近紅外無(wú)創(chuàng)血糖檢測(cè)系統(tǒng)信號(hào)提取能力的驗(yàn)證

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(cè)試技術(shù)及儀器國(guó)家重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室，天津 300072

引 言

目前，近紅外無(wú)創(chuàng)血糖檢測(cè)技術(shù)的精度仍達(dá)不到臨床應(yīng)用的需求，主要的困難有：人體血糖信號(hào)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(shí)在人體血糖測(cè)量過(guò)程中，存在著復(fù)雜的背景干擾，如儀器漂移、測(cè)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(gè)人血糖濃度檢測(cè)模型的報(bào)道。呂曉鳳等[5]測(cè)量了人體手掌在800～2 500 nm的漫反射光譜，結(jié)合單一個(gè)體的口服糖耐量實(shí)驗(yàn)(oral glucose tolerance test, OGTT)，所得個(gè)人PLS模型的預(yù)測(cè)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(gè)體的血糖濃度數(shù)據(jù)建立的個(gè)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(duì)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(huì)對(duì)近紅外光譜造成較大干擾[7-8]。因此，為了更好地實(shí)現(xiàn)無(wú)創(chuàng)血糖濃度檢測(cè)，測(cè)量系統(tǒng)本身必須具備很高的血糖檢測(cè)能力，并且在控制測(cè)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(píng)估了自行研發(fā)的無(wú)創(chuàng)血糖檢測(cè)系統(tǒng)的血糖檢測(cè)精度，并對(duì)三名健康受試者開(kāi)展了口服糖耐量試驗(yàn)(OGTT)和口服水耐量試驗(yàn)(oral water tolerance test, OWTT)，通過(guò)對(duì)OGTT與OWTT在單一光源-探測(cè)器距離下的測(cè)量光譜數(shù)據(jù)以及對(duì)兩個(gè)光源-探測(cè)器距離下光譜數(shù)據(jù)進(jìn)行差分運(yùn)算得到的差分光譜進(jìn)行比較分析，研究了本測(cè)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(shí)驗(yàn)部分

1.1 裝置

自行研發(fā)的無(wú)創(chuàng)血糖檢測(cè)系統(tǒng)主要由光源、光開(kāi)關(guān)、光纖探頭、檢測(cè)器、采集卡以及計(jì)算機(jī)構(gòu)成，系統(tǒng)示意圖如圖1(a)所示。光源是由6個(gè)超輻射發(fā)光二極管(super luminescent emitting diode, SLD, InPhenix, 美國(guó))組成的光源陣列，其中心波長(zhǎng)分別為1 050，1 213，1 314，1 409，1 550和1 609 nm。配合6個(gè)1×1光開(kāi)關(guān)(FSW1×1-SM-NL，中國(guó)中電三十四所，中國(guó))實(shí)現(xiàn)六個(gè)波長(zhǎng)的分時(shí)測(cè)量。為了通過(guò)差分運(yùn)算消除背景干擾的影響，在光纖探頭上布置了兩個(gè)接收環(huán)，入射光纖位于中心，內(nèi)環(huán)光源-探測(cè)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(shuō)明的是，兩個(gè)檢測(cè)環(huán)的光源-探測(cè)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(cè)器(G12181-210k，Hamamatsu，日本)用于對(duì)接收的漫散射光進(jìn)行光電轉(zhuǎn)換。數(shù)據(jù)采集卡(USB-6210, Nation Instruments, 美國(guó))負(fù)責(zé)將光譜數(shù)據(jù)采集到計(jì)算機(jī)中進(jìn)行存儲(chǔ)。

圖1(a) 無(wú)創(chuàng)血糖檢測(cè)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(cè)精度評(píng)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(jì)算系統(tǒng)的極限檢測(cè)精度，需得到光子在人體皮膚中行進(jìn)的光程長(zhǎng)和儀器信噪比。由于無(wú)法獲得光子在皮膚內(nèi)行進(jìn)的真實(shí)光程長(zhǎng)，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(zhǎng)對(duì)系統(tǒng)檢測(cè)精度做簡(jiǎn)單評(píng)估。

考慮人體皮膚內(nèi)部血液分布特點(diǎn)以及近紅外光對(duì)皮膚的穿透能力，人體血糖測(cè)量應(yīng)以真皮層中的血糖信息為檢測(cè)目標(biāo)。因此，我們通過(guò)蒙特卡洛模擬計(jì)算了在本系統(tǒng)兩個(gè)光源-探測(cè)器距離處出射的漫散射光在人體前臂皮膚真皮層行進(jìn)的平均光程長(zhǎng)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(shū)籍[11]，各層的光學(xué)參數(shù)選自文獻(xiàn)[12]。

圖2 本系統(tǒng)光源-探測(cè)器距離下光子在人體前臂真皮層的平均光程長(zhǎng)

為計(jì)算系統(tǒng)血糖檢測(cè)精度，我們還需得到本系統(tǒng)的在體測(cè)量信噪比。以受試者前臂為測(cè)量部位連續(xù)測(cè)量2 h，測(cè)量過(guò)程中受試者保持空腹?fàn)顟B(tài)。光開(kāi)關(guān)控制下6個(gè)波長(zhǎng)采用時(shí)分測(cè)量模式，每個(gè)波長(zhǎng)測(cè)量3.3 s，因此一條光譜的獲取時(shí)間為20 s，之后對(duì)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(shí)間為1 min。計(jì)算6個(gè)波長(zhǎng)在2 h內(nèi)的1 min信噪比的均值，根據(jù)式(1)計(jì)算系統(tǒng)的極限檢測(cè)精度，計(jì)算結(jié)果見(jiàn)表1。

從表1可知，本系統(tǒng)的內(nèi)外環(huán)的測(cè)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(cè)精度：10 mg·dL-1。外環(huán)處出射光子的平均光程長(zhǎng)大于內(nèi)環(huán)，所以具有更高的檢測(cè)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(gè)波長(zhǎng)處的吸收強(qiáng)度遠(yuǎn)大于前三個(gè)波長(zhǎng)，因此后三個(gè)波長(zhǎng)處的檢測(cè)精度明顯高于前三個(gè)波長(zhǎng)。

表1 系統(tǒng)信噪比及極限檢測(cè)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(yàn)開(kāi)展

為研究系統(tǒng)的血糖檢測(cè)能力和差分處理方法去除背景干擾的能力，我們對(duì)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(jìn)行OGTT和OWTT實(shí)驗(yàn)研究。

實(shí)驗(yàn)開(kāi)始前，須保證每位受試者至少有12個(gè)小時(shí)未進(jìn)食，實(shí)驗(yàn)在9:00 am正式開(kāi)始，測(cè)量部位為前臂，持續(xù)時(shí)間為2 h，期間受試者保持不動(dòng)。每名受試者耗時(shí)2 d完成實(shí)驗(yàn)，第1天開(kāi)展OGTT，第2天開(kāi)展OWTT。為了確保血糖測(cè)量的準(zhǔn)確性，整個(gè)實(shí)驗(yàn)過(guò)程使用靜脈留置針取血并使用3臺(tái)血糖儀(GT-1820, Arkray，日本)來(lái)測(cè)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(cè)量部位盡可能一致。

實(shí)驗(yàn)開(kāi)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(shí)驗(yàn)中獲得24個(gè)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(cè)量結(jié)果分析

首先計(jì)算兩個(gè)光源-探測(cè)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(cè)得的光強(qiáng)值，ΔIi為第i次測(cè)得的光強(qiáng)值與空腹時(shí)刻光強(qiáng)值的差值。然后，計(jì)算三名受試者OGTT以及OWTT測(cè)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(shuō)明測(cè)量過(guò)程中系統(tǒng)狀態(tài)較為穩(wěn)定，各項(xiàng)測(cè)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(yuǎn)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(zhǎng)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(zhǎng)處出現(xiàn)最大，受試者3則在1 213 nm波長(zhǎng)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(zhǎng)分布特性也各不相同，說(shuō)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(cè)量過(guò)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(qiáng)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(duì)光譜的影響，對(duì)兩個(gè)光源-探測(cè)器距離下的光譜進(jìn)行差分處理[9]得差分吸光度光譜Adiff，并計(jì)算差分吸光度變化量ΔAdiff，計(jì)算過(guò)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(guò)差分處理后，三名受試者OGTT差分吸光度變化量的方差遠(yuǎn)大于OWTT，并且都具有類(lèi)似的波長(zhǎng)分布特征：后三個(gè)波長(zhǎng)高于前三個(gè)波長(zhǎng)，與葡萄糖溶液的吸收特性基本一致，這證明本系統(tǒng)測(cè)得的數(shù)據(jù)中確實(shí)包含了血糖濃度信息，且差分處理方法可以有效去除測(cè)量過(guò)程中的背景干擾。此外，不同受試者的單位血糖濃度變化對(duì)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(zhǎng)有較大的差別所致，但該差異明顯小于差分處理前，進(jìn)一步驗(yàn)證了差分處理方法去除背景干擾的能力。

3 結(jié) 論

評(píng)估了自研發(fā)的無(wú)創(chuàng)血糖檢測(cè)系統(tǒng)的血糖檢測(cè)能力，結(jié)果表明系統(tǒng)能達(dá)到較高的血糖檢測(cè)精度。然后對(duì)三名健康受試者實(shí)施了OGTT和OWTT，分析測(cè)得的光譜數(shù)據(jù)可知：在兩個(gè)光源-探測(cè)器距離下OGTT吸光度變化量的方差值遠(yuǎn)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(zhǎng)的分布存在較大的差異；對(duì)兩個(gè)光源-探測(cè)器距離下的光譜進(jìn)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(yuǎn)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(zhǎng)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(wú)創(chuàng)血糖檢測(cè)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。