基于阻抗譜法的無創血糖檢測系統設計*

李　洋， 唐　飛， 李曙哲， 王曉浩

(清華大學 精密儀器系 精密測試技術及儀器國家重點實驗室，北京 100084)

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基于阻抗譜法的無創血糖檢測系統設計*

李洋， 唐飛， 李曙哲， 王曉浩

(清華大學 精密儀器系 精密測試技術及儀器國家重點實驗室，北京 100084)

摘要:以生物阻抗檢測技術為基礎，設計了一種頻譜范圍在10～60 MHz的高頻阻抗檢測系統用于人體阻抗測試，驗證了系統的測試性能。根據阻抗譜法無創血糖測試的原理，對健康人體進行測試后得到112組數據，采用主成分分析回歸模型預測血糖濃度，對比同一測試者的預測結果與有創檢測數據，相關系數為0.805 8，且較好預測了動態血糖變化趨勢，為進一步研究無創連續監測血糖濃度提供了參考。

關鍵詞:無創血糖檢測； 阻抗譜； 主成分分析

0引言

糖尿病是以高血糖為特征、可引起多種并發癥的慢性代謝疾病，其治療需要不斷對人體的血糖水平進行檢測。目前常用的血糖檢測方法多為有創或微創方法，給患者造成疼痛的同時，增加了感染風險，限制了血糖濃度檢測的頻率和效果。因此，以光譜法、反離子滲透法、代謝熱整合法等為代表的無創血糖檢測,因其便捷、安全、實時等優勢而廣受關注[1～3]。

近年來，國外多個研究機構將生物阻抗檢測技術與無創血糖測試相結合，開辟了無創血糖檢測的新方向。瑞士的Caduff研究小組研究了1～200 MHz范圍的人體阻抗變化，證明在較高頻率段，血糖濃度與阻抗值之間存在較為明顯的關系[4]；Harry Rechardson Elden等人設計的個人監護儀采用單頻率測量，得到血糖濃度=0.31×阻抗模值+0.24×相角的關系[5]。韓國的Kiseok Song研究組綜合阻抗譜法與紅外光譜法進行無創血糖測試，研究的頻率范圍在10～76 kHz[6]。

基于生物阻抗測試原理，本文設計了基于STM32F405芯片的人體阻抗高頻測試系統，該系統功耗低、性能穩定，能輸出10～60 MHz的激勵信號對人體進行阻抗檢測，得到人體阻抗頻譜參數，在此基礎上，通過主成分分析回歸模型表征血糖濃度的變化。

1阻抗譜法無創檢測原理

血液與組織中的血糖濃度改變會引起人體內相應的電解質濃度變化，從而打破血液與組織液之間的電平衡。當穿過細胞膜的離子濃度發生變化時，細胞膜的電特性也發生相應改變，宏觀上體現為人體阻抗變化。在100 kHz～100 MHz頻段(β頻散)，細胞的電性能變化主要由膜電容的容性短路和細胞內外大分子的轉運引起[7]，研究表明，此時病變組織與健康組織介電常數對比較為顯著。糖尿病患者的血樣阻抗幅頻曲線向低頻平移，明顯降低；相頻曲線中負相移明顯增加[8]。

人體組織既包含有阻性成分又包含有容性成分，常用Cole-Cole模型來等效，其經驗公式表示為式(1)

(1)

式中Z為復電阻抗，R∞為頻率無窮大時的電阻，R0為頻率為0Hz時電阻，f為頻率，fc為特征頻率，α為散射系數。阻抗頻譜表示在復平面上為第一象限上的一段圓弧，通過擬合圓弧的半徑、圓心坐標，可得到人體電特性參數[9]。

在本高頻阻抗測試系統中，為了得到較為明顯的電特性參數，系統通過一個外加的電感器與人體構成諧振電路，等效阻抗測試電路如圖1。

圖1　等效測試電路Fig 1　Equivalent test circuit

當激勵信號為正弦信號時，輸入輸出分別表示為：Vin=Asinωt，Vout=k·Asin(ωt+δ)。兩信號之間的幅值比k和相移δ可通過幅相檢測器得到。

通過式(2)求得阻抗模值|Z|和相位φ

(2)

2測試系統設計

系統以STM32F405芯片作為控制核心，控制DDS(directdigitalsynthesizer)在特定頻率范圍內按照預定間隔掃頻；收集幅相檢測器得到的電極測試信號并進行A/D轉換；通過串口與上位機通信?？傮w結構如圖2所示。

圖2　測試系統硬件結構示意圖Fig 2　Hardware structure of measuring system

2.1硬件設計

2.1.1主板設計

阻抗測試模塊的主電路包括以STM32為核心的主控模塊、以AD9913為核心的DDS信號源、以幅相測試芯片AD8302為核心的檢測模塊以及電源、放大濾波模塊和數據存儲模塊。系統采用5V供電，主芯片STM32F405擁有32位內核，運行時最高頻率可達168 MHz，內部自帶3個12位帶有DMA(direct memory access)功能的A/D轉換，豐富的端口方便地為微處理器與其他外設通信提供了基礎。掃描信號的產生依賴于AD9913，頻率分辨率達0.058 Hz，相位精度達 0.022°。幅相測試芯片AD8302可測量從低頻到2.7 GHz的頻率范圍下，增益比為-30～+30 dB、相位差為-180°～0°或0°～180°范圍內的兩信號之間的幅值比和相位差。DDS發出的初始波形通過后級的濾波電路濾除噪聲后再進入高速放大器OPA691進行放大，參考信號與電極返回的測試信號之間通過電壓跟隨器OPA2652隔離，分別輸入到幅相檢測芯片AD8302進行檢測，檢測結果以電壓信號的形式通過STM32自帶的A/D轉換控制器轉換后輸出結果。

2.1.2測試電極

系統的測試電極采用兩端子的指狀電極，基底尺寸為30 mm×20 mm，采用柔性材料以便與人體皮膚全面接觸，指狀電極采用表面鍍金工藝，利于微弱電流的傳導。電極片表面覆膜，為諧振電路提供了較為穩定的電容，提高測試系統的測試靈敏度和準確性[10]，并能對人體起到一定保護作用。

2.2軟件設計

2.2.1阻抗檢測流程設計

阻抗檢測控制程序在EWARM(IAR Embedded Workbench for ARM)環境下用C語言編寫，包括上位機通信程序與系統檢測主控程序。通信程序通過串口接收上位機命令，執行相應的測試和數據傳輸等操作，檢測主控程序的流程如圖3。

圖3　系統測試程序流程圖Fig 3　Flow chart of system test program

2.2.2數據轉換與處理

系統每次掃頻循環連續測量3組數據，對3組數據取平均以減小誤差，所得阻抗頻譜濾波后，對諧振頻率附近數據進行多項式擬合，避免了離散點之間數值跳動大、取值不穩定的問題，得到更為準確的諧振點處的阻抗信息(Zmin,f0,θ0)。

2.3系統性能測試

采用高精度的無感電阻、電容模擬人體阻抗與選定的村田電感器組成諧振電路分別進行測試。在阻抗最低點，實部X=Zmincosθ，虛部Y=Zminsinθ，等效的電容C和電阻R通過式(3)計算得到

(3)

其中，ω=2πf0，為阻抗最低點對應的角頻率，L為諧振電感。

系統測試表明，按照仿真得到的理論阻抗曲線與測試所得頻譜曲線基本重合(圖4)。計算所得等效電阻值與實際接入電路的無感電阻相對誤差在0.5 %以內，電容值相對誤差在1.5 %以內，滿足人體阻抗測試的要求。

圖4　諧振電路阻抗頻譜曲線與理論曲線對比圖Fig 4　Contrast figure of impedance spectrum curve of resonant circuit and theoretical curve

3人體血糖測試實驗

3.1實驗方法

以健康人群為實驗對象，用設計的系統對20～30歲之間的10名志愿者分別進行多次了測試。被測者早晨8點前空腹到達室內實驗地點，靜坐1h后口服定量的葡萄糖溶液(50g葡萄糖溶于250mL水)，并對其阻抗與血糖濃度進行連續監測。參考血糖濃度采用Accu-ChekPerforma羅氏血糖儀指尖采血得到。實驗時被測試者保持靜坐姿勢，被測手臂無大幅運動，通過彈性帶將柔性電極片固定在小臂上，并保持指狀電極軸向平行于小臂軸向 。

3.2實驗結果

實驗共得到112組有效阻抗數據及其相應的血糖濃度。采用統計分析軟件SPSS(statisticalproductandservicesolutions)將包含有復阻抗特征參數(電導G0=1/R0,G∞=1/R∞,α,fc)、阻抗最低點Zmin及其對應的頻率點f0，等效的電阻R、電容C等多個參數在內的信息初步篩選后進行主成分分析。相應的主成分因子的載荷矩陣如表1所示。

表1　主成分因子載荷矩陣

主成分1中R和電導G∞,G0所占比重較大，該主成分側重于表現阻抗信息中的阻性成分；主成分2中f0所占比重較大，決定f0大小的是人體阻抗的容性成分。

對主成分變量做最小二乘回歸，還原到原始變量表示為式(4)

glucose=1.48×10-5f0-0.26R+2429.12G0-5297.24G∞-141.09.

(4)

用該模型對同一測試對象25組數據進行分析，阻抗譜法的血糖估計值與參考血糖濃度之間的相關系數為0.805 8，二者對比如圖5所示。表2為測試數據對比。無創檢測能夠較好地預測血糖變化趨勢，為動態血糖監測的進一步研究提供了基礎。

圖5　計算得到的血糖濃度與有創血糖測試結果對比Fig 5　Contrast of calculated glucose concentration and invasive data

序號標稱值/(mg/dL)測試值/(mg/dL)絕對誤差/(mg/dL)相對誤差/%序號標稱值/(mg/dL)測試值/(mg/dL)絕對誤差/(mg/dL)相對誤差/%172.0097.6225.6235.591072.0072.300.300.42277.4094.8517.4522.541177.4072.924.485.793108.00125.8317.8316.5112102.60105.743.143.064147.60123.5924.0116.2713111.60107.574.033.615129.60121.228.386.461497.20104.947.747.966113.4093.0420.3617.951595.40107.8912.4913.097129.60113.7615.8412.22?8100.8092.708.108.032466.6078.9412.3418.53995.4095.630.230.242566.6081.3314.7322.11

4結束語

本文設計了一種高頻條件下人體阻抗的測試系統，驗證了系統阻抗測試的性能。通過對健康人體的測試，利用主成分分析回歸建立了阻抗譜法血糖預測模型，與有創測

量結果作對比，得到相關系數為0.8058，驗證了血糖濃度與人體阻抗參數之間的相關性，反映了血糖濃度的動態變化趨勢，為進一步研究無創連續監測血糖濃度提供了參考。

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Design of a non-invasive glucose detecting system based on impedance spectroscopy method*

LI Yang, TANG Fei, LI Shu-zhe, WANG Xiao-hao

(State Key Laboratory of Precision Measurement Technology and Instruments,Department of Precision Instrument,Tsinghua University,Beijing 100084,China)

Abstract:A high frequency impedance monitoring system based on impedance spectroscopy has been developed,whose frequency ranges of 10～60 MHz,applied for human body test.According to principle of non-invasive glucose measuring based on impedance spectroscopy,after testing on healthy body,112 groups of data are collected;use principal component analysis regression model to predict glucose concentration,compare predicting results and invasive data from the same tester,correlation coefficient is 0.805 8,dynamic glucose change trend can be well predicted,provide reference for further study of non-invasive continuous monitoring of glucose levels.

Key words:non-invasive glucose detecting; impedance spectroscopy; principal component analysis

DOI:10.13873/J.1000—9787(2016)03—0077—03

收稿日期：2015—05—26

*基金項目：國家“863”計劃資助項目(2011AA040406)

中圖分類號:TM 930

文獻標識碼:A

文章編號:1000—9787(2016)03—0077—03

作者簡介:

李洋(1989-)，女，甘肅平涼人，碩士研究生，研究方向為科學儀器、無創檢測系統。

唐飛，通訊作者,E—mail：tangf@mail.tsinghua.edu.cn。