Оперативность, качество, доступные цены!
info@smart-sps.ru

Москва, ул. 6-я Радиальная, д.9​

Неинвазивный мониторинг уровня глюкозы в крови с использованием спектроскопии в ближнем инфракрасном диапазоне

Мониторы глюкозы в крови используются для измерения количества глюкозы в крови, особенно у пациентов с симптомами или анамнезом аномально высоких или низких уровней глюкозы в крови. Чаще всего они позволяют пациентам с диабетом вводить соответствующие дозы инсулина. Наличие глюкометров для домашнего использования, в отличие от оборудования для клинического использования, значительно улучшило качество жизни таких людей. Однако такие мониторы требуют забор крови через уколы пальцев для каждого теста, что вызывает боль и неудобства. Для каждого теста также требуется новая тест-полоска, что увеличивает текущую стоимость такого устройства.

Однако оптимальная дозировка инсулина требует частого/непрерывного контроля уровня глюкозы в крови, а доступные в настоящее время глюкометры не удовлетворяют этому требованию. Мониторы непрерывного действия существуют, но их необходимо имплантировать под кожу, что может привести к травмам во время имплантации, и их нужно заменять каждую неделю. Альтернатива существует в неинвазивных мониторах глюкозы в крови. В этой статье представлена ​​архитектура, использующая спектроскопию в ближнем инфракрасном диапазоне (NIR) для определения уровней глюкозы в крови на основе спектроскопии пропускания в мочке уха. Используя различные параметры тела, такие как толщина ткани, насыщение крови кислородом и систему калибровки на основе линейного регрессионного анализа, предлагается архитектура прибора для измерения в реальном времени. Пример реализации с использованием всех возможностей аналогового, цифрового и смешанного сигналов программируемой системы на кристалле.

Гипергликемия и гипогликемия

Гипергликемия и гипогликемия относятся к заболеваниям, при которых наблюдается аномально высокий или низкий уровень глюкозы/сахара в крови. Диабет - это состояние, при котором поджелудочная железа перестает вырабатывать инсулин, который контролирует уровень глюкозы в крови. Причины диабета у людей еще до конца не изучены, но широко распространенная гипотеза состоит в том, что он может быть генетическим и может быть вызван высоким потреблением сахара. После диагностики диабета необходимо постоянно контролировать уровень сахара в крови, чтобы облегчить прием лекарственного инсулина. Пациентам с гипергликемией, у которых постоянно наблюдается высокий уровень глюкозы в крови, может потребоваться постоянный мониторинг уровня глюкозы в крови. Для этого потребуется постоянная забор крови пациента, поскольку современные измерительные устройства инвазивно контролируют уровень сахара, что иногда приводит к другим осложнениям, таким как кровотечение, кровопотеря и другие раздражающие состояния. Неинвазивные методы решают проблемы потребности в крови. В этой статье исследуется и реализуется неинвазивный подход к мониторингу уровня глюкозы в крови.

Спектроскопия в ближнем инфракрасном диапазоне выбрана из-за ее чувствительности, селективности, низкой стоимости и портативности. Длина волны 1550 нм выбрана из-за высокого отношения сигнал/шум (SNR) для отклика системы на глюкозу.

Принцип работы/конструкция системы

Для измерения уровня глюкозы в мочке уха используется проникающая спектроскопия в ближнем инфракрасном диапазоне. Спектроскопия пропускания включает в себя источник света и детектор света, расположенные по обе стороны от мочки уха. Количество инфракрасного света, проходящего через мочку уха, зависит от количества глюкозы в крови в этой области. Мочка уха выбрана из-за отсутствия костной ткани, а также из-за ее относительно небольшой толщины. Свет ближнего инфракрасного диапазона (NIR) подается на одну сторону мочки уха, в то время как приемник на другой стороне принимает ослабленный свет. Затем этот ослабленный сигнал дискретизируется и обрабатывается. Два светодиода от Thor Labs(LED 1550E) использовались в качестве источника света. Поскольку обычные кремниевые фотодиоды имеют ограниченную спектральную полосу пропускания, их нельзя использовать для приема ближнего инфракрасного света; поэтому приходиться применять другие типы фотодиодов. Использовался фотодиод на основе арсенида индия-галлия (InGaAs) от Marktech с высоким откликом на длине волны 1550 нм. К выходу фотодиода был также подключен RC-фильтр нижних частот для уменьшения высокочастотного шума. Передатчики и приемник света на длине волны 1550 нм имеют относительно низкую стоимость по сравнению с другими длинами волн с такой же или более высокой реакцией на глюкозу.

Помимо уровня глюкозы в крови, пропускание ближнего инфракрасного света также зависит от количества крови на пути света. То есть для того же уровня глюкозы большое количество крови приведет к более низкому коэффициенту пропускания, тогда как меньшее количество крови приведет к большему коэффициенту пропускания. Значение глюкозы необходимо масштабировать в соответствии с количеством крови, находящейся внутри мочки уха во время измерения. Количество крови можно оценить, измерив уровень кислорода в крови. Пульсоксиметрия использовалась для измерения кислорода в крови. Пульсоксиметрия использует красный и инфракрасный (ИК) свет для определения гемоглобина и оксигемоглобина в крови, после чего применяется дальнейшая обработка для определения насыщения крови кислородом.

Другой физический параметр, который влияет на измерение глюкозы, - это толщина ткани мочки уха. Это становиться проблемой, когда одно и то же устройство используется более чем одним человеком, и в этом случае толщина мочки уха может быть разной для каждого из них. Толщина ткани определяет «длину пути» ближнего инфракрасного излучения, поэтому большая длина пути приведет к более низкому коэффициенту пропускания. Толщина ткани измерялась с использованием зеленого света, который имеет высокое ослабление в тканях кожи.

Тот же фотодиод InGaAs, который использовался для восприятия сигналов NIR, также использовался для измерения других длин волн (зеленого, красного и ИК), поскольку его спектральный отклик также включает эти длины волн.

Затем все принятые сигналы усиливаются, отбираются и обрабатываются внутри PSoC5LP, после чего они передаются через Bluetooth в приложение Android. На рисунке 1 показана высокоуровневая системная диаграмма всего процесса.

Рис. 1. Схема системы высокого уровня

Зондирование и предварительная обработка

Сигналы фотодиода InGaAs подавались в усилитель для слабых сигналов ближнего ИК-диапазона. Для сигналов красного, инфракрасного и зеленого света усиление не требовалось, поскольку их ослабление не создавало проблем. Поэтому для этой цели использовался внутренний усилитель с программируемым усилением (PGA). Изменения напряжения порядка нескольких милливольт регистрировались по изменениям глюкозы. Они были усилены с помощью PGA с коэффициентом усиления 50 и опорным напряжением 1,024 В. Один аналого-цифровой преобразователь Delta-Sigma в сочетании с аналоговым мультиплексором использовался для выборки измеренных сигналов. Разрешение 18 бит использовалось для выборки NIR и зеленого сигналов, в то время как разрешение 16 бит использовалось для красного и IR сигналов, чтобы увеличить частоту дискретизации, чтобы избежать наложения спектров из-за изменения частоты сердечных сокращений (Рисунок 2).

Рис. 2. Периферийные устройства и схема PSoC

Передаваемой мощностью светодиодов можно управлять с помощью широтно-импульсной модуляции (ШИМ). Поскольку использовалось пять светодиодов (2 NIR, 1 IR, 1 красный и 1 зеленый), было реализовано пять 8-битных модулей PWM. В случае светодиодов NIR длина передаваемой волны также изменяется в зависимости от среднего напряжения постоянного тока на ней. Светодиоды NIR работали с 3 различными рабочими циклами для изменения длины оптической волны около 1550 нм. Это использовалось для уменьшения шума между исходными значениями глюкозы.

Изменения крови в мочке уха, зависящие от сердечного ритма и частоты пульса, могут стать основным источником шума, если их не учитывать правильно. Чтобы устранить вариации частоты сердечных сокращений, были включены красный, инфракрасный и ближний инфракрасный светодиоды, и их ослабленные сигналы были дискретизированы в пределах 100 мс. Было собрано 20 образцов для каждого светодиода; таким образом, всего было собрано 120 образцов (60 для трех длин волн ближнего ИК-диапазона и по 20 для каждого ИК, красного и зеленого). Источники окружающего света также создают много шума, который улавливается оптическими датчиками. Чтобы свести на этот шум до минимального уровня, несколько отсчетов сохраняются перед включением светодиодов. Эти измерения окружающей среды позже вычитаются из реальных сигналов. Все образцы были сохранены в 32-битных целочисленных переменных для учета переполнений при умножении и сложении.

Обработка сигнала

После того, как все переменные сохранены, начинается обработка. Схема алгоритма представлена на рисунке 3.

Рис. 3. Схема алгоритма неинвазивного глюкометра

Во-первых, толщина ткани рассчитывается путем аппроксимации экспоненциального закона Бера-Ламберта линейной моделью малого сигнала (аналогичной той, которая используется для построения ВАХ в электронике), как показано в (1). Согласно (1) проникновение света в кожу экспоненциально уменьшается. Однако, поскольку толщина мочки уха изменяется на очень небольшие значения, обычно от 2 до 4 мм, для соответствия этой модели можно использовать линейное уравнение, где y - глубина проникновения, x - оптическая сила, а 'A', 'b', 'C', 'D' и 'E'- константы поглощения.

Во-вторых, уровни насыщения крови кислородом рассчитываются с использованием красных светодиодов, чтобы определить количество присутствующей крови. Обе эти переменные, толщина кожи и количество крови, определяют, находится ли кровь на требуемом уровне внутри мочки уха. Неинвазивные глюкометры могут не работать надежно у младенцев из-за очень малой толщины мочки уха (<2 мм). Точно так же любое заболевание, препятствующее притоку крови к мочке уха, приведет к ошибочным показаниям. Кислород крови рассчитывается с помощью пульсоксиметрии, как указано в (2), в то время как определение крови просто измеряется с использованием минимальных скачков напряжения из-за поглощения. Компоненты переменного тока обеих переменных отфильтровываются из необработанных сигналов с помощью фильтра верхних частот с отсечкой 5 Гц, тогда как компоненты постоянного тока вычисляются его аналогом нижних частот. Немасштабированный уровень кислорода из (2) затем масштабируется от 0 до 100 для определения процентного насыщения кислородом.

Наконец, рассчитываются уровни глюкозы. У нас есть три разных длины волны в ближней ИК-области, каждая из которых состоит из 20 отсчетов, поэтому у нас есть матрица 3 × 20. Применение фильтра первого порядка с одним регистром на разных длинах волн снижает уровень шума и переводит три длины волны на один и тот же уровень, так что к ним может быть применена одна и та же обработка. Этот фильтр с конечной импульсной характеристикой (FIR) был построен на языке C для PSoC. Отфильтрованные образцы были интерполированы, чтобы сформировать линейную линию наилучшего соответствия с помощью линейной регрессии. Центральное значение этой линии представляет собой смещенное значение глюкозы. Затем он наносится на карту в масштабе 55-355 мг/дл. Затем результат линейно компенсируется толщиной ткани и уровнем кислорода. Более высокая толщина потребует увеличения уровня глюкозы в 10 раз по сравнению с толщиной в миллиметрах.

Маркированный список

Уровень сахара в крови

  • Низкий уровень сахара в крови (гипогликемия) = 0-70 мг/дл;
  • Нормальный уровень сахара в крови = 70-135 мг/дл;
  • Высокий уровень сахара в крови (гипергликемия) = 135-450 мг/дл.
Маркированный список

Уровень кислорода в крови

  • Низкое насыщение кислородом = 0-90%;
  • Нормальное насыщение кислородом = 90-99%;
  • Отравление угарным газом = 100%.

Нижний предел обнаружения при использовании ближнего инфракрасного излучения в этой установке составляет 55 мг/дл. Уровень сахара ниже этого нельзя точно измерить. Однако это можно улучшить, увеличив выходную мощность светодиодов. Верхний предел установлен на 355 мг/дл, хотя более высокие уровни можно легко измерить.

Отображение

Хотя конечное значение глюкозы может отображаться на простом ЖК-дисплее, в этом дизайне оно также отображается на телефоне Android с помощью подключения Bluetooth. Универсальный асинхронный приемный передатчик (UART) PSoC подключен к устройству Bluetooth. Простой протокол связи был реализован внутри PSoC и мобильного устройства. Когда пользователь запрашивает значение глюкозы, платформа Android отправляет «получить» на PSoC, который ожидает вычисления глюкозы, после чего отправляет значение глюкозы и подтверждение. Устройство Android отображает значение глюкозы при его получении. Весь процесс занимает около 2 секунд.

Рис. 4. Снимки устройства Android

Рис. 5. Полная настройка

Результаты

Чтобы определить точность описанного выше устройства, его показания сравнивались с имеющимся на рынке портативным инвазивным глюкометром для домашнего использования. Таблица ошибок Кларксона - это стандарт, специально используемый для определения точности устройств для мониторинга глюкозы. Ось Y представляет значения, считываемые неинвазивным устройством, а ось X представляет значения, записанные стандартным инвазивным устройством для одного и того же пациента в одно и то же время. Было взято более 100 тестовых точек на 80 пациентах. Сетка ошибок показана на рисунке 6. Около 75% точек данных лежат в области A, в то время как все остальные точки лежат в области B. Ни одна точка данных не находится в других регионах. Коэффициент корреляции между измерениями на неинвазивном глюкометре и эталонном глюкометре равен 0,85, что очень хорошо. Эта точность лучше, чем у большинства неинвазивных глюкометров, представленных в литературе (хотя размер выборки, представленный в этом исследовании, может быть недостаточно большим, и могут потребоваться дальнейшие испытания и калибровка). Такая высокая производительность стала возможной отчасти благодаря тому факту, что PSoC-5LP обеспечивает высокоинтегрированные аналоговые и цифровые возможности с низким уровнем шума и аналого-цифровым преобразованием с высоким разрешением. Дальнейшее повышение точности может быть достигнуто за счет увеличения мощности светодиода, использования более чувствительных фотодиодов.

Рис. 6. Таблица ошибок Кларксона для неинвазивного глюкометра на основе PSoC

Выводы

В этой статье мы представили неинвазивный глюкометр, который может безболезненно, без взятия пробы крови или уколов пальцев, в течение нескольких секунд обеспечить измерение уровня глюкозы. Устройство можно легко адаптировать для обеспечения непрерывного мониторинга уровня глюкозы в крови и уровня кислорода в крови, а также для ведения журнала этих измерений. Алгоритм устройства также может быть изменен для обеспечения других возможностей, таких как частота сердечных сокращений, с использованием тех же устройств и датчиков.

Следует обратить внимание, что представленное здесь устройство является лишь подтверждением концепции, демонстрируя хорошую корреляцию между пропусканием в ближнем ИК-диапазоне и уровнем глюкозы в крови. Однако, поскольку такое экспериментальное устройство не одобрено FDA, ого можно использоваться только в академических или информационных целях.

Источник www.edn.com