组织仿体的光学特性对糖信号检测灵敏度的影响分析

引用本文

葛晴, 刘瑾, 韩同帅, 刘文博, 刘蓉, 徐可欣. 组织仿体的光学特性对糖信号检测灵敏度的影响分析[J]. 光谱学与光谱分析, 2024,44(5): 1262-1268.
GE Qing, LIU Jin, HAN Tong-shuai, LIU Wen-bo, LIU Rong, XU Ke-xin. Influence of Medium's Optical Properties on Glucose Detection Sensitivity in Tissue Phantoms[J]. Spectroscopy and Spectral Analysis, 2024,44(5): 1262-1268.
Doi:10.3964/j.issn.1000-0593(2024)05-1262-07 复制到剪切板

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组织仿体的光学特性对糖信号检测灵敏度的影响分析

葛晴, 刘瑾^*, 韩同帅, 刘文博, 刘蓉, 徐可欣

天津大学精密测试技术及仪器国家重点实验室, 天津 300072

*通讯作者 e-mail: liujin@tju.edu.cn

作者简介: 葛晴, 女, 1995年生, 天津大学精密仪器与光电子工程学院博士研究生 e-mail: geqing@tju.edu.cn

收稿日期: 2023-02-17 修订日期: 2023-08-15

基金: 国家自然科学基金项目(81971657)资助

摘要

由于经人体组织的传输光子携带的血糖信号非常微弱, 近红外光谱法测量血糖的灵敏度不高, 难以获得较高的准确度。因此通过优化测量波长、测量距离等尝试提高测量灵敏度的研究一直在进行。然而, 这些研究多倾向于关注血糖引起的组织吸收系数和散射系数的变化, 而忽视了不同部位组织本身的光学特性对灵敏度的影响, 缺乏比较不同部位之间的灵敏度差异。实际上, 组织本身的光学参数会通过影响光程来影响吸收变化、散射变化作用于光强变化的系数的大小, 因此, 综合考虑上述两方面的因素后确定出的血糖测量灵敏度是更合理的。为了探究这种综合作用, 选取2%、 5%、 10%和20%四种浓度的intralipid溶液作为人体组织仿体, 通过蒙特卡洛模拟的方法, 探讨了在1 000~1 660 nm波段, 四种溶液中糖的吸收作用、散射作用和两者综合作用下的糖灵敏度, 以及各部分灵敏度与其本身光学参数的关系。结果表明, 在散射系数最大的20% intralipid溶液中检测到的糖信号也最强。据此, 该研究将为部位优选提供依据, 以获得较大的糖灵敏度。同时, 对1 000~1 660 nm波段内的糖信号进行分析, 发现在1 000~1 350 nm波段, 糖引起的吸收作用基本可以忽略, 信号的差异主要来自于散射的变化; 而在1 350~1 660 nm, 散射和吸收共同作用, 其中散射的贡献大于吸收, 散射最优的测量波长在1 450 nm附近; 而考虑散射和吸收的共同作用时, 最优的测量波长在1 400 nm附近。最后, 为了验证理论分析的有效性, 对四种溶液进行了实验, 采用了1 000~1 660 nm波段中的六个典型波长, 结果表明四种溶液中糖信号最大的检测波长均为1 409 nm, 且在20% intralipid中的糖信号灵敏度最大, 说明实验结果与理论分析吻合较好。综上, 该研究可为人体无创血糖检测合适的测量部位、合适的波长选择提供借鉴。

关键词: 近红外光谱法; 无创血糖测量; 散射介质; 蒙特卡洛模拟

中图分类号:O433.1 文献标志码:A

Influence of Medium's Optical Properties on Glucose Detection Sensitivity in Tissue Phantoms

GE Qing, LIU Jin^*, HAN Tong-shuai, LIU Wen-bo, LIU Rong, XU Ke-xin

State Key Laboratory of Precision Measuring Technology and Instruments, Tianjin University, Tianjin 300072, China

*Corresponding author

Abstract

Due to the extremely weak blood glucose signal carried by photons transmitted through human tissues, the sensitivity of near-infrared spectroscopy for measuring blood glucose is low, making it difficult to achieve high accuracy. Therefore, ongoing research has attempted to enhance sensitivity by optimizing measurement wavelengths, distances, and other factors. However, these studies have often focused on variations in tissue absorption and scattering coefficients caused by blood glucose while neglecting the impact of the optical properties of the measured tissue itself on sensitivity. They lack comparisons between different anatomical locations to optimize measurement sites. The optical parameters of the tissue itself affect absorption and scattering changes through their influence on optical path length, affecting the coefficient of the interaction between scattering and intensity changes. Therefore, a more reasonable approach is to comprehensively consider both factors when determining glucose measurement sensitivity. This study selected four concentrations of intralipid solution (2%, 5%, 10%, and 20%) as tissue phantoms to simulate human tissue. Using Monte Carlo simulation, the study investigated glucose sensitivity within the 1 000~1 660 nm wavelength range, considering glucose's absorption, scattering, and combined effects in the four solutions. The study also explored the relationship between the sensitivity of each component and its optical parameters. The results indicate that the strongest glucose signal was detected in the 20% intralipid solution, which had the highest scattering coefficient. Based on this, the study provides a basis for site selection to achieve higher glucose sensitivity. Additionally, analyzing glucose signals within the 1 000~1 660 nm wavelength range, it was found that in the 1 000~1 350 nm range, the absorption effect of glucose could be generally ignored, and signal differences mainly stemmed from changes in scattering. In the 1 350~1 660 nm range, scattering and absorption jointly influenced the signal, with scattering contributing more significantly. The optimal measurement wavelength for scattering was around 1 450 nm while considering the combined effects of scattering and absorption, the optimal measurement wavelength was around 1 400 nm. Finally, to validate the theoretical analysis further, measurement experiments were conducted on the four solutions using six typical wavelengths within the 1 000~1 660 nm range. The results showed that the wavelength with the highest glucose signal in all four solutions was 1 409 nm, and the sensitivity of the glucose signal in the 20% intralipid solution was the highest. It indicates good agreement between experimental results and theoretical analysis. This study provides valuable insights for selecting appropriate measurement sites and wavelengths for non-invasive blood glucose detection in the human body.

Keyword: Near-infrared spectroscopy; Noninvasive blood glucose measurement; Scattering medium; Monte Carlo simulation

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引言

2022年, 全世界的糖尿病患者已超过5.37亿^[1]。对于他们而言, 无创伤的血糖检测一直是他们的期待。基于近红外光谱法的血糖检测是一个有前景的无创方法, 采用两个或多个光源-探测器距离进行差分测量的方法^[2], 可以有效地提高活体光谱采集的稳定性, 也是目前该领域多采用的测量形式。

以往的研究中, 有些侧重于利用糖的吸收进行血糖测量^[3], 其原理是糖分子在1 100~1 300 nm波段存在二级倍频吸收, 在1 500~1 800 nm波段存在一级倍频吸收^[4]。然而, 由于组织内糖浓度低、吸收系数较小, 糖只能贡献微弱的吸收信号, 而背景组织中存在吸收比其高得多的其他物质(如水, 蛋白质, 脂肪等), 它们的变动经常将糖的吸收信号淹没。因此, 只基于吸收作用原理的血糖检测对仪器精度要求超高, 不易实现。

另有许多研究倾向于利用糖引起的散射变化进行测量^{[5, 6]}, 其原理是基于糖浓度变化引起了组织液的折射率改变, 进而改变了组织的散射系数。经研究和对比, 在1 000~1 700 nm的漫反射光信号中, 糖浓度变化引起的散射变化对信号的贡献大于吸收变化的贡献, 是糖信号的主要来源, 且Han等已经证实了目前的检测仪器是可以检测到该糖信号的^[2]。但是散射信号的特异性不强, 可能会和其他来源的散射干扰混在一起, 不利于糖信号的特异性识别。因此, 仅依赖糖的散射进行检测也是有局限性的。

糖信号实际是吸收和散射的综合结果, 有必要从这两个方面综合考虑测量对策。在1 000~1 700 nm波段天然地形成了两个区域, 在1 000~1 350 nm糖几乎没有吸收或者只有极小的吸收, 信号以散射为主; 而在1 350~1 700 nm, 特别是1 500~1 700 nm, 糖的吸收较大, 因此该波段信号为吸收和散射效应的共同作用。有研究表明当测量波长或者源探距离选择不恰当时, 这两部分信号会相互削弱^[7]。因此, 分析两种信号在不同波段的特点是必要的。

当比较不同散射介质中的糖信号时, 吸收系数的变化在不同介质中近似相同, 而散射系数的变化则有较大差异。如在不同组成比例的intralipid仿体中, 糖浓度变化引起的散射信号变化是不相同的。另外, Kinnunen等^[8]还发现在离体培养的组织样本中, 糖引起的光学相干断层扫描(optical coherence tomography, OCT)信号(为0.67%~1.74% (mmol· L^-1)^-1)比在intralipid仿体中(0.029%~0.07% (mmol· L^-1)^-1)更大。因此, 有必要在目标测量介质中分开考察糖的散射与吸收的贡献, 这有助于对糖信号的组成有更深入系统的理解。同时, 由于不同介质本身的光学参数不同, 导致漫反射光对其吸收变化、散射变化响应的敏感性不同。从上述两点综合来看, 选择合适的介质, 可能有利于获得更大的信号响应。

以四种体积分数的intralipid溶液作为不同的组织仿体, 探讨在1 000~1 660 nm波段, 糖的吸收作用、散射作用以及两者综合作用下的测量灵敏度, 以及各部分灵敏度与组织本身光学参数的关系。以期为人体测量部位以及测量波长的选择提供依据。

1 实验部分

1.1 差分测量灵敏度的定义

用自然对数定义某光源-探测器距离下的漫反射光吸光度A_ρ

$A_{ρ} = - \ln \frac{I_{ρ}}{I_{0}}$ (1)

式(1)中, I₀是入射光强, I_ρ为漫反射光强, ρ 为光源-探测器距离(SDS)。

介质中单位浓度葡萄糖变化时, ρ 位置测量的漫反射吸光度变化为: $\frac{d A_{ρ}}{d C_{g}}$ , 即单个SDS下的糖灵敏度。若采用两个光源-探测器距离ρ _A和ρ _B进行差分测量, 则它们的差分吸光度为

$A_{D} = A_{ρ_{B}} - A_{ρ_{A}} = \ln \frac{I_{ρ_{A}}}{I_{ρ_{B}}}$ (2)

差分处理可以有效地消除仪器漂移和活体共模干扰。

采用差分吸光度测量糖信号时, 灵敏度定义为

$\begin{array}{l} S = \frac{d A_{D}}{d C_{g}} = \frac{\partial A_{D}}{\partial μ_{a}} \frac{d μ_{a}}{d C_{g}} + \frac{\partial A_{D}}{\partial μ'_{s}} \frac{d μ'_{s}}{d C_{g}} = \\ K_{1} \frac{d μ_{a}}{d C_{g}} + K_{2} \frac{d μ'_{s}}{d C_{g}} \end{array}$ (3)

式(3)中, $K_{1} = \frac{\partial A_{D}}{\partial μ_{a}}, K_{2} = \frac{\partial A_{D}}{\partial μ'_{s}},$ 分别是差分吸光度随吸收变化和散射变化的系数, 而 $\frac{d μ_{a}}{d C_{g}}$ 和 $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 分别是单位糖浓度引起的吸收系数变化量和约化散射系数变化量。

式(3)中的 $\frac{d μ_{a}}{d C_{g}} = ε_{g}$ 可视为恒定的, 即为糖的摩尔消光系数, 而 $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 与糖引起的介质折射率变化及介质本身的散射系数大小有关^[9]。

intralipid溶液中的散射遵循米散射的规律, $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 可以表示为

$\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}} = 2 μ'_{s} \frac{n_{1}}{n_{0} (n_{0} - n_{1})} \frac{d n_{0}}{d C_{g}} = ημ'_{s}$ (4)

式(4)中, n₁为粒子折射率, n₀为介质折射率, $\frac{d n_{0}}{d C_{g}}$ 为糖引起的溶液折射率变化, 约为2.5× 10^-5 (mmol· L^-1)^{-1 [10]}。可以看出, $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 与介质本身的μ '_s有关, 散射系数越大, $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 也越大。

将 $\frac{d μ_{a}}{d C_{g}}$ 和 $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 的公式代入式(3), 可以得到

$S = K_{1} ε_{g} + K_{2} ημ'_{s}$ (5)

当检测位置ρ _A、 ρ _B固定时, K₁和K₂的大小将取决于介质本身的光学参数μ _a和μ '_s的大小。

图1给出了2%、 5%、 10%和20%四种体积分数的intralipid溶液在1 000~1 660 nm的吸收系数μ _a和约化散射系数μ ${'_{s}}^{[11]}$ , 以及它们随糖浓度的变化率^[4]。

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图1 四种intralipid溶液的光学参数及随糖浓度的变化率
(a): 吸收系数; (b): 约化散射系数; (c): 吸收系数随糖浓度的变化率; (d): 约化散射系数随糖浓度的变化率Fig.1 Optical parameters of four intralipid solutions and their change rates with sugar concentration
(a): Absorption coefficients; (b): Reduced scattering coefficient; (c): The changes of absorption coefficient caused by 1 mmol· L^-1; (d): The changes of the reduced scattering coefficient caused by 1 mmol· L^-1

从图1(d)可以看出, 20% intralipid溶液的 $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 远远大于其他三种溶液。

1.2 蒙特卡罗(MC)模拟

依据图1中的光学参数进行了不同介质中漫反射光强的蒙特卡罗模拟, 为了区分葡萄糖引起的吸收和散射的单独作用, 模拟三种情况: (1)葡萄糖浓度变化100 mmol· L^-1时, 只考虑吸收系数变化, (2)只考虑散射系数变化, (3)吸收和散射同时变化时的差分吸光度变化量。另外, 分别令吸收系数变化1 cm^-1、散射系数变化1.49 cm^-1(约化散射系数变化1 cm^-1), 考察0.17和0.20 cm两个光源-探测器距离下差分吸光度的变化, 可以分别得到介质差分吸光度对吸收变化和散射变化的偏微分系数K₁和K₂。

1.3 实验设计

采用多光源-探测器距离的漫反射光信号采集系统进行实验, 系统示意图如图2所示。实验系统包括: 6个时分复用的检测波长, 分别为1 050、 1 219、 1 314、 1 409、 1 550和1 609 nm。分别距离光源0.09、 0.125、 0.17、 0.20和0.23 cm的5个光电检测器。圆柱形样品池直径6.18 cm、高度10 cm, 由1 mm厚的硬质树脂制成。样品池可以注入约210 mL的intralipid液体, 液体高度约为7 cm。信号采集部分包括ADC转换模块和计算机等。

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	图2 实验系统示意图Fig.2 Schematic diagram of the experimental system

选择0.09~0.23 cm作为测量距离是依据光在该波段的吸收和衰减情况确定的, 它满足了6个波长的测量需要。以连续测量20%intralipid溶液的情况为例: 在0.09、 0.125和0.17 cm处, 1分钟的测量噪声大约有0.5~3 mV(最大检测电压是5 V), 在0.20和0.23 cm处1 min测量噪声约为0.4 mV, 能够分辨4 mmol· L^-1的糖浓度变化。在0.20和0.23 cm两个距离下的差分信号消除光源漂移的效果最好, 6个波长的差分吸光度A_D在1 min以内变化量在0.000 1 a.u.以内, 足够分辨1 mmol· L^-1的糖浓度变化。

采用购置的20%intralipid试剂(厂家: 费森尤斯卡比华瑞制药有限公司)加水稀释后配制了10%、 5%和2%的intralipid溶液, 每种体积分数的intralipid溶液分为两份, 取其中一份的intralipid溶液加入葡萄糖粉末, 配制成260 mg· dL^-1(14.4 mmol· L^-1)的含糖intralipid溶液。每次实验之间均清理样品池。同种体积分数的intralipid溶液的不含糖、含糖两种溶液依次被测量, 并记录5个光源-探测器距离下的漫反射光强。通过式(1)和式(2)分别计算得到溶液在5个SDS下的吸光度, 以及5个SDS两两差分后的差分吸光度。将含糖溶液和不含糖溶液的吸光度作差, 获得葡萄糖的检测灵敏度。

2 结果与讨论

2.1 MC模拟结果

模拟获得: 两种糖浓度下, 各个光源-探测器距离(SDS)的漫反射光能量, 由式(1)计算吸光度, 可得到各个SDS下, 糖浓度变化引起的吸光度变化, 图3(a)是以5% intralipid仿体作为介质, 六个波长下葡萄糖的吸光度灵敏度(单位浓度变化时吸光度变化量)随SDS的结果。我们选用的SDS范围是0.1~0.25 cm, 可以看到, 在该范围内吸光度变化量随SDS呈现线性的变化规律。其余几种浓度的intralipid也有类似现象。在这个范围内任取两个距离进行差分, 即可获得差分吸光度。

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图3 糖灵敏度的MC模拟结果
(a): 糖灵敏度随SDS的变化; (b): 不同波长下糖的灵敏度; (c): 糖吸收对灵敏度的贡献; (d): 糖引起散射变化对灵敏度的贡献Fig.3 MC simulation results of glucose concentration sensitivity
(a): Changes of glucose concentration sensitivity with SDS; (b): Changes of glucose concentration sensitivity with wavelength; (c): Contribution of absorption to sensitivity; (d): Contribution of scattering to sensitivity

图3(b)给出了在四种intralipid仿体中, 0.20和0.23 cm两个距离下的差分灵敏度, 糖浓度引起的差分吸光度变化理论上可以认为是吸收变化和散射变化两部分的贡献, 图3(c)为仅考虑葡萄糖浓度变化引起吸收系数变化时的差分吸光度变化。图3(d)为仅考虑葡萄糖浓度变化引起散射系数变化时的差分吸光度变化。可以看到在1 000~1 350 nm, 糖的吸收信号非常小, 差分信号主要来自于糖引起的散射变化; 而在1 350~1 660 nm, 糖的吸收有一定的贡献, 但该波段吸收作用和散射作用引起的差分吸光度变化是相反的, 在1 600 nm附近甚至抵消为0。从图3(c、 d)中还可以看到, 在四种仿体中, 20% intralipid溶液中散射变化引起的差分信号最大, 2% intralipid溶液的最小; 而吸收部分的信号则相反, 2% intralipid溶液中糖吸收引起的差分信号最大, 20% intralipid溶液的最小; 但是图3(b)中吸收与散射变化的综合效果显示了: 20% intralipid溶液中的糖灵敏度最大。可见散射变化在糖信号中占了主导地位, 是散射系数最大的20% intralipid溶液中糖信号最大的原因。

进一步, 分别分析吸收变化部分和散射变化部分, 吸收变化可拆解为糖引起的吸收系数变化量 $\frac{d љ_{a}}{d C_{g}}$ 和吸收变化贡献系数K₁, 散射变化可拆解为糖引起的散射系数变化量 $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 和散射变化贡献系数K₂。 K₁、 K₂随波长变化曲线如图4(a, b)。

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	图4 四种intralipid介质中的吸收、散射变化偏微分系数Fig.4 Partial differential coefficients of absorption and scattering in four intralipid media

从图4(a, b)可以看出, K₁在短波长波段1 000~1 350 nm偏大, 而在长波长波段1 350~1 660 nm偏小, 这是由于短波长的光程较长, 长光程对吸收变化更敏感。而K₂在短波长波段1 000~1 350 nm偏小, 在长波长波段1 350~1 660 nm偏大, 尤其在水的吸收峰1 450 nm附近最大, 这说明吸收越强的波长对散射的变化越敏感, 主要是由于散射变化常引起光程改变, 当吸收越强时, 较小的光程改变就会产生较大的信号响应。

针对散射变化部分对灵敏度的贡献, 如果只考虑 $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ , 波长越短, 灵敏度越大, 但结合其贡献系数K₂时, 最优的吸收测量波长应该是1 450 nm附近。因此, 糖的测量灵敏度除了与 $\frac{d μ_{a}}{d C_{g}}$ 和 $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 有关, 还与K₁和K₂密切相关, 即与介质本身的光学特性密切相关。

由于在吸收和散射的综合效果中, 散射起到了主导作用, K₂· $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 越大, 灵敏度越大。比较四种溶液, 20% intralipid溶液μ '_s最大, $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 与μ '_s呈正比, 因此 $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 最大。 K₂与 $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 的综合效果中, $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 起到了主导作用, 因此20% intralipid溶液葡萄糖灵敏度最大。由此可得出, 散射系数大的介质具有更大的测量灵敏度。

综合散射和吸收的效果, 四种溶液的最大灵敏度的波长均出现在1 400 nm附近。这是由于1 350~1 660 nm的糖吸收与散射有部分的抵消作用导致的。

2.2 实验结果

对含葡萄糖14.4 mmol· L^-1的intralipid溶液和不含葡萄糖的intralipid溶液在六个波长(1 050、 1 219、 1 314、 1 409、 1 550和1 609 nm)的漫反射光强进行采集, 同时可分别得到它们在五个SDS下的漫反射光强, 由式(1)计算吸光度, 获得单个SDS下的糖灵敏度 $\frac{d A_{ρ}}{d C_{g}}$ , 如图5所示。

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	图5 糖在不同波长的测量灵敏度 (a)—(f)依次为1 050、 1 219、 1 314、 1 409、 1 550和1 609 nmFig.5 Sensitivity of glucose concentration at different wavelengths (a)—(f) The wavelengths are 1 050, 1 219, 1 314, 1 409, 1 550 and 1 609 nm respactively

由图5可看出, 这4种intralipid溶液中, 这五个光源-探测器距离范围内, 糖的测量灵敏度随SDS大致呈线性变化, 与2.1中的模拟结果一致。

由于0.20和0.23 cm两个SDS下的差分信号消除光源漂移等干扰的效果最稳定, 因此主要使用这两个SDS下的差分信号比较了四种溶液中糖的灵敏度, 如图6所示, 可以看出, 四种intralipid溶液中, 1 409 nm波长处灵敏度最大。 20%的intralipid溶液中糖测量灵敏度最大, 2%的intralipid溶液糖测量灵敏度最小。这与模拟结果中的灵敏度规律一致, 验证了糖测量灵敏度的推测方法的有效性。

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	图6 实验测得的四种intralipid中的糖灵敏度Fig.6 Sensitivity of glucose concentrationin in four intralipids measured experimentally

2.3 讨论

首先讨论了影响糖的测量灵敏度的两个因素, 即糖浓度的变化引起光的吸收和散射的变化。通过对两部分作用的分解, 我们发现糖的散射变化是糖浓度信号的主要贡献者。

然后, 重点讨论了介质本身的光学参数是如何影响测量灵敏度的。从模拟和实验的结果都可得到, 在体积分数大的仿体中(如20% intralipid)比在体积分数较小的仿体中(如2% intralipid)容易获得更大的测量灵敏度, 这主要是由于它们的光学参数不同。而其中糖的吸收对于不同仿体来说区别非常小, 而糖的散射却在不同仿体中区别较大。 20%intralipid仿体的约化散射系数μ '_s最大, $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 与μ '_s呈正比, 因此其 $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ 也最大, 即使它的作用系数K₂低于其他仿体, 但是综合效果 $|K_{2} \cdot \frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}|$ 仍是最大。可见, 在散射系数较大的介质中更容易获得大的糖灵敏度。对于不同的人体测量部位, 其皮肤组织的组成和结构差异较大, 导致它们的光学参数不同。 Takahiro等^[12]在1 000~1 600 nm波段, 测量了人的手臂内侧、脸颊、手背、食指与拇指之间的平均吸收系数和散射系数, 发现这几个部位的吸收系数相差不大, 而散射系数依此减小。结合本工作的推论, 散射系数越大的皮肤组织, 糖的灵敏度越大。因此前臂内侧可能是这几个部位中能获得最大灵敏度的部位。下一步, 我们将对人体不同部位的糖灵敏度进行研究, 实测比较不同部位之间的差异, 获得灵敏度最大的测量部位。

除了在不同介质之间, 糖的灵敏度存在差异, 即使是对在同一种介质中, 在不同的测量波段, 糖信号的组成和大小也有不同的特点。在1 000~1 350 nm波段, 糖的吸收作用基本可以忽略; 而在1 350~1 660 nm, 散射和吸收共同作用, 其中散射的贡献大于吸收。如果只考虑葡萄糖的吸收作用, 在1 500~1 660 nm波段可获得最大的吸收信号, 但综合考虑散射变化的影响, 吸收与散射变化部分会在这个波段相会削弱, 导致其灵敏度很低。针对散射变化部分对灵敏度的贡献, 如果只考虑 $\frac{d μ'_{s}}{d C_{g}}$ , 那么波长越短, 灵敏度越大, 但结合其作用系数K₂时, 最优的测量波长应该是1 450 nm附近。在整个波段中, 综合吸收和散射的共同作用, 四种溶液中的灵敏度最大波长出现在1 400 nm附近。在实验中, 测量波长1 409 nm也的确在6个波长中获得了最大的灵敏度。

3 结论

系统地讨论了散射介质中糖灵敏度的组成, 及其与介质本身的光学参数的关系。经理论分析和实验验证, 我们发现在1 000~1 660 nm波段, 散射介质中糖信号的响应主要是由糖引起的散射变化贡献的, 小部分来自糖的吸收, 综合散射和吸收两种作用后, 糖信号最大的波长出现在1 400 nm附近; 比较2%、 5%、 10%和20%四种intralipid溶液中糖信号, 散射系数较大的20% intralipid溶液中糖的散射系数变化也最大, 最终获得了最大的糖信号灵敏度。本研究可为无创血糖测量中选择能获得更高血糖灵敏度的人体测量部位和测量波长提供参考。在选择测量部位和测量波长时, 可借鉴本方法考察介质中糖吸收、散射两部分分别的作用及综合作用效果。

参考文献

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[11]	Aernouts B, Zamora-Rojas E, Van Beers R. Optics Express, 2013, 21(26): 32450. [本文引用:1]
[12]	Kono T, Yamada J. Int. J. Thermophys. , 2019, 40: 51. [本文引用:1]

0.0

... 37亿^[1] ...

2022

0.0

... 基于近红外光谱法的血糖检测是一个有前景的无创方法, 采用两个或多个光源-探测器距离进行差分测量的方法^[2], 可以有效地提高活体光谱采集的稳定性, 也是目前该领域多采用的测量形式 ...

... 经研究和对比, 在1 000~1 700 nm的漫反射光信号中, 糖浓度变化引起的散射变化对信号的贡献大于吸收变化的贡献, 是糖信号的主要来源, 且Han等已经证实了目前的检测仪器是可以检测到该糖信号的^[2] ...

2015

0.0

... 以往的研究中, 有些侧重于利用糖的吸收进行血糖测量^[3], 其原理是糖分子在1 100~1 300 nm波段存在二级倍频吸收, 在1 500~1 800 nm波段存在一级倍频吸收^[4] ...

2011

0.0

... 's[11], 以及它们随糖浓度的变化率^[4] ...

2014

0.0

... 另有许多研究倾向于利用糖引起的散射变化进行测量^[5,6], 其原理是基于糖浓度变化引起了组织液的折射率改变, 进而改变了组织的散射系数 ...

2021

0.0

... 另有许多研究倾向于利用糖引起的散射变化进行测量^[5,6], 其原理是基于糖浓度变化引起了组织液的折射率改变, 进而改变了组织的散射系数 ...

2019

0.0

... 有研究表明当测量波长或者源探距离选择不恰当时, 这两部分信号会相互削弱^[7] ...

2006

0.0

... 另外, Kinnunen等^[8]还发现在离体培养的组织样本中, 糖引起的光学相干断层扫描(optical coherence tomography, OCT)信号(为0 ...

1994

0.0

... 式(3)中的 dμadCg=εg可视为恒定的,即为糖的摩尔消光系数,而 dμ'sdCg与糖引起的介质折射率变化及介质本身的散射系数大小有关^[9] ...

2017

0.0

... L^-1)^{-1 [10]} ...

2013

0.0

2019

0.0

... Takahiro等^[12]在1 000~1 600 nm波段, 测量了人的手臂内侧、脸颊、手背、食指与拇指之间的平均吸收系数和散射系数, 发现这几个部位的吸收系数相差不大, 而散射系数依此减小 ...