濃度用c表示；ΔA（λ）為波長λ下的吸光度差；Δl為最大充盈狀態(tài)下的等效光程長［16］。

2 無創(chuàng)血糖檢測系統(tǒng)設(shè)計

實(shí)驗平臺系統(tǒng)框圖如圖2所示，主控芯片采用ARM公司的STM32F103C8T6。通過單片機(jī)I/O口控制繼電器開合控制發(fā)光二極管（Light-Emitting Diode，LED）通斷。LED波段首次使用了近紅外光波波段。PD（Photo Diode）接收到的信號通過前級跨導(dǎo)放大器實(shí)現(xiàn)I-U轉(zhuǎn)換，電壓信號通過濾波放大后進(jìn)入ADC。

圖2 系統(tǒng)框圖

屏幕選擇800×480分辨率的電阻屏，通過串口實(shí)現(xiàn)與ARM通信，屏幕可以實(shí)時顯示脈搏波波形，并將血糖真值輸入到ARM。EEPROM芯片選用ATMLH917芯片，大小為256K-Bit，IIC通信方式。以及通過I/O口控制蜂鳴器工作，蜂鳴器在采集過程中開啟，提示受試者保持穩(wěn)定的姿態(tài)。

3 軟件設(shè)計

程序流程圖如圖3所示。串口屏通過串口將指令發(fā)送到ARM，通過識別協(xié)議的首位的值，選擇將要執(zhí)行的程序。預(yù)測模式表示輸入測量值，根據(jù)已有的樣本數(shù)據(jù)通過最小二乘法擬合的曲線，得出預(yù)測值并顯示。采集模式中，開始采集后屏幕實(shí)時顯示脈搏波波形，采集完成后，通過鍵盤輸入由有創(chuàng)血糖儀測得的真值，并傳回單片機(jī)。也可通過屏幕對數(shù)據(jù)進(jìn)行保存或刪除操作。輸入血糖首先要根據(jù)協(xié)議判斷輸入的位數(shù)，再判斷小數(shù)點(diǎn)所在位置。

圖3 工作程序流程圖

4 實(shí)驗數(shù)據(jù)采集及分析

脈搏波信號的頻率為0.7～3.0 Hz，硬件上采用4階巴特沃斯低通濾波器濾去高頻噪聲。為了能更準(zhǔn)確地提取特征信息，應(yīng)盡可能提高采樣率，所以將定時器設(shè)置為2 ms進(jìn)行一次中斷，每進(jìn)一次定時器中斷就采集1個點(diǎn)，即采樣率為500 Hz。圖4為經(jīng)過處理后的脈搏波信號，可以看出其形態(tài)比較完整并且干擾噪聲不明顯。

圖4 脈搏波信號

用于血糖預(yù)測的數(shù)據(jù)中，所采集到的數(shù)據(jù)在低血糖范圍內(nèi)一組，相對誤差為12.2%；正常血糖范圍內(nèi)51組，平均相對誤差為3.5%；高血糖范圍內(nèi)14組，平均相對誤差為7.6%。實(shí)驗所采集的被測者在日常生活中血糖處于正常范圍內(nèi)，采集的數(shù)據(jù)處于血糖正常范圍的數(shù)據(jù)量最多，用于建立預(yù)測模型的數(shù)據(jù)大部分為正常血糖范圍內(nèi)且數(shù)據(jù)分布較為均衡，因此，在正常血糖范圍內(nèi)的預(yù)測結(jié)果最為準(zhǔn)確，相對誤差最小。對于不同被測者，日常血糖濃度分布范圍會存在差異，預(yù)測模型建立時用于訓(xùn)練的數(shù)據(jù)普遍處于何種范圍內(nèi)，會對不同范圍的預(yù)測結(jié)果產(chǎn)生影響。通過建立模型，分別將采集模式下的數(shù)據(jù)作為訓(xùn)練集，作為模型的訓(xùn)練樣本，預(yù)測模式下的數(shù)據(jù)作為預(yù)測集，用于驗證預(yù)測模型精度。預(yù)測集數(shù)據(jù)通過模型進(jìn)行運(yùn)算，得到預(yù)測結(jié)果如圖5所示，其中紅色表示血糖真實(shí)值，藍(lán)色表示血糖預(yù)測值。為方便觀察，將所有數(shù)據(jù)按照血糖濃度高低進(jìn)行排序。

圖5 預(yù)測集預(yù)測結(jié)果

根據(jù)預(yù)測結(jié)果可得到預(yù)測集相關(guān)系數(shù)為0.976，均方根誤差為0.357。血糖預(yù)測值相對誤差如圖6所示。

圖6 血糖預(yù)測值相對誤差

5 結(jié) 語

根據(jù)國家質(zhì)量監(jiān)督局發(fā)布的標(biāo)準(zhǔn)，規(guī)定血糖檢測系統(tǒng)準(zhǔn)確率在測量結(jié)果偏差的95%應(yīng)符合血糖濃度≤4.2 mmol/L（75 mg/dL）的情況下，允許偏差不超過±0.83 mmol/L（±15 mg/dL），血糖濃度＞4.2 mmol/L（75 mg/dL）的情況下，允許偏差不超過±20%。無創(chuàng)血糖檢測系統(tǒng)預(yù)測結(jié)果相對誤差為±15%，滿足國家標(biāo)準(zhǔn)。通過上述實(shí)驗及數(shù)據(jù)分析，無創(chuàng)血糖檢測系統(tǒng)能夠穩(wěn)定運(yùn)行，得到良好的預(yù)測結(jié)果，達(dá)到了系統(tǒng)的設(shè)計要求，驗證使用此種方法進(jìn)行無創(chuàng)血糖檢測的可能性。