人体血糖浓度无创检测系统
阅读：237发布：2020-05-12
专利汇可以提供人体血糖浓度无创检测系统专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 提供采用扫频光学相干层析技术的人体 血糖浓度 无创检测系统；该系统以扫频 光源 输出 波数 为的红外光波，通过 探头 垂直照射 皮肤 ，用干涉仪和光电探测器测量皮肤组织背向散射光的干涉 信号 ，以数字混频方式从干涉信号中分离OCT信号的同相分量和 正交 分量，并重构出与波数相对应的OCT复振幅解析信号；当扫频光源的波数由到，以等间隔变化时,得到波数空间的OCT复谱解析信号，对该OCT复谱解析信号做离散的傅里叶逆变换IDFT，得到坐标空间的OCT信号；根据坐标空间的OCT信号计算皮肤真皮层背向散射光的幅度和 相位 信息，计算真皮层的平均折射率，根据折射率与血糖浓度的相关性，计算血糖浓度，实现人体血糖的无创检测。，下面是人体血糖浓度无创检测系统专利的具体信息内容。
1.人体血糖浓度无创检测系统，其特征在于：其包括扫频激光光源、光源同步跟踪器、干涉仪、检测探头、第一光电探测器、A/D转换器、信号处理单元、控制单元，所述的扫频激光光源设有光纤接口A和电气接口B，所述的光源同步跟踪器包括第一1x2光纤耦合器和第二光电探测器，第一1x2光纤耦合器的A、B、C臂依次与扫频激光光源、第二光电探测器、干涉仪相连，所述的干涉仪有三个光纤接口A、B、C和电气接口D，干涉仪的光纤接口A、B、C依次与光源同步跟踪器、第一光电探测器、检测探头相连，干涉仪的电气接口D与控制单元相连，第一光电探测器、第二光电探测器均与A/D转换器相连，所述的控制单元还与扫频激光光源、A/D转换器、信号处理单元相连。
2.根据权利要求1所述的人体血糖浓度无创检测系统，其特征在于：所述的干涉仪包括光纤环形器、第二1x2光纤耦合器、光纤相位调制器、光纤式法拉第反射镜，光纤环形器的三个光纤接口1、2、3依次与光源同步跟踪器、第二1x2光纤耦合器的A臂、第一光电探测器相连，第一光纤耦合器的B臂与检测探头相连、第二1x2光纤耦合器的C臂与相位调制器的光纤接口1相连，该相位调制器的光纤接口2与光纤式法拉第反射镜相连，该相位调制器的电气接口3与控制单元相连。
3.根据权利要求1或2所述的人体血糖浓度无创检测系统，其特征在于：所述检测探头包括光纤自聚焦透镜、凸透镜1、凸透镜2和凸透镜3，四者的中心位于同一光轴线上，其中自聚焦透镜通过光纤与干涉仪相连，自聚焦透镜的端面位于凸透镜1的前焦点处，凸透镜2的后焦点与凸透镜3的前焦点重合。
4.根据权利要求3所述的人体血糖浓度无创检测系统，其特征在于：所述自聚焦透镜的长度L介于(1/2)P与(3/4)P之间，P为截距。
5.根据权利要求3所述的人体血糖浓度无创检测系统，其特征在于：凸透镜1的焦距与凸透镜2同为f1，凸透镜3的焦距为f2，且f2大于f1。
人体血糖浓度无创检测系统
【技术领域】
[0001] 本发明涉及人体血糖浓度无创检测的技术，特别涉及一种采用扫频光学相干层析技术(Swept Source Optical Coherence Tomography，简称SS-OCT)的血糖浓度无创检测的方法及其系统。【背景技术】
[0002] 随着我国人民生活水平的不断提高,糖尿病的发病率正呈上升趋势，目前没有根治的有效方法，主要临床手段是通过对血糖浓度值的频繁检测和胰岛素注射来对血糖浓度紧密控制，配合相应的饮食和生活规律，来控制病情发展。现在所用的检测方法一般是有创的，即通过静脉取血后进行较精确的生化酶法检测，或针刺指尖采血后使用试纸进行比色测量。这种有创的检测方法检测时间长、采样次数多，给患者带来了极大的痛苦和不便，还存在采血而引发的交叉感染和环境污染的问题，不适合血糖的连续监测。迫切需要发展简便准确的无创伤血糖测量方法。
[0003] 近年来，光学式无创血糖测量以其独特优势，倍受研究者的青睐。光学式无创方法主要包括旋光法、光散射系数法、近红外光谱法、脉冲光声法。中国专利(申请号200710092791.5)“一种正交双偏振光无创连续血糖测量装置”是用调制的正交偏振光照射拇指后，用检偏器测量透射光的两个正交方向的光强差值，根据该差值计算血糖浓度；该方法采用透射光检测，偏振光要经过手指皮肤、皮下组织、血管、骨骼和指甲等诸多环节，仅靠测量透射光的两个正交方向的光强差值无法消除上述影响，其测量准确性难以保证；另该方法不光用到起偏器、正交式光电调制器，还需要法拉第旋光器、拇指厚度测量单元、聚焦凸镜、锁定放大器、方波发生器及若干反馈驱动单元，系统较为庞杂，该方法有待改进。
[0004] 近红外光谱法的主要障碍是由于生物组织中含有大量的水分，水对光的吸收导致光的衰减严重，葡萄糖在组织液和血液中的含量低并且变化范围小，葡萄糖的吸收系数也远远小于水的吸收系数，血糖浓度变化导致的有效信号非常微弱，人体组织的生理变化、血液流动、测量条件等导致的光强变化远大于因糖浓度变化引起的光强变化，如果没有稳定的测量条件或有效的消除测量噪声的方法,近红外光谱法精确地提取血糖浓度的信息是很难的(参见文献：刘蓉、徐可欣等人，《光学无创血糖检测中的主要问题及研究进展》，中国科学，2007年，第37卷增刊:124-131页)。
[0005] 光散射系数法的一般原理是检测人体组织的背向散射光,计算人体组织约化散射系数。由于该散射系数随体内成分含量变化而变化,因此通过追踪约化散射系数的变化即可得到体内成分含量的变化情况。如徐敏，李胜利撰文介绍的血糖浓度光散射测量系统(参见文献：徐敏，李胜利，《后向散射光法的血糖检测方法研究》，传感技术学报,2006年2月，第9卷第一期，第100-103页)，该系统通过四个波长为805nm的激光光源和一个光电探测器测量散射光强，得到人体组织的散射系数，从而计算血糖浓度；由于该方法无法从散射光的强度信息分离肌肉、骨骼组织对测量结果的影响，因此，血糖浓度光散射系数法的测量效果也同样还有待进一步改进。【发明内容】
[0006] 为了解决现有技术中的问题，本发明提供了一种不涉及肌肉、血管、骨骼和指甲等诸多部位的干扰，测量环节较少的人体血糖浓度无创检测技术。
[0007] 本发明提供了一种人体血糖浓度无创检测方法，其包括以下步骤：
[0009] 步骤2：该干涉仪使背向散射光与参考光发生干涉，并在参考光路引入相位调制器，加入频率为ωC的余弦载波驱动电压,使参考光的相位附加变化 采用光电探测器测量干涉光的总强度IT(K)，IT(K)包含参考光的自相关强度、皮肤各层组织的背向散射光的自相关强度、各背向散射光之间的互相关强度，各背向散射光与参考光的互相关强度四项内容，第四项称为皮肤各层组织的OCT信号；
[0011] 步骤4：为了从干涉光总强度信号IDIGT(K)中分离出皮肤各层组织的OCT信号，把DIG以上数字信号序列I T(K)与频率2ωC的数字本振信号NCO1＝cos(2ωCnTS)做数字混频，I_DIG DIG
经FIR数字低通滤波器后，得到OCT数字信号的同相分量I OCT(K),再将信号序列I T(K)与频率ωC的数字本振信号NCO2＝cos(ωCnTS)做数字混频，经FIR数字低通滤波器后，得Q_DIG
到OCT数字信号的正交分量I OCT(K)，其中n为正整数；
经FIR数字低通滤波器后，得到OCT数字信号的同相分量I OCT(K),再将信号序列I T(K)与频率ωC的数字本振信号NCO2＝cos(ωCnTS)做数字混频，经FIR数字低通滤波器后，得Q_DIG
到OCT数字信号的正交分量I OCT(K)，其中n为正整数；
[0013]
[0014] J1(MC),J2(MC)为1级和2级Bessel函数，
[0015] MC为参考光相位调制深度,
[0016] 其中
[0017] 步骤6：当扫频光源输出光波的波数K由K0到KN以等间隔δK变化时，即DIG DIG DIGK=K0+nδK, OCT复振幅解析信号I OCT(K)由I OCT(K0)变到I OCT(KN)，
DIG
得到一组波数K空间中的OCT复谱解析信号，将I OCT(K)写成序列信号形式：
DIG DIG
I OCT(K)=I OCT(nδK)，其中N为正整数；
DIG
得到一组波数K空间中的OCT复谱解析信号，将I OCT(K)写成序列信号形式：
DIG DIG
I OCT(K)=I OCT(nδK)，其中N为正整数；
[0018] 步骤7：当扫频光源输出光波的波数K由K0到KN以等间隔δK变化时，以同步监测的方式，得到与波数K=K0+nδK相对应的光源输出功率值P(nδK)，利用P(nδK)对以上DIGOCT复谱解析信号I OCT(nδK)做归一化处理，得到波数K空间中归一化的OCT复谱解析信Norm
号I OCT(nδK)：
号I OCT(nδK)：
[0019]
[0020] 步骤8：对以上归一化的OCT复谱解析信号INormOCT(nδK)作离散的傅里叶逆变换IDFT，得到坐标Z空间的OCT信号，Z沿光波入射方向，并写成序列信号形式：U(Z)=U(nδZ)，Z=Z0+nδZ， 且U(nδZ)包含实部Ur(nδZ)和虚部Ui(nδZ)：
[0021]
[0022]
[0023]
[0024]
[0025] 其中Z0为皮肤最表面的空间坐标，ZN为光波抵达皮肤最深处的空间坐标；
[0026] 步骤9：将坐标Z空间中的OCT信号U(nδZ)，按下式写成指数形式:
[0027]
[0028]
[0029]
[0030] 其中|U(nδZ)|和 分别为OCT信号U(nδZ)的模和辐角，二者包含Z=Z0+nδZ对应的皮肤组织背向散射光的幅度和相位信息；
[0031] 步骤10：通过对模 做坐标Z的差商计算，找到背向散射光幅度突变点的位置，从而确定皮肤真皮层的空间坐标范围，即确定真皮层的上界面、下界面的空间坐标；
[0032] 步骤11：如果确定真皮层的上界面、下界面的空间坐标分别为Z=Z0+lδZ、Z=Z0+mδZ，N≥m≥l，m、l均为正整数，则真皮层上、下界面背向散射光的相位差按下式计算：
[0033]
[0034] 步骤12：由真皮层上、下界面背向散射光的相位差，计算皮肤真皮层的平均折射率
[0035]
[0036]
[0037] 其中 为扫频光源的平均波数，
[0038] 步骤13：最后根据皮肤真皮层的平均折射率 与血糖浓度Cg的相关性公式，计算出人体血糖浓度Cg：
[0039]
[0040] 该方法以扫频光源输出波数为K的红外光波，通过探头垂直照射皮肤，用干涉仪和光电探测器测量皮肤组织背向散射光的干涉信号，用A/D转换器对以上的干涉信号，以采样周期为TS，进行时间离散化抽样，得到其数字信号序列，保存在信号处理单元；以数字混频方式从干涉数字信号序列中分离OCT信号的同相分量和正交分量，并重构出与波数K相对应的OCT复振幅解析信号；当扫频光源的波数K由K0到KN，以等间隔δK变化时,得到波数K空间的OCT复谱解析信号，对该OCT复谱解析信号做离散的傅里叶逆变换IDFT，得到坐标Z空间(Z沿光波入射方向)的OCT信号；根据坐标Z空间的OCT信号计算皮肤真皮层背向散射光的幅度和相位信息，计算真皮层的平均折射率，根据折射率与血糖浓度的相关性，计算血糖浓度，实现人体血糖的无创检测。
[0041] OCT技术有时域OCT(Time Domain OCT)与频域OCT(Spectral DomainOCT)两大类。时域OCT为了得到样品轴向的深度信息，参考臂必需进行轴向深度扫描，它在相干长度的范围内是逐点进行数据采集的，这样就大大限制了它的扫描速度，因此，时域OCT系统扫描装置结构复杂；成像速度不高；普通频域OCT系统主要由弱相干的宽带光源、干涉仪及光谱仪等组成。被测样本的轴向深度扫描信息(层析图)，通过对光谱仪输出的干涉光谱作傅里叶逆变换来获得，不同深度的扫描信息可同时或并行得到。相对时域OCT，普通频域OCT无需参考臂的轴向扫描，排除了轴向扫描的装置，提高了成像速度和探测灵敏度；然而，由于频域OCT系统的光谱仪一般采用光学色散元件(棱镜或散射光栅)和面成像CCD探测器构建，利用色散元件将不同波长的光波在空间位置上分开，并在CCD探测器成像。因此，普通频域OCT系统技术复杂、价格昂贵。无法满足人体血糖浓度无创检测领域的成本要求。
[0042] SS-OCT属于频域OCT(Spectral Domain OCT)的一种技术变形，SS-OCT系统主要由扫频激光光源、干涉仪及光电探测器组成，当扫频光源的波数K由以等间隔变化时,通过干涉仪、光电探测器及A/D转换器测量，得到与波数K相对应OCT信号的同相分量和正交分量，并构建成波数K空间的OCT谱信号，对该OCT谱信号做离散的傅里叶逆变换IDFT，得到被测样本的轴向深度扫描信息。SS-OCT既排除了时域OCT的参考臂轴向扫描装置；又排除了频域OCT系统的光谱仪部件，不需光学色散元件和面成像CCD探测器；SS-OCT所采用光电探测器可以为普通光电管(点探测器)，其成本远低于面成像的CCD，其接口电路的技术复杂性更远低于CCD器件。因此，在人体血糖浓度无创检测领域，SS-OCT具有时域OCT和普通频域OCT无法比拟的技术优势。
[0043] 采用SS-OCT技术测量皮肤组织的背向散射光，相对旋光法、光散射系数法、近红外光谱法，不涉及肌肉、血管、骨骼和指甲等诸多部位的干扰，测量环节较少；以数字混频方式从干涉信号中分离OCT信号的同相分量和正交分量，重构波数K空间中的OCT复谱解析信号，对OCT复谱解析信号做离散的傅里叶逆变换IDFT，得到皮肤真皮层背向散射光的幅度和相位信息，综合利用了背向散射光的幅度和相位信息。所以，本发明提供的血糖浓度无创检测的方法具有较强的技术优势。
[0044] 作为本发明的进一步改进，步骤1中通过检测探头照射人体皮肤为垂直照射。
[0045] 垂直照射的优势在于：(1)入射光功率损耗小，保证大部分光线进入人体皮肤；(2)背向散射光的返回路径接近垂直返回，极大降低了光线在皮肤表面的掠反射或漫反射分量，散射返回光与检测探头耦合效率高。
[0046] 人体血糖浓度无创检测系统，其包括扫频激光光源、光源同步跟踪器、干涉仪、检测探头、第一光电探测器、A/D转换器、信号处理单元、控制单元，所述的扫频激光光源设有光纤接口A和电气接口B，所述的光源同步跟踪器包括第一1x2光纤耦合器和第二光电探测器，光纤耦合器的A、B、C臂依次与扫频激光光源、第二光电探测器、干涉仪相连，所述的干涉仪有三个光纤接口A、B、C和电气接口D，干涉仪的光纤接口A、B、C依次与光源同步跟踪器、第一光电探测器、检测探头相连，干涉仪的电气接口D与控制单元相连，第一光电探测器、第二光电探测器均与A/D转换器相连，所述的控制单元还与扫频激光光源、A/D转换器、信号处理单元相连。
[0047] 扫频激光光源输出的红外光波，其波数用K表示，首先进入光源同步跟踪器，被其中的第一1x2光纤耦合器一分为二，一路光送第二光电探测器，该第二光电探测器与A/D转换器、控制单元等一道，以同步监测的方式，得到光源的与波数K相对应的光功率输出值，另一路光经干涉仪的光纤接口A进入干涉仪，通过干涉仪的光纤接口C被送至检测探头，用来照射人体皮肤；由皮肤组织返回的背向散射光又被检测探头收集、并回送至干涉仪，在干涉仪的作用下，形成干涉光，其干涉光的总强度信号通过干涉仪的光纤接口B被第一光电探测器接收；第一光电探测器所输出的干涉光的总强度信号通过A/D转换器，以采样周期为TS，进行时间离散化抽样，得到其数字信号序列，信号处理单元对该数字信号序列进行一系列的运算处理，包括强度信号归一化处理、数字本振产生、数字混频、FIR数字低通滤波、解析信号重构、FFT、皮肤组织的空间坐标定位、真皮层的折射率反演等算法模块，实现人体血糖的无创检测。因此，本系统的硬件模块少，特别是易受外界干扰的模拟电路极少，系统方便灵活，易于实现,可靠性高。
[0048] 作为本发明的进一步改进，所述的干涉仪包括光纤环形器、第二1x2光纤耦合器、光纤相位调制器、光纤式法拉第反射镜，光纤环形器的三个光纤接口1、2、3依次与光源同步跟踪器、第二1x2光纤耦合器的A臂、第一光电探测器相连，第一光纤耦合器的B臂与检测探头相连、第二1x2光纤耦合器的C臂与相位调制器的光纤接口1相连，该相位调制器的光纤接口2与光纤式法拉第反射镜相连，该相位调制器的电气接口3与控制单元相连。
[0049] 来自光源同步跟踪器的红外光，先经光纤环形器的光纤接口1进入光纤环形器，由于光纤环形器光线环形通行的特点，该红外光只能从光纤环形器的光纤接口2出来，并由第二1x2光纤耦合器的A臂进入第二1x2光纤耦合器，被第二1x2光纤耦合器一分为二，一路光经第一光纤耦合器的B臂送至检测探头，用来照射人体皮肤，皮肤组织的背向散射光又被检测探头收集、并作为信号光返回至第一光纤耦合器的B臂；另一光路经第一光纤耦合器的C臂和相位调制器后，抵达光纤式法拉第反射镜，法拉第反射镜的反射光作为参考光回送至第一光纤耦合器的C臂。以上信号光与参考光在第二1x2光纤耦合器的A臂汇合，因干涉效应所形成的干涉光又由光纤环形器的光纤接口2进入光纤环形器，由于光纤环形器光线环形通行的特点，该干涉光只能从光纤环形器的光纤接口3出来，而被第一光电探测器接收。这样，保证了干涉光不能返回光源同步跟踪器和扫频激光光源，从而避免了因干涉光的影响所造成光源同步跟踪器的光功率监测误差和激光光源的性能波动。因此，本系统采用光纤环形器设计的干涉仪有很好的性能稳定性。
[0050] 作为本发明的进一步改进，所述检测探头包括光纤自聚焦透镜、凸镜1、凸镜2和凸镜3，四者的中心位于同一光轴线上，其中自聚焦透镜通过光纤与干涉仪相连，自聚焦透镜的出光端面位于凸镜1的前焦点处，凸镜2的后焦点与凸透镜3的前焦点重合。
[0051] 作为本发明的进一步改进，所述自聚焦透镜的长度L介于(12)P与(3/4)P之间，P为截距。
[0052] 作为本发明的进一步改进，凸透镜1的焦距与凸透镜2同为f1，凸3的焦距为f2，且f2大于f1。
[0053] 所述的自聚焦透镜通过光纤与干涉仪相连，自聚焦透镜的长度L介于(12)P与(3/4)P之间。所以，在红外光波通过探头照射皮肤的过程中，来自干涉仪的光经自聚焦透镜后，其端面的出光与光轴成小于45°夹角，其全部光线都照射在凸镜1上；因自聚焦透镜的端面位于凸镜1的前焦点处，光线经凸透镜1后，形成第一次扩束的平行于光轴的平行光；该平行光经凸透镜2，又汇聚于凸透镜2的后焦点处；由于凸透镜2的后焦点与凸透镜3的前焦点重合，光线经凸透镜3后，最后形成第二次扩束的平行光。
[0054] 因此，在红外光波通过探头照射皮肤的过程中，所述的检测探头将干涉仪的出光变为平行光，并具有光线二次扩束的作用，使红外光波垂直照射皮肤成为可能。
[0055] 当红外光波垂直照射皮肤，皮肤组织的背向散射光可以近似地视为垂直返回，具体还回过程：返回的光线首先进入凸透镜3，其大部分光线汇聚于凸透镜3的前焦点处，由于凸透镜2的后焦点与凸透镜3的前焦点重合，光线经凸透镜2后成为平行于光轴的平行光；该返回的平行光经凸透镜1，又汇聚于凸透镜1的前焦点处；又因为自聚焦透镜的端面位于凸镜1的前焦点处，该汇聚光正好抵达自聚焦透镜的端面，在自聚焦透镜的作用下，返回的光线作为信号光，通过光纤、第一光纤耦合器的B臂进入干涉仪，与参考光发生干涉，形成干涉光。
[0056] 因此，本检测探头在收集信号光的过程中，能充分地利用皮肤组织的背向散射光，使其返回的光线与光纤干涉仪之间的耦合效率最大化。
[0058] 作为本发明的进一步改进，该算法软件包括干涉信号采样、强度信号归一化处理、数字本振NCO产生、数字混频、FIR数字低通滤波、解析信号重构、FFT、皮肤组织的空间坐标定位、真皮层的折射率反演算法等模块。
[0059] 软件无线电是20世纪90年以后逐渐兴起的一种全新的通信设计理念，其核心思想是：在一个开放的、模块化的通用硬件平台上加载不同通信软件，并把数字化处理(A/D和D/A转换)尽量靠近射频天线，尽可能地通过软件实现通信功能。功能的软件化能减少灵活性差的硬件电路，尤其是减少模拟环节，使通信系统具备开放性、全面的可编程性，便于系统升级，功能扩展。
[0060] 本发明正是借用了“软件无线电”的设计理念，将“软件无线电”的设计思想引入“人体血糖浓度无创检测方法及系统”的研究，系统所述的信号处理单元的硬件平台主要以由微处理器或DSP或FPGA实现，所述的信号处理单元的内部算法软件有干涉信号采样、强度信号归一化处理、数字本振产生、数字混频、FIR数字低通滤波、解析信号重构、FFT、皮肤组织的空间坐标定位、真皮层的折射率反演算法等模块组成。各模块功能如下：干涉信号采样：控制A/D转换器，以采样周期为TS，对第一光电探测器输出的干涉光强度信号，进行时间离散化抽样，得到其数字信号序列。因为本发明在干涉仪参考光路引入相位调制器，加入频率为ωC的余弦载波驱动电压,使参考光的相位附加变化，因而，干涉光强度信号的频谱中包含零频、载波基频ωC和ωC高次倍频，如果干涉信号的最频分量为10次ωC倍频，根据Nyquist采样理论，为了不失真恢复原始模拟信号，则采样速率fs 应满足：
[0061] 强度信号归一化处理：因为当扫频光源输出光波的波数K以等间隔变化时，光源输出功率值可能会随之变化；采用同步监测的方式，得到与波数K相对应的光源输出功率值，利用同步监测值，对干涉信号做归一化处理，可以消除扫频光源的输出功率随K之变化而波动，进而有效提高系统的检测准确性。
[0062] 数字本振产生：以数字方法产生接近理想的余弦波，包括NCO1=cos(2ωCnTS)和NCO2=cos(ωCnTS)；NCO1、NCO2以ROM查表法获得，即根据余弦波的相位值计算出余弦值，并按该相位值作为地址变量(指针变量)，存储与该相位值对应的余弦值在ROM器件中，供信号处理单元(微处理器或DSP或FPGA)做数字混频时调用。数字本振产生的过程包括：相位累加、相位相加、余弦查表等。模拟本振信号电路存在频率不稳、相位噪声、温度漂移等问题。相对模拟本振信号电路，数字本振信号的性能要稳定、可靠得多，使用时方便灵活、成本更低廉。数字混频：数字混频的目的：从干涉光总强度信号中分离出皮肤各层组织的OCT信号的同相分量与正交分量。其过程是把其数字信号序列与数字本振信号NCO1=cos(2ωCnTS)相乘，经FIR数字低通滤波器后，得到OCT数字信号的同相分量,再将信号序列与数字本振信号NCO2=cos(ωCnTS)相乘，经FIR数字低通滤波器后，得到OCT数字信号的正交分量。因此，数字混频不存在模拟混频器的非线性问题。
[0063] FIR数字低通滤波：本发明在数字混频过程中多次使用FIR数字低通滤波器。FIR数字低通滤波器只有前向支路，没有反馈回路，具有线性相移特性。
[0064] 解析信号重构：在得到OCT信号的同相分量和正交分量之后，取OCT信号的同相分量为复振幅实部，取OCT信号的正交分量为复振幅虚部，重构与波数K相对应的OCT复振幅解析信号，即OCT谱信号。
[0065] FFT：FFT算法的目的是：对OCT复谱解析信号作离散的傅里叶逆变换IDFT，得到坐标Z空间的OCT信号，Z沿光波入射方向。而坐标Z空间的OCT信号为复信号，该复信号的模和辐角分别表征了皮肤组织背向散射光的幅度和相位信息。
[0066] 皮肤组织的空间坐标定位：通过对坐标Z空间的OCT信号的模做坐标Z的差商计算，可找到背向散射光幅度突变点的位置，从而确定皮肤真皮层的空间坐标范围，也即确定真皮层的上界面、下界面的空间坐标；
[0067] 真皮层的折射率反演算法：该过程主要包括：(1)根据真皮层的上界面、下界面的空间坐标，计算真皮层上下界面背向散射光的相位差；(2)根据真皮层上下界面背向散射光的相位差，计算皮肤真皮层的平均折射率n。
[0068] 综上所述，本发明借用了“软件无线电”的设计理念，将“软件无线电”的设计思想引入“人体血糖浓度无创检测方法及系统”的研究，将A/D转换器放在第一光电探测器之后，尽早将干涉信号数字化，并尽量以数字方法取代传统的模拟方法，以微处理器或DSP或FPGA为信号处理单元的硬件平台，采用多种算法软件模块实现干涉信号采样、强度信号归一化处理、数字本振产生、数字混频、FIR数字低通滤波、解析信号重构、FFT、皮肤组织的空间坐标定位、真皮层的折射率反演等功能。大幅度减少灵活性差的模拟环节，避免模拟电路存在的非线性、频率不稳、相位噪声及温度漂移等问题，使系统的性价比、整体性能有很好的改善。【附图说明】
[0069] 图1是本发明SS-OCT血糖无创检测系统总图；
[0070] 图2是本发明干涉仪结构图；
[0071] 图3是本发明检测探头结构图；
[0072] 图4是本发明数字混频流程图；
[0073] 图5是本发明复谱解析信号处理流程图。【具体实施方式】
[0074] 下面结合附图说明及具体实施方式对本发明进一步说明。
[0075] 本发明的基本原理：
[0076] 人体皮肤主要由表皮、真皮和皮下组织等构成，且每层组织的光学折射率不同，真皮层有发达的血液微循环网络，人体血糖通过血液微循环网络，在真皮层形成葡萄糖成分堆积，葡萄糖浓度的增加会导致真皮层的平均光学折射率增加。用光波照射人体皮肤表面，光波进入真皮层时，在真皮层的界面处发生散射并返回背向散射光；而光学折射率的变化一方面引起真皮层的背向散射光强度的变化，另一方面引起真皮层的背向散射光相位的变化。因此，可以通过测量真皮层返回的背向散射光的电场矢量的幅度和相位信息，计算真皮层上、下界面背向散射光的相位差，再计算真皮层的平均光学折射率，最后根据折射率与血糖浓度的相关性公式，计算人体血糖浓度。
[0077] 本发明的技术核心：
[0078] 扫频激光光源输出波数为K的红外光波，通过检测探头照射人体皮肤，如果把皮肤视为N层结构的层状组织，由于每层组织的光学折射率不同，当光波进入皮肤内部，在每相邻层的界面处发生散射并返回背向散射光。设在第i界面的背向散射光波的电场为 N层组织的总散射光波的电场为 设参考光波的电场矢量为 当总散射光波通过干涉仪与参考光波形成的干涉光波的总电场矢量
[0079] 采用光电探测器可测量干涉光的总强度IT(K)，由于光电探测器是平方律器件，有为 的复共轭矢量。
[0080]
[0081] 其中ER为参考光波的电场矢量 的模，Ei,Ej分别是皮肤第i层、第j层界面的散射光电场矢量的模，Φij为皮肤第i层散射光与第j层散射光之间的相位差，ΦRi为皮肤第i层散射光与参考光之间的相位差。上式中的第一项参考光为自相关强度，第二项分别是皮肤各层组织的背向散射光的自相关强度；第三项所有的背向散射光之间的互相关强度；第四项为参考光与皮肤各层组织的背向散射光的互相关强度，该项就是皮肤组织的OCT信号总和。
[0082] 本发明的核心内容是提供完整的技术方案，从光电探测器测量的干涉光的总强度信号中分离出皮肤各层组织的OCT信号，获得皮肤各层组织的背向散射光幅度和相位信息，包括确定真皮层的上界面、下界面的空间坐标，得到来自真皮层的上界面、下界面处的背向散射光幅度和相位信息，通过二者的相位差，计算真皮层的光学折射率，根据该折射率与血糖浓度的相关性，计算人体血糖浓度，从而实现无创检测。
[0083] 本发明解决其技术问题所采用的技术方案是：一种采用扫频光学相干层析技术的人体血糖浓度无创检测方法，其包括以下步骤：
[0084] 步骤1：扫频激光光源输出的波数为K的红外光波，通过检测探头垂直照射人体皮肤，由皮肤组织返回的背向散射光，又通过该检测探头被送至干涉仪；
[0085] 步骤2：该干涉仪使背向散射光与参考光发生干涉，并在参考光路引入相位调制器，加入频率为ωC的余弦载波驱动电压,使参考光的相位附加变化则光电探测器测量的干涉光总强度IT(K)为：
[0086]
[0087]
[0088] 由(3)式可知，IT(K)包含参考光的自相关强度、皮肤各层组织的背向散射光的自相关强度、各背向散射光之间的互相关强度，各背向散射光与参考光的互相关强度四项内容，第四项称为皮肤各层组织的OCT信号。
[0089] 将(3)以Bessel函数形式展开：
[0090]
[0091]
[0092] 从(4)式看出，仅第四项(皮肤各层组织的OCT信号)的频谱中包含零频、载波基频ωC和ωC高次倍频，因此，可以采用混频方式把第四项与前三项(相对参考光的自相关信号、各背向散射光的自相关信号、各背向散射光之间的互相关信号)分离出来。
[0093] 步骤3：用A/D转换器对以上的干涉光总强度信号IT(K)，以采样周期为TS，进行时DIG间离散化抽样，得到其数字信号序列I T(K)，并保存在信号处理单元；
[0094] 步骤4：为了从干涉光总强度信号IDIGT(K)中分离出皮肤各层组织的OCT信号，把DIG以上数字信号序列I T(K)与频率2ωC的数字本振信号NCO1＝cos(2ωCnTS)做数字混频，I_DIG DIG
经FIR数字低通滤波器后，得到OCT数字信号的同相分量I OCT(K),再将信号序列I T(K)与频率ωC的数字本振信号NCO2＝cos(ωCnTS)做数字混频，经FIR数字低通滤波器后，得I_DIG
到OCT数字信号的正交分量I OCT(K)，其中n为正整数，参见附图4；
经FIR数字低通滤波器后，得到OCT数字信号的同相分量I OCT(K),再将信号序列I T(K)与频率ωC的数字本振信号NCO2＝cos(ωCnTS)做数字混频，经FIR数字低通滤波器后，得I_DIG
到OCT数字信号的正交分量I OCT(K)，其中n为正整数，参见附图4；
[0095]
[0096]
[0097] 其中J1(MC)，J2(MC)分别1级，2级Bessel函数；
[0098] 步骤5：取OCT信号的同相分量II_DIGOCT(K)为复振幅实部，取OCT信号的的正交分Q_DIG量I OCT(K)为复振幅虚部，重构与波数K相对应的OCT复振幅解析信号，即：
[0099]
[0100] 其中 参见附图5；
[0101] 步骤6：当扫频光源输出光波的波数K由K0到KN以等间隔δK变化时，即OCT复振幅解析信号IDIGOCT(K)由IDIGOCT(K0)变到IDIGOCT(KN)，DIG
得到一组波数K空间中的OCT复谱解析信号，将I OCT(K)写成序列信号形式：
DIG DIG
得到一组波数K空间中的OCT复谱解析信号，将I OCT(K)写成序列信号形式：
DIG DIG
[0102] I OCT(K)=I OCT(nδK)
[0103] 其中N为正整数，参见附图5；
[0104] 步骤7：当扫频光源输出光波的波数K由K0到KN以等间隔δK变化时，以同步监测的方式，得到与波数K=K0+nδK相对应的光源输出功率值P(nδK)，利用P(nδK)对以上DIGOCT复谱解析信号I OCT(nδK)做归一化处理，得到波数K空间中归一化的OCT复谱解析信Norm
号I OCT(nδK)：
号I OCT(nδK)：
[0105]
[0106] 参见附图5；
[0107] 步骤8：对以上归一化的OCT复谱解析信号INormOCT(nδK)作离散的傅里叶逆变换IDFT，得到坐标Z空间(Z沿光波入射方向)的OCT信号，并写成序列信号形式：U(Z)=U(nδZ)， 且U(nδZ)包含实部Ur(nδZ)和虚部
Ui(nδZ)：
Ui(nδZ)：
[0108]
[0109]
[0110]
[0111]
[0112] 其中Z0为皮肤最表面的空间坐标，ZN为光波抵达皮肤最深处的空间坐标，参见附图1和附图5；
[0113] 步骤9：将坐标Z空间中的OCT信号U(nδZ)，按下式写成指数形式:
[0114]
[0115]
[0116]
[0117] 其中|U(nδZ)|和 分别为OCT信号U(nδZ)的模和辐角，二者包含Z=Z0+nδZ对应的皮肤组织背向散射光的幅度和相位信息，参见附图5；
[0118] 步骤10：通过对模 做坐标Z的差商计算，可找到背向散射光幅度突变点的位置，从而确定皮肤真皮层的空间坐标范围，也即确定真皮层的上界面、下界面的空间坐标；
[0119] 步骤11：如果确定真皮层的上界面、下界面的空间坐标分别为Z=Z0+lδZ、Z=Z0+mδZ，N≥m≥l，m、l均为正整数，则真皮层上、下界面背向散射光的相位差按下式计算：
[0120]
[0121] 步骤12：由皮肤的真皮层的OCT信号的相位差，计算皮肤真皮层的平均折射率[0122]
[0123]
[0124] 其中 为扫频光源的平均波数，
[0125] 步骤13：最后根据皮肤真皮层的平均折射率 与血糖浓度Cg的相关性公式(参见文献：《后向散射光法的血糖检测方法研究》，传感技术学报,2006年2月，第9卷第一期，第100-103页)，计算出人体血糖浓度Cg：
[0126]
[0127] 本发明解决进一步技术问题的方案是：其包括扫频激光光源、光源同步跟踪器、干涉仪、检测探头、第一光电探测器、A/D转换器、信号处理单元、控制单元，所述的扫频激光光源设有光纤接口A和电气接口B，所述的光源同步跟踪器包括第一1x2光纤耦合器和第二光电探测器，光纤耦合器的A、B、C臂依次与扫频激光光源、第二光电探测器、干涉仪相连。参见附图1。
[0128] 所述的干涉仪有三个光纤接口A、B、C和电气接口D，干涉仪的光纤接口A、B、C依次与光源同步跟踪器、第一光电探测器、检测探头相连，干涉仪的电气接口D与控制单元相连，光电探测器第一、第二光电探测器均与A/D转换器相连，所述的控制单元还与扫频激光光源、A/D转换器、信号处理单元相连。参见附图1。
[0129] 所述的干涉仪包括光纤环形器、第二1x2光纤耦合器、光纤相位调制器、光纤式法拉第反射镜，光纤环形器的三个光纤接口1、2、3依次与光源同步跟踪器、第二1x2光纤耦合器的A臂、第一光电探测器相连，第一光纤耦合器的B臂与检测探头相连、第二1x2光纤耦合器的C臂与相位调制器的光纤接口1相连，该相位调制器的光纤接口2与光纤式法拉第反射镜相连，该相位调制器的电气接口3与控制单元相连。参见附图2。
[0130] 所述的检测探头与干涉仪的信号臂相连，将干涉仪的出光变为平行光，并具有光线扩束的作用，该检测探头由光纤自聚焦透镜、凸镜1、凸镜2和凸镜3组成，四者的中心位于同一光轴线上，其中自聚焦透镜通过光纤与干涉仪相连，该自聚焦透镜的长度L介于(12)P与(3/4)P之间，P为截距，自聚焦透镜的出光端面位于凸镜1的前焦点处，凸镜2的后焦点与凸透镜3的前焦点重合，干涉仪的光先经自聚焦透镜和凸镜1形成第一次扩束的平行光后，再经凸镜2汇聚到凸镜3的前焦点，最后经凸镜3完成第二次平行光扩束，凸镜1的焦距与凸镜2同为f1，凸镜3的焦距为f2，且f2大于f1，参见附图3。
[0131] 所述的信号处理单元主要由微处理器或DSP或FPGA及内部算法软件组成，该算法软件由干涉信号采样、强度信号归一化处理、数字本振产生、数字混频、FIR数字低通滤波、解析信号重构、FFT、皮肤组织的空间坐标定位、真皮层的折射率反演等算法模块组成。
[0132] 以上内容是结合具体的优选实施方式对本发明所作的进一步详细说明，不能认定本发明的具体实施只局限于这些说明。对于本发明所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干简单推演或替换，都应当视为属于本发明的保护范围。
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