减肚子的方法(完整版)动态光谱在血液成分无创检查

2021年2月12日发(作者：益母草颗粒什么时候吃)

1.
血液检测

1.1
血液

血液是流 动在人的血管和心脏中的一种红色不透明的粘稠液体。
血液主要成
分为主要成分为血浆、血细胞 。血液中含有各种营养成分，如无机盐、氧、代谢
产物、激素、酶和抗体等，有营养组织、调节器官活动 和防御有害物质的作用。
血液储存着人体健康信息，
人体各器官的生理和病理变化，
往 往会引起血液成分
的改变，故患病后常常要通过验血来诊断疾病。

1.2
血液成分

血液是人类生命一种特殊的宝贵资源，
是人体重要的组成部分，
人体所需的

氧气、
水、
养分通过血液输送到全身每个细胞，
细胞新陈代谢所产生的废物又 通

过血液送出体外，
血液还能够防御和抵抗疾病，
参与调节体温和维持酸碱 平衡等

功能。可以说没有血液就没有人的生命。

人体血液的总量为
65
?
90ml/kg,
全血比重为男：
1.054
?
1 .062,
女：
1.048
?
1.062
。血浆的比重为：
1.024
?
1.029
。血液由血细胞和血浆两部分组成，含
有
45%
的有形成分和
55%
的液态血浆。
其有形成分包括红细胞、
白细胞、
血小板，
在显

微镜下能够看到它们形态。
血浆含
91
?
92%
的水分和
8
?
9%
蛋白质、
无机盐
及

其它有机和无机组分。

血浆中的水是各种高分子蛋白质和低分子晶体物质的优良溶剂，
能大量吸收

体内产生的热量，并将体内深部的热量带到体表散发，以调节体温。

血浆中总蛋白含 量为
60
?
80g/l,
分为白蛋白、球蛋白和纤维蛋白原三类。

其中白蛋白为
40
?
50g/l,
球蛋白
20
?< br>30g/l,
纤维蛋白原
2
?
4g/l
。白蛋白与球
蛋

白的比值为
1.5
?
2.5
。
血浆蛋白有多方 面的作用，
血浆球蛋白能与甘油三酯、
胆

固醇等结合成脂蛋白，对脂类物质 起运输作用；一些小分子物质（
Fe2+
、甲
状腺

激素，肾上腺皮质激素等）可与血浆蛋白结合成大分子物质，这可避免在
流经肾

脏时被排出。血浆蛋白中，白蛋白分子量最小而含量最多，是产生血浆
解体渗透

压的主要因素；各种特殊抗体都用于
Y-
球蛋白，补体主要是
P
? 球蛋
白，
它们参与机体的免疫功能；
血浆中的纤维蛋白原等是促进血液凝固所不可缺< br>少的物质；

血浆蛋白是血浆中缓冲系统的重要组成部分之一，在保证机体营养
等方面，有非

常重要的作用。

无机盐约占血浆总量的
0.9%,
绝大部分呈离子 状态。
其中正离子主要是
Na+,
其次是
K+
、
Ca2+
、
Mg2',
负离子主要是
Cr,
其次是
HC03
S042
?等。它们在形

成
血浆晶体渗透压、维持酸碱平衡和神经肌肉兴奋性等方面起着重要作用。

其它有机、无机物质还包括葡萄糖、乳酸、脂类、氨基酸、尿素、尿酸、肌

酐、氨、氧和二氧化碳等等。它们都是参与机体代谢的重要物质。

1.3
血液生化检测指标

血液中蕴藏着人体生命活动的重要信息。
人体血液中各种成分含量的变化可

以真实地反映人体的健康状况。
在临床上，
准确测定的人体血液中葡萄糖、
肌酐


1
等成分含量，可以为诊断、治疗和预防疾病提供真实客观的依据。

下面列出几种血液生化成分含量与人体健康状况诊断的关系：

葡萄糖
GLU :
正常值为
/L
。增高的临床意义：糖尿病、甲方；
、

脑膜炎、肝硬化等：降低的临床意义：胰腺癌、粘液性水肿、呆小症等。

总胆固醇
Total
Cholesterol
：浓度正常值为
3. 6
?
6.20mmol/l,
大约合
185
?
200mg /dlo
增高的临床意义：肾病综合征、糖尿病等，降低的临床意义：严
重贫

血、甲亢、血友病等。

低密度脂蛋白
-
胆固醇
LDL-c h:
正常值
0.5
?
3.36mmol/l
。增高的临床意义：
II
型高脂蛋白血症，肾病综合征，糖尿病，甲减，阻塞性黄疸，黄色瘤病等。
降

低的临床意义：低蛋白血症，无
p-
脂蛋白血症等。

高密度脂蛋白
-
胆固醇
HDL- ch:
正常值
0.8
?
1.5mmol/l
。
HDL- ch
被认为是一

种抗高脂血症、
抗冠心病和动脉粥样硬化的体液因素。增高的临床意义：
原发性

胆汁性硬变，慢性肝炎，慢性乙醇中毒；降低：糖尿病，肾脏疾病，肝脏疾病，

冠心 病，动脉粥样硬化，
IV
型高脂血症，急性感染等。降低的临床意义：冠心
病。

游离脂肪酸
FFA:
正常值
0.3
?
0.9mmol/ l
。
增高的临床意义：
嗜铬细胞瘤，

甲
亢，
乙醇 中毒，
糖尿病急性心肌梗塞，
肝性脑病，
长期禁食，
糖原累积病，
Reye
综合症等。
.
甘油三酯
Triglyceride TG:
正常值
0.4
?
增高的临床意义：特发

性髙脂血
症，动脉粥样硬化，糖尿病，肾病综合征，肥胖症，甲减，糖原累积病

等。降
低的临床意义：甲亢，阿狄森病，重症肝损害，吸收不良综合征等。

磷脂：正常值
1.7
?
3.2miru)l/l
。磷脂水平与胆固醇有关，正 常人胆固醇
/
磷脂

比值平均为
0.94
。增高的临床意义 ：肾病综合征，糖尿病，慢性出血性贫
血，原

发性高血压，动脉粥样硬化，甲减，肝硬变及阻塞性黄疸病人的血磷脂
升高：降

低的临床意义：低色素性贫血，溶血性贫血，恶性贫血及甲亢

总蛋白
Total protein TP:
正常值
55
?
80g/l
。增髙的临床意义：高渗性失
水，

多发性骨髓瘤，阿狄森病，某些急慢性感染所致高球蛋白血症等。降低的
临床意

义：慢性肝病，肝硬变，慢性感染，慢性消耗性疾病，长期腹泻，肾病
综合征，

营养不良等。

白蛋白
Albumin:
正常值
35
?
50g/l
。
主要用途是补充血容量。
增高的临床意

义：偶见于脱水所致的血液浓缩。降低的临床意义：肝病，肾病，营养不良等

尿素氮
Blood
urea
nitrogen
BUN:
正常值
2.8
?
7.14mmol/l
。血中尿素氣主
要

是表征肾脏对于蛋百质代谢产物的排泄能力，由此推测肾脏功能。肾脏机能
发生

障碍时，尿素氮无法被顺利排出，造成血中的尿素氮数值偏高。尿素氮的
数据正

常，也不代表肾一定正常但血中尿素氮易受到其它因素影响而变化，因
为上消化
道出血、休克、严重感染、使用类固醇药物或摄取过多蛋白质时，会
引起血中尿素氮暂时上升。而且 只有肾功能衰竭到
30%
以下时，尿素氮水平才会
上升。增高

的临床意义：急慢性肾炎，重症肾盂肾炎，各种原因所致的急慢性

2
肾功能障碍，

心衰，休克，烧伤，失水，大量内出血，肾上腺皮质功能减退症，前列腺肥大，慢性尿路梗阻等。

肌
fff Creatinine CR
：正常值在血衆中为
40
?
135
叫
0
丨
/1,
在全血中为
88.4
?
159.1
畔
ol/l
。 肾功能障碍，代谢废物不能排出体外，以致大量含氮代
谢产物及其

他毒性物质在体内蓄积，水电解质代谢及酸碱平衡紊乱，机体内环
境的相对稳定
被破坏，由此所引起的自身中毒和产生的综合病征称为肌酐过高
（
Uremia)
。
常

表现为氮质血症，
血尿素氮和血肌酐显著升高，
内生肌酐清除 率
下降，少尿期血

钾和血磷上升、血钙下降，并伴有胃肠、神经肌肉和心血管系
统的症状，如恶心、

呕吐、腹浑、头痛、无力、淡漠、失眠、抽搐、嗜睡以至
昏迷等症状。

尿酸
Uric Acid UA:
正常值：
123
?
430
呷
ol/l
。健康成人体内尿酸含量约
为
1.1
克，其中 约
15%
存在于血液中，血液中尿酸经肾小球过滤后，
98%
?
10 0%
在

近端肾小管重吸收。尿酸是血浆中非蛋白氮重要成分之一，当肾小球滤过功
能受

损时，尿酸即潴留于血中。

总胆红素
Total bilirubin T B
：正常值：
3.5
?
23.5
叫
ol/h
总胆红 素应包
括游

离胆红素（
Bu)
、结合胆红素（
Be)及
S
胆红素（
BS),
其中结合胆红素（
Be)
又分 为
mBc
和
dBc
。
胆红素就是被破坏的老衰红血球所产生出来的废 弃物。
对

身
体并没有用处，
但一定要从身体中排泄出去。
当肝细胞或胆道有伤害时，
处理

能
力就会降低，而其伤害的影响度就会表现在血清中的胆红素的浓度。因此可以

由测定血清胆红素的浓度，而了解肝细胞或胆道的受伤或阻塞程度。

谷草转気酶
Serum glutamic oxalacetic transaminase SGOT
；谷氣酸?草
酸乙酸

转胺酶，简称谷 草转胺酶，缩写为
GOT,
由于化验时用血清进行检查，通
常缩

写 为
SGOT
。正常值：
0
?
40
叫
lol/l。

谷丙转氣酶
Serum glutamic pyruvic transaminase SGPT
；谷氨酸
-
丙酮酸
转胺
酶，简称谷丙转胺酶，缩写为
GPT
，由于化验时用血清进行检查，通常缩
写为< br> SGPT
。正常值：
0
?
40
呷
01/1
。增高的临床意义：急慢性肝病，胆道感染，
胆石

症，急性胰腺炎，急性心肌梗塞，心肌炎，心衰，肺梗塞，流脑等。儿童，
寒冷，

过度劳累，剧烈运动，溶血反应亦可升高。

氨基酸氮：正常值：血装中
4< br>?
6mg/dl,
血球中
6,5
?
9,6mg/d
丨 。饭后大量
氨

基酸被吸收，
血中氨基酸水平暂时升髙，
经过
6
?
7
小时后，
含量又恢复正常。

说明体内氨基酸代谢 处于动态平衡，
以血液氨基酸为其平衡枢纽，
肝脏是血液氨

基酸的重要调节 器
&
因此，食物蛋白质经消化分解为氨基酸后被人体所吸收，抗

体利用这些氨基酸再合成自身的蛋白质。
人体对蛋白质的需要实际上是对氨基酸

的需要。

血色素
hemoglobin HLB:
血氧饱和度检测的重要参数。

其中，
血液中葡萄糖、尿素氮、肌酐、
胆固醇、
甘油三酯、
总胆红素、
尿酸、

白蛋白、球蛋白及总蛋白等成分是临床上常用、且临床意义明确的成分。表
1-1
列出了血液中可测生化成分的正常范围、检测范围以及检测精度。


3
1.3
血液检测方法

通过检测存在于血液中的各种离子、糖类、脂类、蛋 白质以及各种酶、激素
和机体的多种代谢产物的含量，
叫做血液生化检查。
可以为医生 提供诊断与治疗
依据，并能帮助临床确定病情、监测治疗效果，对于及时判断病程发展，指导诊
断和治疗具有重要的临床意义。

血液检测方法主要分为有创检测和无创检测两种方法。

1.3.1
有创检测

目前医疗机构的检验手段是采集患者的血液标本并进行生化分析，
属于有创
检测。

目前用于临床的血液成份分析方法是生化方法，
即从人体采 取血样后进行生
化检测。
这样或多或少给病人造成了身体上的创伤。
有些疾病还需要经 常进行血
液检测，如糖尿病患者需要保持空腹血糖低于
140mg/dl
(7.8m mol/l),
餐后两小
时
血
糖
低
于
180mg/ dl
(10.0mmol/l)
的
正
常
水
平
，< br>又
不
低
于
50mg/dl
(2.77mmol/l)
。
频繁的采血检测会使病人身体上感到不适和不便，
心理上产生恐
惧感，
容 易造成一些必要的血液化验被遗漏，
对突发病症不能及时采取有效救护
措施而发生危险。

有创检测不仅给病人带来痛苦和感染的风险，
也会因采集和检测中的时间差
导致医 生无法及时的做出诊断，
同时血液标本本身和试验过程中所使用的试剂还
会污染环境。此外，有 创检测耗时费钱，不适合血液成分的在体连续监测。

临床上迫切要求实现人体血液多成分无创 伤的连续检测
,
近年来这方面的研
究己经成为国际上的热点。

目前 临床上广泛应用的血液成分检测方法属于有创检测，
取指尖或静脉的血
样，
应用一次性 的试剂通过生化分析仪进行检测。
它的缺点是测量手续繁杂，
有
感染的危险，
并且消耗品的费用较高。
临床上对这些成分的常规测定方法称为生
化分析方法【
7～，这种方法需要对从病人身上抽取的血液进行预处理，且对于
不同被测成分需使用特定试药等消耗 品。

以糖尿病患者为例，每次需要从静脉取血，血量约
3--
一
5 ml
毫升，利用生
化方法进行测量，
每测得一个血糖值，
必须进行一次采血并 消耗一份试药，
同时
这种测量方法将耗费几个小时，
使得糖尿病患者自我实时检测血糖 很困难。
此方
法测量成本高，分析效率低。

其他血液成分，比如血氧、血红 素、总蛋白、总脂及总胆固醇等成分的无创
测量同样对于预防高血脂症、
高血压、
贫血 等具有重要意义。
血液成分无创检测，
不仅能够实现血液成分实时、快速、安全、无痛的检测， 而且不需要价格不菲的

消耗品，可大大降低测试费用，是一种比较有应用前景的检测技术。

1.3.2
无创检测


血液成分无创检测技术主要包括微波法、近红外光谱法、 中远红外光谱法、
拉曼光谱法、光声法、光散射系数法等。旋光法、光声法、拉曼光谱法、光散射
系数法等到目前为止仍停留在理论研究和离体实验研究阶段，
没有成为主流的研

4
究方法。
通过对中、
近红外光谱无创检测技术方面大量的基础研究和少量的人体
实验，
研究者一致认为在近红外区域，
体液和软组织在这个谱段相对透明，
穿透力强。近红外光谱法是最有发展前途的无创检测方法之一。


光是一种理想的无 创检测的信息载体，
光学检测以其方便、
无痛以及原理上
高速、高精度、信息多维化等 特点，成为最具有应用前景的检测手段。在近年的
研究中，
血液无创检测的研究多集中在光学方 法上。
国内发展较快且有效的光学
检测方法主要包括荧光法、近红外光谱法和中红外光谱法等等 。


动态光谱法为近红外光谱技术应用提供了一个全新的思路，
使患 者有希望彻
底抛弃成本高、易感染的有创检测方法，具有广阔的应用前景。


近红外光谱血液成分无创检测已经成为当前国际生物医疗领域的研究热点。

包括血糖、血氧、蛋白质、脂肪、血红蛋白等成分浓度的无创检测研究。


近红外光谱技术也被用于其他血液成分信息的检测，
主要包括全血或血清中

蛋白质、类脂、
pH
值、尿素等含量的测定，也有检测血液各种成分相关的组织

光学问题及测量条件问题。


从
2001
年开始，
李刚、
林凌
ll
¨
dnlll551
在天津大学成立了组织 光学特性
研究小组，
进行人体血液中含氧血红蛋白、
还原血红蛋白、
脂肪和葡 萄糖等成分
的光吸收特性的专项研究。该项目研究至今先后得到多项国家基金的立项资助。


血液成分无创检测是当前世界性的研究难题，阻碍它发展的因素有很多，其

中就包括测量个体的差异以及一些测量条件的变化。


个体差异是指 不同个体或同一个体被测部位生理结构上的差异，
及生理状况
的时变性，具体包括水合状态、毛 发、角质层、表皮、真皮、皮下组织、肌肉、
骨骼、
颜色、
体温、
营养状态等 ；
检测条件包括探头压力、
检测位置、
环境温度、
光源光谱的平坦程度等。< br>个体差异的影响涉及到光谱检测的方方面面。
概括起来
个体差异主要体现在不同个体之间 、
同一个体不同部位之间和同一部位不同时间
对光谱测量的影响。由于这些因素对于吸光度的影 响尚无法直接通过测量确定，
能否设法消除上述这些个体差异对吸光度测量的影响是近红外光谱法血液成 分
无创检测能否实施的关键。

为消除个体差异和部分测量条件对测量的影响，
李刚教授利用动脉血脉动的
生理特点，最早提出了动态光谱检测方法。

在近红外光 谱无创检测中，检测中测量部位的不同，检测部位皮肤的厚度，
皮肤表面及皮下组织的状况，
测 量位置的情况等都是影响测量的重要因素。
本课
题系统地研究了血液成分的动态光谱无创检测方 法。
该方法测量动脉充盈与动脉
收缩时吸光度的变化量，
以此来消除测量中由于皮肤组 织和肌肉组织影响而产生
的差异，得到纯净的动脉血液吸光度光谱。

3.
动态光谱

2
．
2
近红外光谱法理论基础

近红外光谱的波长在
780 ---2500nm
范围内，主要是含
C
．
H
、
O
．
H
、
N
．
H
等键


5
基团的化合物在中红外区域基频振动的倍频吸收与合频吸收。含
H
键基团的有

机物近红外光谱的特征是随着成份含量的变化而变化。
因此可以通过光谱特征的

变化推知有机物成分含量的变化。

近红外光谱法的理论基础是比尔．朗伯定律
(Beer-Lambert)
。

如果某一物质的吸光度与浓度成正比，即符合
Beer- Lambert
定律。

其中：
A
。为样品的吸光度；厶与，分别为 入射光强度和透射光强度；占以
)
为

吸收物的吸光系数，它是波长的函数；
，为样品的光程长；
c
为吸收物的浓度。

如果己知占
(< br>五
)
和，
，根据实测的彳；
，可求浓度
c
：

当被测样品中含有多种物质，假设仍然满足
Beer- Lambert
定律，它在某样品

中的组成成分与其光谱之间建立了简单的线性关系。
也即利用光谱仪器检测样品

时，在其组成成分的数量或浓度与其所吸收的光能量之间就建立了某种直接的、

线性的关系。其数学表示为：

纠
n(
锱卜
mq(2-3)
其中：岛以
)
为第
i
种吸收物在特定波长五处的吸光系数，
q
为相应吸收物的

浓度。
对于给定的某成分，
其吸光系数为常数。
被测样品中某成分浓度发生变化

就会引起吸收光谱的变化。
通过对样品的吸 收光谱和各参数进行关联，
建立校正

模型，
从而能够通过某未知样品的光谱 信息和校正模型来预测其组成和性质。
但

是，公式
(2
．
3)
也必须以下列条件为前提：

①入射辐射为单色辐射
(
单一波长辐射
)
；

②吸收过程中各物质相互作用，但各物质的吸光度具有加合性：

③辐射与物质的作用仅限于吸收过程，没有荧光、散射和光化学现象；

④吸收物是一种均匀分步的连续体系。

M
．
Cope
等【
1
冽的试验表明，光透过高散射介质时，基本的朗伯．比尔方程仍

适用，< br>但公式
(2
．
1)
中的光路长
Z
已经不是简单的检测 器到光源的物理距离，
光

子从光源到检测器经过多次散射，
于是光子实际走过的路径长度比检测器到光源
的物理距离大得多。
并在此基础上，
提出了微分光路长和平均光路长的概念，
给< br>
出了修正的朗伯．比尔方程：

OD=
一
log(I
／
Io)=Bpod
，
+G
．
(2-4)
其中
B
是一个光路长因子，与吸收系数、散射系数以及散射相位有关；
dp
是光源到探测器之间的距离；
Bdp
为光在组织中所走的实际路径长度，定义为平
均光路长

：
G
是一个由散射引起的光损失的因子，与吸 收系数无关。定义微

分光路长为霎望，则由公式
(2-4)
得：

于是考虑组织的散射性质，用平均光路长

代替基本朗伯．比尔方程中物理

光路长
d
，得到修正的朗伯．比尔方程，数学表达式为：

AOD=A
／
z
。

2
．
3
皮肤及皮下组织特性

皮肤是人体最大的器官，占人 体体重的
4
％～
6
％，成人皮肤的面积为
1
．
2< br>～

2
．
0m2
。在全身各部位的皮肤厚度不同，一般厚度为
0
．
5
．
Omm
。最薄处

6
为上眼

睑，最厚处为背部正中线、手掌和足底。

按解剖学定义，人体皮肤可分为三层：角质层、表皮层和真皮层。这三层紧

密相连，
厚度随不同身体部位而不同。
皮肤的最外层是角质层，
由脱水细胞组成
的柔软、
无生命的保护层。
角质层的下面是无血管但有生命的表皮层。
表皮层起< br>
源于外胚层，
是皮肤表层的上皮细胞。
由角脘细胞、
树枝状细胞及迈 克尔细胞组

成。表皮中没有血管，分为角质层、透明层、颗粒层、棘状层和基底层。基底细

胞中 存在细短成束的张力细丝，
是形成角蛋白的前身。
基底细胞具有活跃的分裂

能力，
是表皮各层细胞的发源地。
表皮层中含有蛋白质、
类脂化合物以及赋予皮

肤各种特征颜色的色素细胞。
由于色素强烈吸收可见光，
所以角质层和表皮层的< br>
反射光被认为是不重要的。

真皮层是由结缔组织、毛囊、汗腺、神经末梢、脂肪细胞和丰富的毛细血管

系统组成 。
真皮又可分为浅在的乳头层和深在的网状层。
乳头层主要由乳头体和

网状 胶原纤维组成：
而网状层主要由胶原纤维构成网状纤维结构。
真皮层中的毛

细血管形成垂直回路，长度大约是
0
．
2
～
0
．
4 mm
，它们从微动脉血管中接受血
液，

而这些微动脉在真皮下部形成与皮肤表面平行的网络系统。
小动脉提供血液给这
些微动脉，
同时又从位于皮下组织深处的较大动脉中接收血液。
皮肤中的血液就

是这样从位于真皮中上部的微静脉流回，
并通过皮下组织中的较大静脉汇总，
最

终再流回心脏。
在手掌、
耳垂及面部等部位都很容易找到由神经纤维的动静脉吻< br>
合。这些起分流装置作用的动静脉吻合使得通过皮肤的血液有规则地流动。

皮肤的下面是皮下组织层，皮肤通过皮下组织和深层组织相连，皮下组织由

疏松的结 缔组织和脂肪组织构成，
使体表的浅筋膜与深筋膜或骨膜结合起来，
皮

下组织中含有皮下血管，神经主干、神经末梢、毛囊及皮脂腺等。肌肉层连接着

皮下脂肪和骨骼。人体皮肤结构见图
2
．
2
。


人体不同部位的皮肤结构有很大差异。

1981
年
Anderso n
等人对皮肤的光学性质进行了系统的研究，认为皮肤的各

层结构中各有不同的光学 性质。
当光照射人体时，
在组织内部传导的光不仅仅被

其中的吸收物吸收，
而且还被细胞和各种小器官强有力的散射。
大多数人体组织

为混浊介质，< br>属于不均匀性的散射系统，
吸收与散射同时存在，
且散射远远大于

吸 收。一般的，入射光进八人体后，
--d'
部分光仍沿直线传播，这部分光子被称
< br>为弹道光子；
另一小部分光与直线传播稍有偏折，
被称为蛇形光子：
而大部分光

子由于散射的作用远远偏离直线方向，这部分光子行进的路程远大于介质层厚
度，
被称为漫射光于。
在皮肤的三层结构中，
真皮层是吸收和反射光波的主要部< br>
分。
光的穿透深度主要由真皮层中骨胶原产生的散射光决定，
而血小板、氧合血

红蛋白和胆红素则是真皮层中可见光的主要吸收者。

2
．
5
脉搏血氧计原理


7
血氧饱和 度
(Sa02)
是衡量人体血液携带氧的能力的重要参数，临床上用血

氧饱 和度及时了解患者体内的血氧含量。脉博血氧测量方法最早由
Brinkman
和
< br>Zijlstra
提出【
1241
。传统的
Sa02
测量方法 是首先进行人体采血，然后利用血
气分析

仪进行电化学分析，测出血氧分压
(P02)
，进而推算出
Sa02
。而近几十年来．随

着光电子技 术的日趋成熟，
可采用检测血液对光吸收量的变化，
测量氧合血红蛋

白(m02)
占全部血红蛋白
(Hb)
的百分比，从而直接求得
Sa02< br>。

血液中的氧分子绝大部分都可与红细胞中的
Hb
作可逆性结合，很少一部分

溶解在血浆中。
Hb
是以
Hb02
和还原血红蛋白
(HbR )
两种成份混和存在的。当

传输光透射过某种溶液时，其光吸收特性遵从
L ambert
—
beer
定律，可描述为：

其中：如、
J
分别为入射光强度和透射光强度，
c
、
E
、矽分别为物质的浓度、< br>
吸光系数和吸光度，上为光路长。在某一波长光九
1
处，公式
(2< br>．
7)
对于血液可

写为：

其中；口
J< br>、
a2
为
Hb02
和
Hb
在波长九
1
处的吸光系数，
C
，
、
c
分别为
Hb02
和
总
m
的浓度。而
Sa02
的定义为血中
Hb02浓度
c
，与总
Hb
浓度
c
之比，即
1
。

C
因此，从公式
(2
．
8)
可以推得：

由公式
(2-9)
可见，当使用单一波长光
k
测量时，
< br>c
及光程长
L
。假如再采用另一路波长光
X2
同时测量时，< br>
Sa02
依赖于总
Fib
浓度

其中：乃、
-
，分别为池光入射强度和透射强度，
b
，
、
b2
为九< br>l
和
Hb
对池波长

光的吸光系数。由公式
(2．
9)
、公式
(2
．
10)
可以消去总
Hb< br>浓度
C
和总光程长

三得到

当波长九
1< br>选为
Hb
和九
1
吸光系数曲线交点
(805rim)
附近时，即
al=a2
≈
a
时，

公式
(2
．
1 1)
变为

其中么、
B< br>为常数。公式
(2
．
12)
说明：当一波长选为曲线交点附近时，Sa02
可以从血液溶液在两个波长点的吸光度比率求得。这样
Sa02
不依赖 于总舶浓

度
C
和光程长厶这就是
Sa02
测定的基本原理。

由于人体动脉的搏动能够造成测试部位血液容量的波动，从而引起光吸收量

的变化， 而非血液组织
(
皮肤、肌肉、骨肪等
)
的光吸收量是恒定不变的。脉搏

式
Sa02
测量技术就是利用这个特点，通过检测血液容量波动引起的光吸收量变

化，消除非血液组织的影响，求得
Sa02
。该方法不必压迫组织，造成组 织无血

状态，使得测量简单易行。测试部位的吸光度构成状况可用图
2
．< br>5
表示。

假设光在测试部位的传输遵循
Lambert
．< br>beer
定律，由散射、反射等因素造成

的光衰减忽略不计，则透射光强为：

，其中：
E
、
C、
L
分别为动脉血液的吸光系数、浓度和光程长；
E
’
、
C
’
、
L
’分
别为静脉血液的吸光系数、浓度和光程长；
IoF
为非血液组织透射光强。

非血液组织和静脉血液的吸光量为常量，光在穿过非血液组织及静脉血液


8
后，未穿过动脉血液前的强度为：

r=JoFl0
一
Ft
乜。

则动脉血液的吸光度为：

’∥一
lg
专一砒
(2-13)
OD
l '
图
2
．
5
检测部位血液及组织光吸收情况示意图

先，

当动脉血液厚度
L
增加△
L
，透过光量I
则会减少△
I
，这样根据公式
(2
．
13)
，

动脉血液吸光度
W
的变化部分
AW
可表示如下：

AW=lll(
竽
)
一
ln
啪
=
一
E龇

当采用九
1
、地两路波长光同时测定时
j
则有：

Q=
盟：生
(2
．
14)
。△％
l El 其中：△
wxl
、△毗分别为血液对九
1
及尥波长光的吸光度变化量；< br>E1
、
E2
分别为血液对九
l
及地波长光的吸光系数。

若将动脉血中非搏动部分吸收光强与静脉血及组织吸收光强合并为不随搏

动和时间而 改变的光强度
(DC)
；而随着动脉压力波的变化而改变的定义为搏动

性动脉血吸收的光强度
(AC)
。这样就可计算出在两个波长中的光吸收比率

。

将公式
(2
．
15)
结果代入公式
( 2
．
12)
即可求出
Sa02
。

2
．
6
动态光谱法

在近红外光谱检测法所面临的诸多问题中，个体差异和测量条件对光谱测量

的影响【
l
埔】
，是近红外光谱无创检测血液成分的一个技术难题。因为个体差
异给< br>
光谱检测结果带来了极大的影响。
因此，
需要抑制和克服个体差异对检测光谱 的

影响。

本节在动脉血氧计原理基础上展开研究，从两种成分拓展到多种成分，从点

到面，< br>进一步提出了动态光谱法。
该方法可以有效消除个体差异和测量条件对血

液成分测量的影响。

2
．
6
．
1
脉搏波吸光度构成

动脉脉动特征的存在使得血管中的血流量呈周期性的变化。在正常生理情况

下，毛细血管和静脉不搏动，只有小动脉搏动。同时，由于血液为高散射、强吸

收的 液体，
近红外光在血液中的吸收率比在一般组织中的吸收率要大几十倍，
所

以用近红外光透射法得到的吸光度变化主要反映动脉血液容积变化。
所以，
利用
近红外光作为光源，
利用光接收器检测透射的光强，
就可以获得反映动脉血吸光

度变化情况的光电脉搏波，见图
2
．
5
。

光电脉搏波是由指端组织的吸收及散射贡献，其主要成分包括三部分：


9
1
．基本稳定的直流分量。它由动脉血非动脉部分、静脉血、指端组织吸收

及散射贡献。

2
．周期变化的交流分量。它与心率同步，与动脉血容积相关，主要反映了

脉动的动脉血的吸收。交流分量幅值一般为直流分量的
0
．
5
％，且叠加在< br>直流分量上。

3
．背景光贡献分量。这是遮光不严密或者光电转换器件本身性 能
(
如暗电

流
)
对光电脉搏波的贡献，没有任何的生理意 义。可以在发光管没有发光时由光

转换器产生的电压测得。

2
．
6
．
2
动态光谱定义

所谓“动态光谱

是指各个单波长对应的单个光电脉搏波周期上吸光度的最
< br>大值与最小值的差值
AOD
构成的光谱。
AOD
反映了不同波长下由动 脉血容积变

化引起的吸光度的变化。

在动脉血管充盈度最低时，来自光源的入射光没有受到脉动动脉血流的作

用，此时的 出射光强
k
最强，可视为脉动动脉血液的入射光
lo
；而动脉血管充

盈度最高状态的光电脉搏波谷点，
即脉动动脉血液作用最大的时刻，
此时的出射

光强，曲最弱，为脉动动脉血液的最小出射光强
I
。根据修正的
Beer- Lambert
定律【
126]
得：

公式
(2
—
16)
就为动态光谱法的数学表示式。其中
A
为脉动动脉血液吸光度，

d
为最大充盈状态下脉动动脉血液的平均光路差。
动态光谱法通过记录动脉充盈< br>
至最大与动脉收缩至最小时的吸光度值，
就可以消除皮肤组织、
皮下组织等一 切

具有恒定吸收特点的人体成分对于吸光度的影响。

2
．
6
．
3
动态光谱法理论推导

Beer- Lambert
定律原则上仅用于均匀、无散射介质。但实际上生物组织是一

个很强 的光散射体，
光在组织中经过无数次散射才能从光源到达检测器，
实际光

路 常远大于光源到接收器的距离【
1271
。
1988
年
Delay D
．
T
等提出了修正的

Beer- Lambert
定律，给出了微分光路长和平均光路长的概念。考虑生物组织的
散

射性质，用平均光路长代替基本
Beer- Lambert
中的物理光路长，并给出修正的

Beer- Lambert
方程。
’

设厶、
L
分别为入射光强和出射 光强，占为分子消光系数，
c
为待测成分

浓度，
，为光在组织的平 均光路长，
G
是由散射引起的光能损失，则吸光度
OD
可表示为：

，加设组织的吸收系数为／
zo
，则儿
=
留。代入公式
(2
—
17)
可得：

OD=-2
．
303p
。
，
+G (2
—
18)
，
l
在近红外光透射检测中，吸光度由血液和其它被透射组织吸收与散射构成，

其中血液 中散射相对较小，
可忽略不计。
设被透射组织共有
n
层，
第
f
层组织的

吸收系数为‰，平均光路长为乙，动脉血的吸收系数为／．
t< br>曲，一个光电脉搏

10
波周

期上动脉充盈时的最大光程 长为
7
眦，
动脉收缩时的最小光程长为
Z
曲，
则动脉

充盈时的吸光度
OD
。和动脉收缩时的吸光度
OD2 n-n-1
分别表示为：

设
L
为
k
与
k
之差，由于不考虑血液的散射影响，
L
不会因为波长变化而

发生变化。则动脉充盈时的吸光度和动脉收缩时的吸光度之差为：

AOD=ODl< br>一
OD2=-2
．
3039
曲
(k
。一
l, m)=-2
．
3031t
口
6L (2
—
21)
在上面的推导过程中，非脉动血液和各层组织的吸收和散射的吸光度分量都

被消除掉 了，动脉充盈时和动脉收缩时的吸光度的差值
AOD
仅由动脉血的脉动

吸收 部分贡献，
主要反映脉动的动脉血的吸收变化。
在本质上相当于在被透射组

织中，皮肤、骨骼、肌肉等除脉动动脉血液外的其它组织都被去除了，只留下脉

动动 脉血部分用来进行吸光度差值
AOD
的测量。这样一来，皮肤、骨骼、肌肉

等个体差异的影响都被去除了。
根据动态光谱定义，
各个单波长对应的单个光电
脉搏波周期上吸光度的最大值与最小值的差值
AOD
构成的光谱就是动态光谱。

显然，在动态光谱中，个体差异的影响已经被去除。

设动态光谱法血液成分检测使用 了
m
个波长，血液中含有
n
种成分。其中

第．
， 种血液成分浓度为
c
，
，在第
i
个单波长下测得的第．
，种 血液成分的分子
消光

系数为
s
∥则在第
i
个单波 长下测得的第．
，种血液成分对应的吸光度差值为：

AOD
口．
= -2
．
303(
／．
t
曲
)
“
L=-2< br>．
303
％
c
：
L (2-22)
根据本节的定义，
m
个以种血液成分的吸光度的差值与相应的波长构成的谱

图就是动态光谱。
设输入的光能量为
k
，
吸光度最大点和透射能量最 小点为
j
痂。
，

吸光度最小点和透射能量最大点，一。参考公式< br>(2-22)
可知，第
f
个单波长下

测得的第．
，种血液成分对应的吸光度差值也可以表示为：

，

，

比较公式
(2
．
22)
和公式
(2< br>．
23)
可得：

对测得的光电脉搏波取对数，找到所有脉搏波的峰峰 值，即得到公式
(2
．
24)
中的
logk
—
l ogk
，也就是△吗。血液中各成分分子消光系数白和动态光谱

的吸光度△吗为已知 ，
_
，中血液成分的浓度
c
，和平均光路长三为未知量。可
建

立包含未知量
cJ
和三的刀
+1
个未知量的吸光度方程组，即可得到血液各种成分
的

浓度
cl
，
c2
，
．
．
．
，
c
Ⅳ。

人体内各种化学成分的变化真实地反映了人体新陈代谢的情况，及时检测这

些化学成分含量尤为重要。
血液成分近红外光谱法无创检测是医学检测领域国际
上尚未攻克的前沿课题之一，
但由于受多种因素的影响，
如信噪比低、
个体差异、

波长偏差等，近红外光谱检测精度受到很多限制。

研究表明，个体差异是影响血液成份无创检测结果的非常重要的因素，能否

成功去除是近红外光谱无创检测血液成分能否成功实施的关键。
由于个体差异及

温度、压力等测量条件对光谱测量的影响尚在探索中，目前除了脉搏血氧计外，


11
尚未有近红外血液成分无创检测仪器进入临床实用的报道。

血液成分 无创检测对改进现代检验医学和提高人民生活质量有着重要意义。
近红
外透射光谱法作为最有可 能实现血液成分无创检测的技术手段之一，
已得到国内
外研究者的高度重视。



动态光谱法血液成分无创检测若干关键技术研究

人体血液中各 成分的含量是反映人体健康的关键性指标。
血液成分检测是现代医
学检验中必不可少的重要环节 。
目前，
临床上广泛采用的血液成分检测方式为抽
取人体血液样本，通过生化分析设备 进行检测。近三十年来，随着工业制造、光
学和计算机技术的发展，
大量科研人员将精力投入了 血液成分无创检测技术的研
发当中。
血液成分无创检测的实现，
不仅将减低有创采血的 痛苦，
提升人民的生
活质量，也会大幅度的降低临床生化检验成本，减少生化试剂对环境的污染 。

1.1
无创血液成分检测的背景和意义

无创血液成分检测的背景和意义

无创血
液成分检测的背景和意义

无创血液成分检测的背景和意义

无创血液成分检测
的背景和意义

人体血液中至少含有
4000
种不同成分，一个健康成年人的全身血量大约是其体重的
7 %~8 %
。目前在大型医院的血液化验可以检测超过
2000
种血液指标，常
规的化验项目也有约几十种
[1]
。血液成分的含量，可以反映被检测 者在一定时
期内的身体状况。
医务人员通过血液成分含量的变化可以在被测者无任何明显患病体征或仅轻微感受不适时，预先发现一些隐藏疾病
[2]
，因此血液成分检测一
直以来是病情诊断和常规体检必不可少的一个环节。

每种血液成分都有其特定的生理意义和临 床意义。血红蛋白（
Hemoglobin
，
Hb
）
是一种在人体中 负责运载氧和二氧化碳的蛋白质，
维持血液酸碱平衡。
当其病理
性偏低时往往是因造血 功能衰竭、造血物质缺乏和失血所致，据统计截止
2008
年全球约有
20
亿 各类贫血症患者，约占全球人数的三分之一
[3, 4]
。当血红蛋
白病理性偏高时， 常见于大面积烧伤、严重腹泻、甲状腺功能亢进、血管畸形和
心肺疾病等疾病。血糖（
Gluc ose
，
Glu
）是指血液中的葡萄糖，是体内细胞活动
的主要能量来源。< br>血液中血糖的含量需要保持在一定范围才能维持体内组织和器
官的正常工作。长期的低血糖会引起 人体记忆力减退、反应迟钝、痴呆、昏迷，
甚至引发脑血管意外和心肌梗塞；
当血糖含量长期高 于正常值时，
会引起患者微
血管和大血管病变，会使患者眼、心脏、肾、血管、神经等组织发生 慢性损害和
功能障碍。
糖尿病就是一种以高血糖为特征的严重代谢性疾病。
国际糖尿病 联盟
(International Diabetes Federation
，简称
IDF)
的统计数据称在
2010
年全球
约有
2.85
亿 糖尿病患者，
2030
年全球预计将有
3.66
亿人患糖尿病
[5]
。胆固醇
（
Cholesterol,Chol
）
是脂肪在血液中存 在的一种方式，
是合成肾上腺皮质激素、

胆汁酸、
性激素及维生素
D
等生理活性物质的重要原料，
其含量可作为脂类代谢
的指标。
当发生病理性 胆固醇偏低时，
往往是由于肝功能损伤，
使得肝脏对胆固

12
醇 的合成能力减弱，
也可能是由肺结核、
败血症和甲状腺功能亢进等其他疾病引
起；胆固 醇长期偏高往往是诊断脂肪肝、高血脂症、动脉粥样硬化、高血压和糖
尿病的参考标准。
脂肪肝 正严重威胁国人健康，
已成为仅次于病毒性肝炎的第二
大肝病，
也是公认的隐蔽性肝硬 化的罪魁祸首。
有规律或经常性地检测血红蛋白、
血糖、
胆固醇等指标的水平是最有效 的预防和治疗这些疾病的方法，
对于及时判
断病程发展，
指导诊断和治疗具有重要的临 床意义。
如对手术中的病人进行血红
蛋白的检测，以观察其失血状况；糖尿病患者一日应多次检 测其血糖含量变化，
以指导饮食或胰岛素的介入治疗；对有脂肪肝隐患的人群进行定期的总胆固醇、甘油三酯的检测，以实现早期诊断。

目前临床的检验手段是采集患者的血液标本并进行生 化分析，
属于有创检测。
有
创检测不仅给患者带来痛苦，
不适于频繁定期的检 测，
更无法实现实时的血液成
分变化监测；
又由于采集器械与人体内血液直接接触，< br>过程中有着很大的感染风
险，而且检测所用的检测试剂和血液都会成为医用垃圾对环境带来污染。 此外，
生化检验的设备和耗材价格昂贵，
是医疗费用的重要组成部分，
亚太地区每年花
费在与血红蛋白检测相关的设备和耗材方面的费用约为
5
亿美元。
现有临床使 用
的生化检测方法并不适用于一些要求快速、
频繁检测血液成分的情况，
如输血过程中的血红蛋白浓度检测、
孕妇的糖筛测试。
在血液样本从采集到送往实验室检
验 这一过程中不仅需要花费较长时间，
而且过程中一些血液成分含量可能会发生
变化，严重影响了 医生对病情及时、正确的诊断，甚至可能错过最佳治疗时间。

结合世界医疗服务的发展形势，
有效、
快速、
低成本和绿色的血液成分检测方式
已经成为国家、
医院 和患者共同的迫切需求。
无创血液成分检测具有安全、
快速、
低成本和无污染等特点，
早已引起科研工作者和社会大众的极大关注。
尤其是在
目前医疗体制改革的大环境下， 无创检测无疑具有重要的社会效益和经济价值。
然而到目前为止，
仅有血氧、
血红蛋白 两项指标在临床上实现了无创检测
[6,
7]
，
其余血液参数尚没有通过< br>FDA
认证的可用于临床无创检测方法和设备，
血液成分
无创检测作为国际前沿 热点课题之一，
已经成为世界上各大研究机构激烈竞争领
域。

1.2
无创血液成分检测技术

无创血液成分检测技术

无创血液成分检测技术

无
创血液成分检测技术

无创血液成分检测技术可以根据信息载体的不同分为光学检测法和非光学检测
法
[8, 9]
，如图
1-1
所示。光是一种用于无创检测的理想信息载体，一定波段

的光通过人体组织后，
不仅可以反映出介质的光学信息，
还能反映成分的浓度信
息和组织结构信息，使得实现无创、快速、便捷的血液成分检测成为了可能。近
三十年的研究中，科研 人员已经将近红外光谱法
[10-24]
、中红外光谱法
[17,
25]
、拉曼光谱法
[26-28]
、荧光法
[29,
3 0]
、光声法
[31-33]
、散射系数法
[34]
、
偏振 光旋光法
[35-37]
等光学检测法运用到无创检测血液中血红蛋白、血糖、胆
固醇 、
总蛋白和酒精等血液成分检测领域中，
研究结果不断更新，
逐渐接近临床
需 求。
非光学检测法，
主要包括电阻抗谱检测法和新陈代谢热量重构的方法。
电

13
阻抗谱法（
Impedance
spectroscopy
）是提取与人体组织和器官生理状况相关的
的电特性信息，实现对血糖和胆固醇等一些血液成分含量的无 创检测
[38-42]
；
新陈代谢热量重构法（
method of metabolic heat conformation
，
MHC
）是基于
人体在消耗葡糖糖时会发射热量这一基本原理，
实现对人体血糖含量的无创检测
[43, 44]
。






本课题组以李刚教 授为核心，在
2004
年正式提出动态光谱（
Dynamic
Spectr um
，
DS
）方法用于实现无创血液成分检测并做了大量基础理论研究
[11 0-112]
。李晓
霞、
王焱和刘玉良博士作为第一批研究人员，
通过理论、
蒙特卡洛仿真和脂肪乳
仿真实验分析了组织光学性质、
等效光程长、
手指压力 等因素对动态光谱分析法
精度的影响，
提出一种全新的动态光谱频域提取法，
并初步分 析了频域提取法精
度。
基于声光可调谐滤波器
(AOTF)
搭建了时域分光动 态光谱测试系统，
给平台性
能做出了评估，
并小波变换等方法对光电脉搏波信号和动态 光谱进行处理，
剔除
奇异值，
以提高动态光谱数据的准确性。
但基于时域分光 的动态光谱测试系统存
在着信噪比低、相移误差难以克服的问题，难以进行进一步临床实验
[4 8,
2008
年起张志勇博士、本文作者和周梅作为第二批研究人员，对动态光谱理论
进行了深入细致的研究，对信号采集和提取的重要环节信噪比进行了分析和优
化，将高性能
I nGaAs
阵列光谱仪作为采集设备，并提出多种时域动态光谱提取
方法和优化的频域提取法以 及数据评价方法。
设备信噪比和稳定性的提高，
使得
动态光谱技术可以进一步接近临床 应用。
利用本课题组自主研发的便携式动态光
谱无创血液成分采集系统，
已在多家医院 的门诊、
病房进行了临床实验，
获得了
大量临床数据，
运用偏最小二乘法、< br>主成分回归、
神经网络和支持向量机等多元
回归方法建立了动态光谱和多种血液成分之间 的校正模型，
实验结果表明动态光
谱对实现血红蛋白、胆固醇、血糖、多种蛋白、红细胞和血液 中酒精多种成分无
创检测的可行性。部分实验结果已接近或达到临床标准
[49, 129-1 42]
。此外，
李尚颖博士、
孙兆敏硕士、
杨英超硕士和李永成硕士将动态光 谱技术运用到血氧
饱和度测量当中，
弥补了传统血氧饱和度测量原理中的不足，
提高了 血氧饱和度
测量的准确度，
并为未来无创血液成分检测设备的低成本、
便携化提供了技 术储
备
[143-145]
。

1.4
近红外透射光谱法血液成分无创检测问题及难点

近红外透射光谱法血液成
分无创检测问题及难点

近红外透射光谱法血液成分无创检测问题及难点

近红
外透射光谱法血液成分无创检测问题及难点

近红外透射光谱法血液成分无创检
测问题及难点

近红外透射光谱法血液成分无创检测问题及难点

近红外透射光
谱法血液成分无创检测问题及难点

近红外透射光谱法血液成分无创检测问题及

14
难点

无创血液成分检测技术已高速发展了近三十年，目前仅有
Masimo
一家公司的无
创 血红蛋白检测设备正式获得了
FDA
认证，
说明此技术中仍存在着很多难点，
这
既使得科研工作者看到了此研究思路对实现血液成分无创检测的巨大希望，
又使
得科 研工作者做好了迎接此科研道路上挑战的准备。

近红外透射光谱无创血液成分检测方法主要存在以下几个问题及难点：

（
1
）消除个体差异

实现人体信息无创检测最大的难点就是如何消 除个体差异。
人体是一个复杂的系
统，人体组织在不同时间、不同位置、不同环境下光学性质有 所差异，例如检测
指端光谱信号时，
由于不同人手指的尺寸、
各组织厚度和血液搏动幅 度等生理上
的不同，即使血液成分组成完全相同，也会造成透射光谱有很大的差异。建

立合理的、
可消除个体差异的检测模型，
获得仅与血液成分有关的信号，
是实现近红外透射光谱无创血液成分的关键问题。

（
2
）提高仪器信噪比

人体组织的强散射性使得透射光强十分微弱 ，需要高灵敏度的检测器进行检测。
同时绝大多数化学成分在血液中的含量较低，
如正常情况下 空腹血糖含量范围是
3.9~6.1 mmol/L
，饭后半小时血糖含量范围是
7.8~8.9 mmol/L
，总胆固醇含量
范围是
2.9~6.0 mmol/L
，且有的 血液成分在近红外波段并无明显吸收峰，即吸
光度较小，
这就导致透射光中携带目标血液成分的 光谱信息更十分微弱，
因此理
论上要求仪器的吸光度噪声为微吸光度量级才能实现对目标成分的 无创检测。
高
信噪比的采集设备是实现近红外透射光谱无创血液成分检测的硬件保证。

（
3
）提高有用信号提取精度

基于近红外透射光谱的无创血液成分 检测技术中，
由血液脉动引起的光电容积脉
搏波信号是信号分析的重点。
如何从其中准 确、
稳定地提取出仅反映血液成分浓
度的有用信号，是实现近红外透射光谱无创血液成分的关键 问题。

（
4
）抑制多种干扰

无创检测的采集过程是在体 的测量，
采集到的光谱信号会夹杂多种干扰来源，
例
如：系统的随机噪声、人体的呼吸 干扰、运动干扰，甚至一些人为干扰。为进一
步推进无创血液成分检测设备在临床上应用，就需要针对各 种干扰研究抑制方
法，
既不破坏原信号中的有用信息，
又可以将干扰信息滤除。
多种干扰的成功抑
制，是无创血液成分检测技术推向实际应用的技术保证。

（
5
）评价信号质量

近红外光谱定量分析方法是一种间接测量方法 ，
通过建立有用光谱信息和目标检
测成分浓度之间的校正模型，
实现对新样本浓度的预 测。
但如果筛选建模集数据
不合理，
采集数据的质量无法正确评估和控制，
会 导致建立的模型不稳定，
预测
结果不准确。因此，建立合理的数据质量评价标准是成功建立校正 模型的保证。

（
6
）优化建模方法

提取的有用光谱信息和目标检测成分浓度之间关系复杂，
需要利用多元回归方法

15
建立二者之间的相关关系。
不同血液成分在不同波长上的吸收程度不同，
合的对
参与建模的变量进行优化，
提取主成分、
选择功能强大的建模方法都会有效提 高
模型质量。
因此，
优化建模参数和算法，
是提高无创血液成分检测精度的重 要工
具。

（
7
）增加建模样本量

当建立有用光 谱信息和血液成分浓度之间的定量模型时，需要有大量的训练样
本。
样本的血液成分浓度覆盖范 围越广、
背景成分含量越均匀，
就越有利用训练
出鲁棒性高的校正模型。为实现血液成 分无创检测，需要长期地进行临床采集，
获取大量的数据样本，
从中进行数据挖掘和特征提取，
建立稳定的校正模型。
因
此，增加数据样本量是推进无创血液成分检测技术发展的必要 条件。

基于国内外近红外透射光谱血液无创检测技术面临的难点问题可知，
建立可消 除
个体差异的检测模型，
提高采集设备信噪比，
优化有用信号的提取方法和抑制采集过程中的噪声，
是实现无创血液成分检测首要解决的基本问题。
在获得高信噪
比 、稳定的信号后，通过建立数据评价标准、控制数据质量、优化建模方法并进
一步扩大样本量，
可有效的发展无创血液成分检测技术，
并将此技术推向临床应
用。

动态光谱 理论是本课题组为实现近红外光谱无创血液成分检测而提出的一种检
测理论。
动态光谱方法理论 上能够有效消除个体差异和环境变化对血液成分无创
检测的影响。

2.1
动态光谱理论基础

动态光谱理论基础

动态光谱理论基础

2.1.1
指端生理结构及组织光学特性

指端生理结构及组织光学特性

指端生理
结构及组织光学特性

指端生理结构及组织光学特性

指端生理结构及组织光学
特性
人体手指生理结构简单，个体差异小，指端总体厚度较薄、血管丰富，指端透射
光信号强度较强且含 有丰富的血液成分信息（如图
2-1
所示）
。将手指前端作为
光谱检测位置，
医务人员操作简单，
患者感受舒适且利于其保持稳定，
有利于采
集设备的设计 和未来临床上的推广。

根据手指剖面图可知，
手指由外到内分别为皮肤、
组 织和骨骼。
皮肤是人体最大
的器官，一般厚度为
0.5~4 mm
，指尖皮肤厚度通常为
3 mm
。皮肤由最外无生命
的角质层、中间有生 命带无血管的表皮层和最内含有丰富毛细血管的真皮层组
成。
角质层主要由柔软的脱水细胞组成 ，
对入射光的吸收很小。
表皮层中含有类
脂化合物、蛋白质以及色素细胞，色素细胞决 定着人体的肤色，对可见光有着

强烈的吸收。真皮层是有结缔组织、汗腺、毛囊、脂肪细胞、神经末梢和丰富的

毛细血管组成。毛细血管在真皮层中形成大约
0.2~0.4
mm
长的垂直回路，从微

动脉血管中接收新鲜血液，
微动脉会从组织内的小动脉 获得血液，
小动脉又会从

皮下组织深处较大的动脉接手血液。
从而形成真皮 中毛细血管、
微动脉、
小动脉、

组织深处较大动脉的立体平行的血液传输系统。
手指中不仅含有对入射光有强吸
收的物质，
还含有很多对光有强散射的物质，
如真皮层中的骨胶原、
脂肪细胞和< br>

16
小器官等。

当一束近红外光从指端入射时，由于生物组织在近红外区域属于混浊的高散

射介质，
即散射远远大于吸收，
输入光进入手指后仅有一小部分光仍沿直线传播，

通 常称为弹道光；
另一小部分光稍偏离直线传播轨迹，
称为蛇形光；
而大部分光

子被组织内蛋白质、脂肪、线粒体等大分子物质散射，远离直线方向，在组织内

发生多次吸收和散射直至由组织边缘射出或彻底的被组织内吸收物质吸收，
这部
分光子传输的路径远远大于手指的厚度，
被称为漫射光子。
基于近红外透射光谱

无创检测血液成分技术中，
利用的是这种含有血液吸光度信息、
透过比例高、
幅

值强的漫射光谱。

2.1.2
朗伯比尔定律

近红外光谱定量成分分析的理论基础是朗伯比尔定律（
Beer- Lambert
）
。朗

伯比尔定律是布格
-
朗伯
-
比尔定律的简称，是为纪念法国科学家皮埃尔·布格

（
Pierre Bouguer
）
、德国科学家约翰·海因里希·朗伯（
Johann Heinrich
Lambert
）

和德国科学家奥古斯特·比尔
(August Beer)
关于物质对光吸收现象的研究而命
名

的。

当一束平行单色光垂直于某一均匀非散射溶液入射时，一部分光通过该均匀

溶液射出 ，
另一部分光会被此溶液吸收，
其吸收程度与该均匀溶液的浓度以及光

在溶 液中的光程成正比。若输入光强为
Io
，输出光强为
I
，溶液厚度为
L
，均匀

溶液浓度为
c
时，满足关系式为

其中，
A
为吸光度，无单位；
K
为系数，当溶液厚度
L
以厘米（
cm
）为单位，

溶液浓度
c
以克每升（
g
L-1
）为单位时，
K
通常用
a
表示，单位为
L
?
g-1
?
cm-1,
称

为吸收系数；当溶液厚度
L
以厘米（
cm
）为单位，溶液浓度
c
以摩尔每升（
mol
L-1
）为单位时，
K
通常用
?

表示，单位为
L
?
mol-1
?
cm-1,
称为摩尔吸收系数；

其中
K
是波长λ的函数，因此对于同一种血液成分，对不同波长λ的光吸

光度
A(
λ
)
不同；
当血液中有
N
种成分时，
且成分间不存在相互作用关系，
不同

成分在同一波长下 的总吸光度为各个成分在该波长下的吸光度之和
（公式
2-2
）
。

1
然而，朗伯
-
比尔定律成立的重要前提之一是吸光物质为均匀纯吸收物质，

即非散射体系，
但组织和血液都是强散射物质，
导致实际光的传播情况不能直接

用朗伯
-
比尔定量来描述。

对于混浊介质，其散射作用大于吸收作用。此时基本的朗伯
-
比尔定律仍然

适用，
但为了体现散射对光损耗的影响，
公式中的光路径变量不能再是简单的物

理厚度，
而是光子在组织和血液中实际走过的距离，
此路径长度应远远长于手指< br>
的厚度。
1988
年

等人在此基础上给出了修正的朗伯
-
比尔定量

（
Modified Lambert-Beer
’
s Law
，
MLBL
）
[151, 152]
。
MLBL
的表达形式为：


17
A
KcBL
G (2-3)
其中，
B
为路径因子（
differential pathlength factor
，
DPF
）
，是光波长的
函

数，
主要用来描述散射引起的光 路径的变化，
与吸收系数、
散射系数和散射相位

有关；
G
为背景所引起的损耗，与吸收系数无关。

2.1.3
常见血液成分的近红外光谱特征

血液由可通过显微镜观察到形态的有形成分，如红细胞、白蛋白、血小板等，

和无法 观察到形态的液态血浆组成。液态血浆中含有
91~92%
的水分、无机盐、

蛋白质及葡萄糖、
脂类等其他有机物。
在近红外光谱波段区域存在吸收的官能团
< br>主要是含有氢键的基团，包括甲基（
C-H
）
、羧基（
O-H
）和氨基（
N-H
）等。

合频近红外光谱带位于
2000~2500nm
处，一级、二级、三级以上倍频带分别位

于
1400~1800nm
、
900~1200nm
和
780~900nm
处。图
2-2
所示为血红蛋白、葡萄

糖和胆固醇的吸光度曲线
[153-155]
。通过检测各波长下的吸光度变化，基于朗
伯比

尔定律理论上可以检测出多种血液成分的含量信息。


2.2
动态光谱检测技术

2.2.1
动态光谱原理

当心脏收缩时，血液会被射入到动脉中。心脏规律性的收缩和舒张使得血管

中血流量 呈周期性变化，
从而引起动脉的搏动。
因为血液是高度不透明液体，
光

在的血液中的穿透性一般仅为其在普通组织中的几十分之一。
当在入射光强不变
的情况下，
出射光强会随着动脉的搏动显著变化，
即仅由于动脉血液充盈度的改

变引起了吸光度的变化。

依次提取各波长在相同时间点吸光度的变化，并将此吸光度变化量按照波长

依次排列 ，
就组成了动态光谱。
为获得最佳的信噪比，
通常选取吸光度最大和最

小的两个时间点来提取动态光谱。

指端入射光强为
0 I
，当动脉血管充盈度最低时，来自光源的入射光没有受到

脉动动脉的影响，此时的出射光强（
max I
）最强；而在动脉血管充盈度达到
最大时，动脉血液对光强的影响最大，此时的出射光强（
min I
）最弱（见图
2-4
）
。
所以动脉充盈至最大与动脉收缩至最小时的吸光度差值，
理论上只与动脉
血液中的物质成分及含量有关，
这样就消除了一切具有恒定吸收特性的人体组织
和其他成分对于脉动动脉血液吸光度的影响。


若将组织、静脉血层和不脉动的动脉血层总共划分成
m
层，每层光学性质

均匀，第
j
层的消光系数为
j


，等效浓度为
j c
，平均光程长为

jl

；
血液中含有
n
种成分，
第
i
种成分的消光系数为
i


，
浓度为
i
c
，
脉动动脉血液的等效光程长为
l

。考虑到组织和血 液是非透明的散射介质，
根据修正的朗伯比尔定理可得到单波长λ下的吸光度为：


18


其中
A

为脉动动脉血液在波长为λ时的吸光度。

将动脉充盈时和收缩时的吸光度之差可以表示为：






(2-5)
通过吸光度相减，非脉动血液和各层组织的吸光度分量被消除，即吸光度差

值
A


仅由脉动的动脉血液变化引起，
反映了动脉血液的 吸收变化。
将各个
波长下的吸光度差值组合，就形成了动态光谱：

其中，
L
为脉动部分血液光程变化量，不同波长下
L
的差异很小，可忽略

不计。血液中各成分的消光系数

和动态光谱
DS
已知，未知量为
n
种血液成
分

的浓度
c
和脉动血液光程变化量
L
，
因此理论上选择
n+1
个波长建立动态光谱，

就可以解得对应
n
种成分的浓度值。

理论推导过程又一次证明了动态光谱不受被测者的个体差异（如皮肤的颜

色、粗糙程度、脂肪层厚度等）和测量条件（如光源光强、传感器的灵敏度、被

< br>测部位等）
的影响。
通过采集足够多波长的动态光谱，
可以通过求解多元线性方
程组获得血液成分浓度的定量信息。


2.3
动态光谱

检测技术

检测技术

的关键影响因素分析

的关键影响因素分析

的关键影响因素分析

的关键影响因素分析

2.3.1
散射对动态光谱的影响

散射对动态光谱的影响

散射对动态光谱的影响

散射对动态光谱的影响

当考虑到血液的散射效应时，
不同波长光程长不一致 ，
即会导致公式
2-6
中脉动
血液光程变化量
L
不一致。< br>这是
L
若采用各波长透射光子的平均光程长，
即等效
光程长
[ 158]
，可以降低动态光谱检测方法中的系统误差。本课题组利用蒙特开
罗模拟仿真方法，根 据血液的光学参数
[159,
160]
，通过仿真多层组织常规血液
层和脉 动动脉血层不同厚度时的出射光强关系，
并与真实人体实验数据对比，
推
算出在
860 nm
波长下，脉动血液层厚度变化范围为
2.6~8
μ
m
。在此基础上对
脉动血液组织及在近红外区域内等效光程长的波长特性进行仿真研究发现，
当 脉
动动脉血液层厚度变化在
2~10
μ
m
范围时，
633~1210 nm
波长范围平均等效光
程长在
2.0034
～
10.0613
μ
m
之间。等效光程 长随血液层厚度增加而增加，与实
际等效光程长的相对偏差在
1
×
10-3< br>到
5
×
10-3
之间
[127]
。被测血液成分的浓
度变化引起的吸光度变化通常会大于等效光程长偏差引起的吸光度变化，
因此脉
动血液 对光的散射作用在一般情况下可以忽略不计。
通过解析方法，
可以从公式
2-6
中获得被测成分的浓度信息。

但当个体的脉动动脉血层厚度变化范围增大，
带来的 等效光程长与实际光程长间
的误差也会增大，
这时通过缩小波长范围，
误差可以显著降 低。
在选择建模波长
时，
不仅要考虑被测成分主要吸收光谱范围，
也要考虑其 散射作用带来的附加误
差，不宜选择过长的检测光谱范围。

2.3.2
接触压力对动态光谱的影响

接触压力对动态光谱的影响

接触压力对动

19
态光谱的影响

接触压力对动态光谱的影响

当手指组织和检测器间的接触压力增大时，
真皮 部分的组织结构及血管几何形状
会发生变化，
组织浅表处的动脉血管也可能会因压力而产生形变 甚至阻断。
这些
生理结构上的变化会直接影响检测到的光电脉搏波振幅
[161, 1 62]
、直流分量
[163]
和不同波长交流分量的比值关系，从而可能影响动态光谱 。本课题组对接
触压力与光电容积脉搏波特征之间的关系做了详细的实验研究
[164]
。

通过调整输入光源位置和检测器之间的距离，
即改变被测者指端的厚度，
使得传
感器与指端从自然接触到压力逐步增大，
直至厚度可能再减小为止。
当测试者 状
态平稳后，
记录此接触压力下的光电脉搏波并将其取对数。
比较对数光电脉搏波的
DC
部分，以考察接触压力对各波长下吸光度基线漂移的影响；比较对数光电
脉 搏波的
AC
部分，以考察接触压力对各波长下脉动血液部分吸光度的影响；比
较对数光 电脉搏波各波长间
AC
部分的比值，
以考察接触压力对动态光谱的影响。
< br>多名志愿者的实验数据结果表明，对数光电脉搏波
DC
部分随着接触压力增加整
体呈增加趋势，当接触压力达到一定强度后，变化趋势放缓。对数光电脉搏波
AC
部分随着压力 的增加整体呈下降趋势，当接触压力较小时，这种变化不明显，
随着压力的增大，减小的速率开始增加， 至到接触压力大于一定阈值后，
AC
下
降趋势趋于平缓。不同波长间对数脉搏波
AC
部分的比值随接触压力增加无明显
变化趋势，归一化后相对变化在
5%
以内，即动态光谱受接触压力的影响变化不
大。
需要指出的是，
若接触压力在测试过程 中发生变化，
会造成脉搏波信号不稳
定，
一定程度上影响动态光谱数据的提取精度，< br>具体情况会在本研究第三章提取
方法中进行详细分析和讨论。

通过研究接触压 力与动态光谱数据之间的关系，
不仅可以进一步证明动态光谱对
于克服个体差异和测量环境变化 的有效性，
同时也为动态光谱数据预处理方法选
择和临床数据采集带来指导意义。
< br>血液成分无创检测技术经过国内外科研工作者几十年的研究已经得到长足发展，
动态光谱法在这十 年间从理论到实验均取得了一定成绩。
但要实现完善的血液成
分无创检测技术还有很多工作和待 解决的问题需要科研工作者一起努力攻克。
基
于本研究现状，下一步需要完成的工作有

（
1
）

进一步提高采集设备的信噪比。
根据理论分析和临 床实验结果显示，
针对
一些含量较少或吸光度较低血液成分，
由于采集设备的信噪比相 对不足，
成分浓
度预测误差较大；

（
2
）
深入分析散射对动态光谱的影响，将散射参与加入校正模型的建立当中。
动态光谱理论的基础之一是 认为较薄的脉动血层对入射光的散射影响可以忽略
不计，
但为进一步提高动态光谱消除个体差异 的能力和血液成分预测的精度，
就
需要进一步分析散射效应在整个理论和数据分析中的作用，< br>从而提高动态光谱技
术血液成分无创检测精度。

（
3
）

针对动态光谱特点，
研究对应的数据降维和数据建 模方法。
动态光谱检测
中，
由于波长数据量较大，
各波长间可能存在共线性，
这些冗余的信息不仅给建

20
模过程带来巨大计算负担，
还会影 响整个模型的精度。
主成分分析的思路直接而
简单，在选取主成分时，往往习惯于截尾的方式， 将贡献率小的主成分舍弃。然
而，
或许是贡献率小的主成分对真实模型的影响最大，
因 而主成分回归在概括信
息的同时，
也丢掉了很多细节信息。
针对特定的血液成分，可以提取出一定数量
的特征光谱，
一方面提高数据建模的稳定性，
另一方面为未来 研发低成本、
便携
式的血液成分分析仪做技术准备。

（
4
）

继续开展临床实验，
完善血液成分预测模型。临床实验室数据是对科研技
术的最好指导，
只有通过集临床数据验证科研技术，
才 能有效的推动技术的正确
发展。
目前的临床数据仍然较少，
且严重缺乏血液成分异常的 数据。
根据本课题
组的研究成果，
血液的浓度分布会对模型的建立和预测精度有着重要 作用，
只有
继续开展长期、
大量的临床数据采集，
合理的统筹临床数据结构，
才能得到一个
稳定、准确的血液成分预测模型。



基于动态光谱的血氧检测系统的设计与实现

2
．
1
．1
朗伯一比尔
(Lambert
—
Beer)
定律
< br>现有的无创脉搏血氧仪其测量原理都是基于朗伯．
比尔定律，
利用光电技术提取
出脉

搏信号进行计算。朗伯
-
比尔定律
(Lambent- Beer La
¨是由德国的
August
Beer
发表于
18 51
年，
是所有血氧饱和度的光学测定法的基本原理。
它反映了光
学吸收规律 ，即物质

在一定波长处的吸光度与它的浓度成正比。通过朗伯．比
尔定律，我们知道只要选择适

宜的波长，测定它的吸光度就可以求出溶液的浓
度和物质的含量。

根据郎伯．比尔定律，出入射光强与吸收层厚度和吸收物浓
度的关系为：

，

，

式中：
Io
为入射光强，
I为透射光强，
E
为吸光物质的吸光系数，
C
为吸光物质
的浓
，

度，
L
为吸光物质传输的距离
(
光程< br>)
。
lge)
为光密度或吸光度。以上是在理想状
态下

』
O
的推导，
朗伯．
比尔定律的使用需满足以下判定条件：
(1)
入射光必须为单色光。

(2)
在吸收过程中各物质问没有相互作用。
(3)
在吸收过程中没有发生散射、荧
光和光化学现象。

由于人体是组织是浑浊介质，会发生强散射现象，因此测定
条件并不完全符合。


2
．
1
．
2
生物组织的基本光学模型

我们知道，
任何实际的物理问题都可以转变成相应的数学模型，
但是转变后的数
学

模型必须是可解的才有实际的意义。目前，组织光学中基本的问题便是要弄
清< br>可
见
光
和

近
红
外
光
在< br>生
物
组
织
体
中
的
传
播
特< br>点
和
规
律
。
由
于
波
长
在< br>600
．
1300nm
光谱区具有的特

性被称为“治疗窗口”
，所以合理的运用此窗口对

21
许多己知的和潜在的光治疗技术和光诊

断技术具有非常特别的意义。生物体组
织的复杂结构使得绝大多数生物组织对可见和近

红外光呈现出不透明、散射和
混浊等特点。生物组织的内在特性决定了可以将它看作几

何形状和物理参数从
与波长相比或从细胞的尺度看来具有随机变化的介质，即可以看作

是一种不均
匀尺度在微米量级或大一、两个数量级的离散随机介质。对光学性质而言，

这
里的
“不均匀”
描写的对象实际上就是折射率，
而生物组织对光的 强散射特性正
是源于

折射率在细胞尺度上的不均匀性。对实际的生物组织而言，要想用传统
的电磁场理论来

描写它的光学性质是极其困难的，甚至是不可能的。即使已知
生物组织折射率的所有细

节，虽然解的存在性与唯一性不容置疑，但试图通过
数值求解麦克斯韦方程组来获知光

在生物组织中分布规律的努力尚无成功的希
望瞪
J
。

基于生物组织的特点，可以借鉴现成的中子传输理论，给出一个光与
生物组织相互

作用的简化模型，以抽象出主要的生物组织的光学性质。具体地
说，可以把光在生物组

织体中的传播进而看成光能分布的物理实在，用一种粒
子的传输过程来模拟，粒子数的

密度等价为光能。
这种假想的粒子无妨称为光子
(
与光本性无关
)< br>，
可以等效于光
量子的

集合。同时把生物组织理解为大量无规则分布的散射粒子和吸收粒子，
这与生物组织的

结构特征基本相符。

可由实验测定的吸收系数、
散射系数、
和表征散射空间分布的各向异性参数反映出

生物组织折射率的空间起伏和涨落。
该模型中不再出现衍射和偏振等物理光学概念，仅

有所谓的可由实验确定的光
学性质基本参数【
91
。即在组织光传播模型发展 中，实际上多

采用的是辐射传
输理论。
它忽略光的波动性，
认为光 是分散光子组成，
并按照吸收和散

射系数，
或局部吸收或弹性散射。对于较为基本和精确的电磁波理论至今还没有得到实

际解，
因而应用受到限制。
由于生物组织体的不均匀性，
实验测出的基本参数 是
一种统

计平均值。

由此可以写出光子的玻尔兹曼传输方程或建立蒙特卡洛模
型，从而在一定的光照方

式和边界条件下得到所关心的空间或时间光能流率分
布，或其他诸如反射率和透过率等

参量。这是一种结合了实验与数学模型的实
际上也是严格的方法。组织光学的所有问题

都在此基础上展开研究。

2
．
3
．
1
修正的朗伯．比尔定律

我们知道，人体生物组织其实是由不同大小和不同成分的细胞与细胞间质组成
的，

在光学里我们通常把它叫做浑浊介质。浑浊介质其实是一种强散射介质，
因此不能满足

在
2
．
1
．
1
中的朗伯．比尔定律的条件【
1
7J(3)
。当组织存在很
多散射现象，此时光子路径

长度的实际结果要比测量的几何距离大很多，在这
种情况下运用朗伯．尔定律来描述组

织成分浓度与出射光之间的关系就会变得
很复杂。此时，可以利用光传播理论的粒子性

来说明光在组织中的传播规律，
在这种情况下，我们可以将光的传播过程看作光子在介

质中的迁移的过程，此
时将光看作是由分散光子所组成的
Il
引。
此 时光子按照一定的速度

和方向在组
织中传播，当其碰到一个粒子或者散射层时，其速度和方向将会改变。并依

散
射的特性向随机方向发生散射。光子在散射层之间通过的距离被称作散射长度，

22
它依

赖散射介质的浓度和自然特性。综上所述，光透过人体组织到达传感器的
实际距离是要

大于光源和传感器之间的几何距离
【
l91
。
除此之外，
因 为光子在
散射层中的方向是具有随

机性质的，所以认为光子从光源到达传感器的总路径
长度是存在一个分布的。

同样组织的吸收特性也会影响到光子传播的总路径长
度【
2
?
。当组织的吸 收率增加或

减少时，光子遇到连续散射层的概率也会随之
增加或者减小，当吸收率增加时检测到光

子较长路径的概率会随之减小，即光
子传播的路径变短
【
2
¨。当组织的吸收率减小时，
随

着光子传播路径长度的增
加，光路径分布又变长了。这样便会导致光不能沿直线传播从

而使得光子行进
的路程远大于介质层厚度。当处在强散射条件下的时候准确的光程路径

便无法
得到，这时郎伯．比尔定律便会失效。基于此，应该对朗伯．比尔定律做出适当
的

修正以满足强散射下条件的使用。
1988
年
Cope M
等人提出了修正朗伯．比
尔定律的思

想。随后
Delay
，
DT
等充分考虑到生物组织的散射性质，用平均光
路长代替基本朗伯．比

尔方程中的物理光路长，以此提出微分光路长和平均光
路长的概念。并给出了修正的朗伯．比尔 方程【
22
】
。

设
Io
、
1
分 别为入射光强
和出射光强，
￡为分子消光系数，
c
为待测成分浓度，
1
为光

在组织中的平均光
路长，
G
是由散射引起的光损失 ，则吸光度
A
可表示为：

肚一
g
丢
q303
耐
+G
2
．
3
．
2
动态光谱理论

动态光谱的定义是指每个波长对应的单个光电脉搏波周期上吸光度的最大值与
最
小值的差值△
D
构成的光谱【
25|
。动态光谱原理利用动脉的收缩与舒 张时产
生的吸光度变

化量并结合光电脉搏波的产生原理来检测血液成分浓度，以此达
到消除皮肤组织和肌肉

组织中的个体差异的目的。

由于心脏的搏动使得血管中
血流量呈现周期性的变化，血液的不透明的性导致光在

一般组织中的穿透性要
远大于在血液中。所以动脉的搏动会使得近红外光谱的吸收度发

生变化。如图
2
．
3
所示：

当动脉血的血液容积 达到最小时，此时的出射光强
Im
戕最强，这
时将其视为动脉血

液 的入射光
Io
；
而当动脉血管血液容积达到最大时即动脉血
液作用最大的时刻 ，此时的

出射光强
Imi
。达到最弱，将其视为动脉血液的最
小出 射光强
I
，此时分别记录下动脉搏

动过程中的最大与最小吸光度值，便可
以消除皮肤和肌肉等吸光度值恒定的组织带来的

对吸光度的影响。

由每个波长
所对应的其单个脉搏波周期上的最大吸光度与最小吸光度的差值作为动
< br>态光
谱。
通过血液吸光系数和脉动动脉血液的等效光程长
d
再结合检测 的动态光谱即
可

计算出各组分的浓度。

2
．
4
动态光谱算法与传统算法的对比

根据式
( 2
．
19)
，由推导出的单个波长的脉搏波所对应的最大值
(Imax)和最小值
(Imin)
就可以计算出基本去除了测量条件和个体差异影响的动态光谱。由于动
态光谱的吸光度

之差的值是严格由公式推导出来，因此在理论上它是没有误差
的。为了和传统脉脉搏血

氧饱和度测量精度进行比较，对式
(2
．
1 8)
进行变形
并用麦克劳林展开式展开：
。对比
(2
．
21)
与
(2．
10)
式，两者的形式是基本相同
的，

区别在于
( 2
．
21)
式中
Imin(
最小光强
)
代替了(2
．
10)
式中的
DC(
直流或平

23
均光强
)
。

式中由于；≈
1
～
2
％，很明显式
(2
。
21)
只需要取到二次项就能得到
104的精度，传

．
，
。
。

统脉搏血氧饱和度的 计算结果仅能达到
10
～。因此，采用动态光谱方法进行的
脉搏血氧

饱和度测量结果精度是要远高于传统脉搏血氧饱和度测量的精度。

显
然，< br>修改后的朗伯．
比尔方程更准确的描述了生物组织对光的吸收情况，
而且脉
搏< br>
波也不是一种简单的波形具有像正弦波或三角波那样最小值与平均值有恒定
的比例关

系。因此，受测量对象的脉搏波的形状不同、充盈度不同等因素的影
响经典的血氧饱和

度测量方法将带来很大的误差，

但是利用动态光谱算法就不
会带来上述因素所产生的

误差。根据动态光谱算法的推导过程可以知道，动态
光谱算法完全是由按照公式进行的

严密的推导，没有假设和近似。所以动态光
谱算法所带来的优势是消除了由于个体差异

影响带来的脉搏波型不同的差异。
由此可见，动态光谱算法是一种高精度的算法。

通过动态光谱原理的推导过程
可以知道，推导过程中的入射光和出射光都是通过同

时检测脉搏波得到的，它
们之间的差别在于脉动动脉血液的作用消除了皮肤组织、皮下

组织等一切非动
脉血液的人体成分对于吸光度的影响。动态光谱法对与提高系统的测量

精度可
以体现在以下几个方面
124J
：

(1)
个体差异

个体差异一直是血氧检测系统中制约其测量精度的一个重要因素，
动态光谱算法正

是为了消除个体差异的影响而提出来的概念。因此，动态光谱
大大提高了系统的测量精

睁
Jfj
己
o
(2)
测量位置

动态 光谱算法中的
Imax
和
Imin
与被测部位的生理组织和其状态没有联系，
只与
动

脉血液成分有关，而动脉组织具有较宽的测量位置范围，所以测量中对测量
位置的要求

并不高，只要保证被测部位的状态较为平稳且该部位能检测出较好
的脉搏波信号即可。
(3)
接触压力

动态光谱法中压力的变化会同时影响到
Imax
和
Imin
，但是动态光谱的测量只与动

脉组织有关，所以接触压力变化带来 的影
响必然会减小，光谱数据也不会受较大的影响。

在实际的测量过程中只要保证< br>每次的状态相同即可。
因此动态光谱算法降低了系统对于

测量条件的诸多要求。
从侧面提高了测量的精度。

(4)
测量仪器

由于动态光谱算法主要计算的是动脉血液搏动时的状态，< br>对于动态
光谱法中入射光
Imax
和出射光
Imin
是由动 脉脉动信号同步提取的，所以不论
是传感器中光源强度的变

化，还是传感器工作性能 的变化，都会相应的引起动
态光谱检测到的
Imax
和
Imin
的同

步变化，保证了入射光
Imax
和出射光
Imin
比值的 关系，因此确保了入射光
Imax
和出

射光
Imin
比值 的对数不受测量仪器
的影响，从而保证了系统的准确性。



提高动态光谱信噪比的方法及应用

血液成分的无创检测，不仅对各种疾病的诊断，糖尿病、贫血等慢性疾病的

管

24
理，
围手术期或急诊患者的监护具有重要意义，
还可以实现疾病的早期筛查，

节
省医疗资源，促进环保。研究无创血液成分检测可以推动无创生物医学信息传

感、微弱信号检测、基础医学以及临床医学的发展。光谱技术以其过程便捷、无

痛无创、以及原理上高速、高精度、信息多维化等优点，成为最具应用前景的检

测手 段。
在体光谱检测，
满足安全性、
舒适性的基础上，
不仅要面临着信号微弱、

光谱重叠、漂移等因素的影响，还需要克服个体差异、测量条件、被测者心理状
< br>态变化等不确定因素的影响。
因此，
提高信噪比是实现无创血液成分检测的首要

目标。
动态光谱方法，
基于透射的光电容积脉搏波，
利用动脉充盈程度对光谱 吸

收的改变来直接提取多个波长下反映动脉血液成分的光密度，
从理论上降低了个

体差异和测量条件的影响，相比其他方法具有显著的优势。

1.1
无创血液成分检测的目的和意义

近年来，随着经济的迅速发展，人民生活水平大幅度地提高，但也导致生活

节
奏显著加快，人们的饮食习惯和生活方式的不协调发展，生态环境的日益恶化，
< br>这些因素使得各种疾病的发病率不断攀升，
特别是心脑血管疾病、
糖尿病、
血液

系统疾病等。心脑血管疾病是心脏血管与脑血管的疾病统称，它是由动脉硬化、

高血压、高血脂、高血糖、高粘血症及微循环障碍所引起的。国家心血管疾病中

心发布《中国心血管病报告
2012
》指出
[1]
，心血管病近年来稳居国人健康“第
一

杀手”
，
我国心血管病现患人数为
2.9
亿，
每
10
秒就有
1
人死于心血管病。
糖

尿病的现状同样不容乐观，糖尿病是由于体内胰岛素分泌缺陷引起的代谢紊
乱性

疾病或内分泌疾病，容易导致各种组织，特别是眼、肾、心脏、血管、神
经的慢

性损害和功能障碍。根据国际糖尿病联盟（
International Diabetes
Federation, IDF
）

发布的第六版糖尿病分布图（
Diabetes Atlas
）显示
[2]
，
2013
年全球
20
岁
-79
岁成

年人的糖尿病患病率为
8.3%
，
患者人数已达
3.82
亿，其中
80%
在中等和低收入

国家，并且在这些国家呈快速上升的趋势，估计
到
2035
年，全球将有近
5.92
亿

人患糖尿病；在对各个国家和地区 的发病率
和发病趋势的估计中，
中国患病人数

居全球首位，
目前有
0.984
亿的患者。
不
仅如此，据世界卫生组织（
World Health Organization, WHO
）报告
[3]
，全球
贫血患病率为
24.8%
，估计有
20
亿的贫血患

者。从这些惊人的数据与事实可
以看出，此类疾病已成为危害人们健康甚至生命

的头号疾患，而且年轻化趋势
越来越明显，严重威胁人类的健康安全，同时也给
社会和经济发展带来非常沉
重的负担。
因此，
对此类慢性疾病进行预防、
早期识

别和及时地治疗迫在眉睫，
意义重大。

在临床上预防和对抗这些疾病的最有效的手段之一就是对血糖、血
脂、血红

蛋白等血液参数进行经常性地检测，为临床治疗提供评估依据，进而
采取行之有

效的干预方案。目前，主要通过采集患者血样进行生化或物理分析
以获得相关数

据。这使得血液成分分析成为临床上最主要也是最重要的检查项
目，抽血检验的

工作也同步剧增，成为医疗费用的重要组成部分。抽取血液标
本进行检验，属于

有创检测，虽然该方法具有较高的精度，被视为临床上的金
标准，但其不足是在

采集过程中会给病人带来较大的痛苦（尤其对于需要连续

25
监测的患者）
，存在生

物安全隐患，消耗大量一次性物品，不但费用高，且 对环
境造成二次污染。
最重要的是，
采血检验需要花费较长时间，
难以实现实 时测量
进而跟踪病情进展或者

监测治疗效果，不利于医生及时准确地作出临床决策，
易导致患者贻误最佳的治

疗时机。因此，无创血液成分检测引起人们极大的关
注，成为医院和患者的迫切

需求。无创血液成分检测不仅能够改善上述慢性疾
病的治疗效果，对急诊、围手

术期、重症监护患者的监护均有着不可估量的作
用，有利于改善如今的医疗模式；

从长远发展来看，无创检测方法的便携式化
便于普及，能够有效地帮助人们自主

地把握自身健康状况，利于防范疾病的发
生发展，
显示出巨大的社会效益。

无创血液成分检测意义重大，
一种能够无创、
高精度、实时的血液成分检测

方法成为众多科研人员与机构追逐的目标。然而
到目前为止，
除血氧饱和度参数、
血红蛋白
[4]
含量检测以外，
没有应用于临床
的其他血液成 分无创检测仪器的报

道。无创血液成分检测作为国际前沿热点课
题之一，成为世界上各大研究机构激

烈竞争探索的领域
[5, 6]
。同样，该研究
的展开对医学基础研究、临床医学发展，

人体信号的测量均有着积极的推动作
用。

1.2
无创血液成分检测的方法

目前，已报道关于无创血液成分检测的研究中涉及到的血液参数包括血糖

[7-11 ]
、血红蛋白及其衍生物
[12]
、红细胞数
[13]
、红细胞比容
[14,
15]
、胆红
素
[16, 17]
、多

种蛋白
[18]
、血液中的酒精含量
[19]
以及普遍应用的血氧饱 和
度
[20]
等，主要集中在

血糖和血红蛋白的检测上。各研究小组根据不同血液成
分参数的物理和化学特性

及在生理组织上的表现，所采用的检测方法不同，主
要可以分为两大类：非光学

方法和光学方法，应用到手指、前臂、舌、眼睛、
耳朵、前额等组织部位进行相

关的仿真与实际实验，产生了相应的数据处理分
析算法，不断的更新研究结果，

并逐渐的向临床需求靠近。

1.2.1
非光学方法

（
1
）
反离子电渗透法

反离子电渗透法主要被应用在血液成分中的血糖测量。
对
皮肤表面的正负极

施加一定的电压，从而在正负极之间形成电势，促使皮下组
织中的氯离子和钠离

子分别向正负极移动，形成一个从皮肤表层经过皮下组织
并回到皮肤表层的恒电

流通道
[21, 22]
。反离子电渗透技术利用这个离子流将
皮下组织液中的中性分子葡萄

糖等携带到皮肤表面，根据组织液中葡萄糖与人
体血液中的血糖浓度具有很好的
相关性，用电化学酶传感器
[23]
检测组织液葡
萄糖再经过标定即可测算出人体 的血

糖值。
美国
Cygnus
公司利用反离子电渗透法实现了体外无创血糖监测，
其产品

GlucoWatch
已经通过美国
FDA
认证获准上市。

反离子电渗透法的一个主要缺
点是它会引起皮肤的疼痛，另一方面，渗透出

来的液体中葡萄糖浓度极低，且
容易受到汗液等带来的影响，因而必须采用十分

准确的测量技术。

（
2
）热代
谢整合法

热代谢整合法由
Cho
等
[24]
提出应用于无创血糖的检测。在人体内，
葡萄糖

最终氧化成水、二氧化碳和能量，能量以对流、辐射、蒸发等方式发散

26
到周围环

境当中。作为主要能源物质的葡萄糖在血液中浓度的变化必然会引起
人体代谢的

变化，进而影响到体温等生理参数的变化。通过采用温度传感器、
红外传感器、

湿度传感器和光学测量装置等测量人体代谢产生的热量、血液流
速、血氧饱和度，
< br>利用人体代谢产生的热量是血糖浓度、供氧量的函数，可以
推算出血糖浓度
[25-27 ]
。

代谢热整合法正是基于这一规律，
然而由于无创血糖
检测技术 的复杂性和检查对

象个体的差异性，对于提高热代谢整合法的检测精
度还需更深入的研究和探索。

（
3
）
电导率方法

人体组织与器官的电特性及其变化与人体生理、
病理状况密切
相关。血液在

人体的分布较为广泛，是影响人体电导率特性的重要因素。血液
物理化学特性、
血细胞形态和功能的改变，均会影响血液本身和组织的电导率
性质
[28]
。可以利用

此特性来研究血液成分的无创检测。
1980
年，
Yamakoshi
等
[29, 30]
报道了使用电

导纳体积描记术检测红细胞比容的可行性。然而电导率
测量时人体皮肤状况、血

管分布、血流状况、体温等个体差异性因素，电极与
人体皮肤接触接口、电极类

型、测量部位等实验条件不确定性，以及血液多组
分的干扰等问题使得测量精度

难以提高，阻碍了该方法的进一步发展。目前关
于此种方法用于血液成分的报道

较少。

1.2.2
光学方法

20
世纪
70
年代，
Jobsis
等
[31]
开始应用光学的方法进行人体内化学成分测量

的尝试之 后，
各国纷纷开展了无创光学检测的研究。
相比较上述非光学方法，
近
十年，
无创血液成分检测的研究大多集中在光学方法的上。
光是血液成分检测最

具优势的信息载体，
且光学检测以其过程便捷、
无痛无创以及原理上高速、
高 精

度、
信息多维化等优点，
成为最具应用前景的检测手段，
从而倍 受广大科研工作

者的青睐，
成为国内外各大科研机构研究无创血液成分检测最主要的 方法。
光学

检测方法包括光声光谱法、拉曼光谱法、荧光法、偏振光旋光法、光学相干层析

成像法、近红外光谱法、中红外光谱法等。

（
1
）光声光谱法

用一定频率调制的光源（或脉冲光源）照射物质，物质分子吸
收一定光能后

处于激发态，通过非辐射过程跃迁到低能态时，产生同频的声波
（光声信号）
，
此现象称为光声效应。
不同组分和结构的物质吸收不同波长的光
能，因此，当照

射于物质的光波波长改变时，声信号的变化反映了物质成分或
结构
[32,
33]
。光声光

谱法（
Optoacoustic
spectroscopy
）利用光声信号的幅
度与物质成分吸收系数之间

的关系，可以检测血液内部成分的含量，如血糖
[34]
、
血红蛋白
[35]
、
血氧
[36]
等。

对于不同的检测成分需要选择不同的波长，
从而有效的降低光谱重叠的影响。该

方法能够克服传统技术的散射带来的干扰
问题，有着一定的发展前途，但为了降

低其他物质的干扰改进重复性和灵敏度
是必要的
[37]
。

（
2
）拉曼光谱法

拉曼光谱（
Raman spectra
）是一种散射光谱
[38]
，基于印度
科学家
C.V.
拉曼

在
1928
年发现的拉曼散射效应，
即当光穿过透明介质被分子
散射的光发生频率

变化。通过波长范围从可见光到中红外光激光束入射透明介

27
质，接收与入射波长

相比发生频移的微弱的拉曼谱线。拉曼散射光与瑞利散射
光的频率之差即拉曼位
移，
和物质分子的振动、
转动能级有关。
在理想条件下，
拉曼谱线强度和 待测样

品成分浓度之间成线性关系，因而可以用拉曼谱线对血
液成分定量分析
[39,
40]
。
拉

曼光谱法应用于血液成分检测有两个重要的优势，
一个是水的拉曼散射很弱很适
合水溶液生物样品，另一个是拉曼光谱谱峰清晰
尖锐。
目前关于拉曼光谱的无创

血糖测量的研究较多。

然而影响拉曼谱线的因
素很多，如光源稳定性、样品自吸收等。由于检测到

的信号微弱，增加入射光
强为一条有效途径，但出于对安全因素的考虑，入射光

强受到严重的限制。

（
3
）
荧光法

血 液成分十分复杂，
其中存在着大量能够发出荧光
（
Fluorescence
）
的生物

分子，如血红蛋白、芳香氨基酸、脂肪胺等，当被一定波长的光激发后，
处于激

发态的分子在下降到基态的过程中，以光子的形式释放所吸收的能量，
即产生荧
光
（自体荧光）
。
血液的激发荧光内容十分丰富，
其荧光光谱图表征荧< br>光强度与

荧光波长的关系，不同血样经激发所能发出的荧光强度与荧光波长均
有差异，
利

用此差异可确定血液成分和含量
[41-44]
。然而荧光内容丰富性带来
血液成分分析的

复杂性，此外，荧光方法仍有一些限制条件如分辨率、时间、
生物适应性等问题

需要解决。

（
4
）偏振光旋光法

许多物质具有旋光性，当平面偏振光通过这些物质时，偏振光的振动平面向

左
或向右旋转，
这种现象称为旋光。
因此，
当一束偏振光照射血液时，
其透射 光

（反
射光）也为线偏振光，且偏振方向与原入射方向成一个角度，这个角度与待
测
物质成比例，
通过偏振角的定量分析来测量血液中某种待测成分浓度
[45]< br>，
将这

种方法称为偏振光测量法
（
Polarimetry
）
。
目前该方法主要应用在血糖测量上
[46,
47]
。 由于皮肤的高散射特性，主要测量部位选择眼睛前房水，它可以提供一个
清

晰的光学介质以及合理的光程长。然而，偏振光旋光法测量相对与血糖值有
一定

的滞后性，且测量的偏转角微小，导致测量难度大、精度难以达到，稳定
性也较

差，
易受到其他物质的影响，
此外还受到眼睛这一测量部位的限制。

（
5
）
光学相干层析成像法
1991
年
Huan g
等
[48]
报道了光学相干层析成像（
Optical
Coherence Tomography, OCT
）技术，其核心是迈克尔逊干涉仪，能够提供分辨
率达到

10?m 组织成像。

由于生物组织对光的强散射性，此种方法较适用于体
腔浅表组织的成像研究。对

于血液参数的测量，
OCT
通过测量由血液成分变化
而引起真皮组织的散射系数

的变化，从而建立与血液成分之间的相互关系，目
前该技术在血糖
[49, 50]
、血氧
[51]
、

血红蛋白
[52]
等血 液参数测量中均有相
应的研究。但由于光散射系数的变化所依赖

的组织间折射率不匹配现象与血糖
浓度等并没有直接的特异性关系，因此，人体

其他生理成分的变化所导致的散
射系数变化会给测量结果带来干扰。

（
6
）近红外光谱法和中红外光谱法
Norris[53]
在
1991
年的第
4
届国际近红
外光谱学会议上，
发表了
“近红外在

医学上的 可能应用”
，
激发了近红外光谱工
作者研究无创血液成分检测技术的热

情，近红外光谱被迅速应用于无创医学生

28
化
检
测
研
究
中
[54,
55]
。
近
红
外
光
（
Near
infrared,
NIR
）
是
指
波
长
在

780nm-2526nm
范围内的电磁波。
在此区域内，
体液

和软组织相对透明，
穿透力
较强，是较为理想的检测波段。近红外光谱无创血液

成分检测是基于血液中有
机分子的吸收，这些分子中的含氢基团，包括
C-H
、
N-H
、
O-H
，在近红外光谱
区由于振动合频 和倍频提供丰富的信息，因此不同血

液成分浓度的差异其光谱
特征也随之发生变化。根据已知样品的光谱信息和相应

成分的浓度建立一个数
学模型，并利用建立的模型输入未知样品的光谱从而预测
相应成分的浓度。近
红外光谱技术是一种间接测量技术，
以朗伯
-
比耳< br>
（
Lambert- Beer
）
定律为基础，
利用各种成分光吸收特异性来测量，目前在血糖、

血氧、血红蛋白检测上应用
较多
[56-58]
。
根据接收方式的不 同，
近红外光谱测量主

要可以分为漫反射测量
和透射测量。随着计算机技术和化学计量学理论的发展，

近红外光谱定量分析
的灵敏度、准确性和可靠性都有较大提高。近红外光谱法成
为目前这些光学方法中最主要的研究方法，
部分已进入在体检测实验阶段，
取得

的进展也是最为显著的。

相对于近红外光谱而言，中红外光谱（
Mid
infrared
）
[59, 60]
在无创血液成分

检测中的研究较少，主要是由于水的强烈吸收，中红
外光很难穿过皮肤进入内部

组织，所以中红外对组织的穿透性弱，此外，采集
中红外光谱比较难于实现，因

而采用测量其热辐射光谱。需要提及的是，中红
外光谱主要反映分子振动和转动
的基频吸收，不同分子之间的吸收相对独立，
对应着多数分子的特征指纹谱，
受

到其他物质的干扰小，
因而信息提取更容易，
成为较有前景的一种测量方法。

1.2.3
光学方法血液成分检测的技术难点

在这些光学检测方法中还没有一种方法能够达到稳定的临床需求，限制其技

术
发展及测量精度主要有以下几个共同难点：

（
1
）人体 组织的复杂性：人体组织
随着时间和空间的变化而变化，目标信

号受到人体其他生理组织的干扰，且各
种血液成分信号相互干扰。对于人体信号

检测而言，这些干扰是不可避免的，
因此需要选择有效的检测方法。

（2
）个体差异：许多学者在数据建模处理时，
仅针对个体数据来建模取得

较好的结果，显然个体差异是提高测量精度的一个
瓶颈问题。在无创光学检测中，

皮肤是光进入组织的必经部位，皮肤色素、角
质层厚度、脂肪层等都因人而异，

且能够对光信号产生较大的影响。对于这个
问题很多学者避开选择个体差异明显
的部位
(
如手指
)
，而选择眼睛、口腔粘膜
等，但又会给测量带 来新的问题。利用

非血液如眼房水、唾液或组织液等属于
间接测量，能否正确反映血糖等参数，与

实际生理参数之间的滞后如何解决，
是否也存在个体差异有待进一步研究。

（
3
）信号微弱：葡萄糖、胆固醇、甘油
三酯等在血液中的含量较低，
检测< br>
到的信号极其微弱，
且受到其他成分的干扰。
要精确检测生化成分变化信息， 需

要提高测量信号的信噪比。因此，在保证安
全性的同时，对于信号传感与检测电

路，信号处理和分析，信号建模与评估这
几个环节，需要综合优化来提高检测精

度与灵敏度。

（
4
）测量条件：测量条
件包括接触压力， 测量部位，环境温度等。压力引

起组织形变进而影响测量结

29
果，温度是一个非常重要的误差源，温度的改变将会

通过影响分子间的作用力
而导致测量信号发生非线性的变化
[61]
。对于这些干扰因

素，我们首 先需要确
定其影响规律及影响程度，
从而来决定是将上述影响因素固

定在一定的范围内，
还是校正这些干扰因素的影响或是将这些干扰因素作为参数

引入到模型中，进
而提高无创血液成分分析的精度。

（
5
）
实验方法：
目前光学无创血液成分的检测实验主要包括各成分值与测

量光
信号相关性的仿体实验，各种方法在体检测实验，多种影响因素的分析与校

正
实验以及所选用数据处理与建模方法对无创测量精度影响的研究实验等。在人
体无创血液成分检测定标实验中，
测量人群的年龄、
健康状态、
性别，
测 量时间，

测量次数，有创检测与无创检测先后顺序，各种环境因素等都没有标准的方法，

所以这些定标模型及方法是否建立在血液成分变化的基础上
（是否存在偶然相关

性）
，
是否最有利于数据模型的建立还有待于进一步的研究与规范。

根据以上的
血液成分检测难点分析可以看出，减小个体差异和测量条件的影

响、消除各种
噪声干扰、提高检测的灵敏度是实现无创血液成分检测的首要解决

的问题。

1.3
光学无创血液成分检测的研究现状及发展

目前关于血液成分光学检测的研究主要涉及到两个方面：
离体血液样本测量

（
in
vitro
）和在体测量（
in vivo
）
，如图
1-1
所示

其中离体血液测量包括血液光学参数测量以及离体血液的定量分析。
Nilsson
等
[62]
测量了离体血液在
633nm
的光学参数（各项异性因子，散射系数以及吸收

系数）
随着温度上升的变化 规律，
分析红细胞形变是散射变化的原因。
Sardar
等

[63]
通过测量的总漫反射与漫透射光并结合逆倍增的方法获取
488nm
处全血的
所

有光学参数，
采用传统的最小偏差方法测量
633nm
处血液的折射率。
Roggan
等
[64]
研究了
633nm
处血氧饱和度、红细胞压积、血流速度、渗透压、以及 壁
面剪切力对血液光学参数的影响，
分析了
400-2500nm
血液光学参数的整体变化
趋势。
Friebel
等
[65]
利用积分球以及反演的蒙特卡罗算法获取
250nm-1100nm
范围内稀

释以及未稀释流动血液的光学参数。
Meinke
等
[66]
分析了血小板和血
浆的光学特

性以及对全血光学特性的影响，结果表明生理浓度的白细胞对全血
吸收和散射特

性的测量没有影响，红细胞在血液中占据主要作用。
Enejder
等
[67]
通过近红外拉

曼光谱测量全血中的多种分析物的浓度，在基于
31
个测量
对象所建立的偏最小

二乘校正模型的预测精度达到临床要求，这个结果表明拉
曼光谱在高散射高吸收
体中对生物分子浓度测量的可行性。王乐新等
[68]
测量
了人体正常全血和血清 与高

糖全血的红外吸收光谱，不同血样之间的光谱差异
可用于疾病的诊断。蒋景英等
[69]
分析了血红蛋白对胆红素光谱在偏最小二乘
建模中的影响机制，结果表明血红

蛋白降低了胆红素光谱检测的准确度。上述
这些研究为无创在体血液成分检测提

供了理论基础和研究方向。

在体测量研究
主要包括不同检测方法可行性分析，信号传感的优化，信号的

去噪、降维、校
正等处理，不同建模方法的对比研究、以及模型的优化和迁移等。

这几个方面
紧扣建模分析这种间接测量的一般过程，即通过建立有效的定标模型

后对未知

30
样品进行定量分析，
如图
1-2
所示。
以下即从这几个方面介绍光学无创

血液成
分检测的国内外发展现状及发展。





1.3.2
光谱处理与建模分析的研究现状及发展

光谱分析是从复杂、
重叠、
变动的背景中提取弱信号，
主要包括光谱的预处

理、
波长的选择、校正模型的建立以及模型的评估。光谱分析数学模型的性能决
定
于建模的两个要素：
建模数据和建模算法，
其核心是提高信噪比，
增强 模型的

稳
定性、
可靠性和动态适应性，
这些因素不仅对血液成分光 谱分析至关重要，
在

其
他应用中的光谱分析同样适用。

光谱的预处理包括光谱去噪、光谱的标准化、
光谱的校正、光谱波长及波段

的优选等。通过光谱的预处理从而降低或消除各
种非目标因素的影响，如噪声干

扰、散射的影响、冗余信息的干扰等，简化后
续建模处理运算过程，提高分析准

确度。

1.3.3
小结

综上所述，无论是不同的光谱检测方法，还是光谱处理与建模分析方法，一

个
从信号的传感角度来更全面、
更本质、
更准确地获取待测血液成分信息，
一个

从
信号分析的角度来抑制噪声干扰、提取有用信号，其目的都为提高检测的灵敏

度、
消除各种噪声干扰、
减小个体差异和测量条件的影响，
进而提高模型的稳 定

性、可靠性、动态适应性。

在各种光学检测方法中，一种基于可见光< br>-
近红外光
谱的无创血液成分检测

方法—动态光谱法（
Dynamic
Spectrum,
DS
）
[127]
显示
出较大的临床应用潜力。该

方法同样是基于光电容积脉搏波的透射光谱法，利
用动脉充盈程度对光谱吸收的

影响来直接提取多个波长下仅反映血液成分的光
密度信息，从理论上克服了个体

差异和测量条件的影响，相比较其他光谱测量
方法更具有优势。与上述类似方法

相比，动态光谱在相应的检测精度、光谱提
取方法、以及建模与处理方法等方面
做了较为系统地研究，并已取得了一系列
的进展
[128-132]
，
验 证了该方法的理论正

确性与可行性，
确定了该方法实施的
技术路线。陈星旦 院士最近的特邀报告
[133]
中对动态光谱这样评价：
“基于血
管中血流 量呈周期性变化的事实，
天津大学的

李刚等人提出
“动态光谱”
理 论，
提取出相应脉动动脉血液的吸光度，为无创血

液生化成分检测的临床应用提供< br>了条件。
”因此，本课题即研究基于动态光谱法

的无创血液成分检测。

1.4
本文的研究目的和意义

到目前为止，除了血氧、血红蛋白的检测以外，还没有进入临床使用的其他

血
液成分无创检测仪器的出现。
限制其技术发展及测量精度的主要原因，
除了个
体
差异和测量条件等因素外，
人体组织的复杂性、
信号微弱、
信号重叠也 是其中

的
难点问题，因此，提高目标信号的信噪比是实现无创血液成分检测的首要目标。

动态光谱法从理论上克服了个体差异和测量条件的影响，
在理论方法具备一定可


31
行性的基础上，
实现基于动态光谱的血液成分无创检测仪器还需要解决如下科学

与技术问题：

（
1
）高信噪比的光电容积脉搏波的采集

动态光谱是从光电容积
脉搏波中提取出来的，因而，获取高灵敏度的容积脉

搏波信号是研究中最为关
键的部分之一。所谓高灵敏度表现在容积脉搏波的幅值

高分辨率、光谱的高采
样速度、低背景噪声和高稳定性。高信噪比的光电容积脉

搏波的采集对利用容积脉搏波进行其他生理与病理分析同样具有非常重要的意

义。

（
2
）获取高灵敏度的动态光谱

采集的光电容积脉搏波信号，不但包括血
液成分的信息，同样也包括了其他

组织的信息，此外信号还会受到测量条件以
及被测者生理状态的影响。从复杂混

合的容积脉搏波信号中提取仅反映血液吸
收的信息，充分降低或去除其他组织的

干扰决定了后续分析的可靠性。

（
3
）
光程长影响的校正或利用

动态光谱法能够从理论上克服个体差异和测量条件的
影响，仅提取动脉血液

光谱信息，但不同测量对象其动脉血液充盈程度不同。
人体组织是高散射体，如

何校正充盈程度不同所带来光程长的非线性影响决定
了血液成分分析的精度。该

问题的研究对组织光学中散射问题的校正同样有着
借鉴作用。

（
4
）血液中不同成分之间的相互作用与干扰

动态光谱方法中提取
仅反映动脉血液吸收的光谱，该光谱中包含了血液中所

有组分的作用。有机分
子在可见光与近红外波段吸收峰较宽，不同分子的吸收峰

互相重叠。如何有效
地提取目标组分的成分信息，尤其是含量较低、光谱信号微

弱的成分，降低其
他组分的干扰是实现血液成分检测的重要问题。不仅是血液成

分的无创检测，
其他近红外光谱测量中也面临着同样的问题，因此该问题的解决

对于复杂混合
物质的光谱测量有着重要的作用与意义。

（
5
）
模型的迁移与便携式仪器的设计

在研究过程中，往往针对一套固定的系统进行信号的采集与建模分析。对于

不
同生产批次、
不同厂家的仪器，
性能参数均有差异，
难以做到一致。
为了充 分

利
用每次实验获取的数据，
避免由于仪器参数差异所带来的影响，
建立稳健、
可

迁
移的模型是实现血液成分检测重要环节。
此外，
通过单一血液成分便携式采集

系
统设计，不仅有利于提高特定波长上的信噪比，更能够促进应用。

基于以上五
个问题，论文主要从动态光谱的信号检测、动态光谱信号提取、

动态光谱信号
处理、动态光谱建模分析以及便携式检测装置的设计这五个方面全

面提高光谱
信号检测灵敏度和精度，建立高性能血红蛋白等血液成分检测模型，

为血液成
分无创检测建立完整的方法体系，同时解决在体光谱检测中的一些共性

问题，
为其他光谱测量的应用提供借鉴与参考。

2.1
动态光谱的基本原理

人体心室周期性的收缩和舒张导致主动脉的收缩和舒张，使得血流压力以波

的
形式从主动脉根部开始沿着整个动脉系统传播，
将这种波称为脉搏波。
科学地

检
测脉搏波并对其进行分析处理可以获取多种有价值的生理病理信息。根据采集
方式的不同，
主要分为压力脉搏波和容积脉搏波。
容积脉搏波反映了在心脏周期

性的搏动下血流流经外周血管中的微动脉、
毛细血管以及微静脉时，
这些微血管

的血液容积量呈现出的脉动变化。
典型的容积脉搏波如图
2-1
所示，
其特征为：


32
上升沿陡峭而平滑，下降沿出现重搏波

光电容积脉搏波描迹法（
Photoplethysmography, PPG
）
[134, 135]
是一种借助
光

电手段在活体组织中检测血流容积变化的一种无创检测方法。当一定波长的
光束
照射到组织表面时（例如指端、耳垂、额头等组织部位）
，光束将通过透射
或反

射方式传送到光电接收器件。光与组织的作用过程中，由于受到皮肤、肌
肉、脂

肪、骨骼和血液的吸收衰减，检测器检测到的光强度将减弱。其中皮肤、
肌肉、

骨骼等非血液组织对光的吸收在整个血液循环中几乎保持恒定不变，而
血液容积

随着心脏的收缩和舒张而变化（在血液中，血液容积的变化主要是动
脉容积的变
化，
静脉血的搏动相对于动脉血是十分微弱的，
可以忽略）
，
当心脏收缩时外周

血液容量最多，光吸收量达到最大，检测到的光强度最小；而在心
脏舒张时，检

测到的光强度最大。因此光电器件接收的光强度随着心脏的搏动
呈脉动性变化，

将此光强度变化信号转换为电信号，记录的波形图即称为光电
容积脉搏波。人体

指尖部位相对其他人体组织而言比较薄，透过手指后检测到
的光强相对较大，且

组织中的动脉成分含量高，有助于信号的测量，而且指端
测量较为方便易于接受，

因此论文中选择指尖作为光电式脉搏传感器的测量部
位。

光电容积脉搏波 包含两个部分：
（
1
）稳定的直流分量，主要由非血液组织，

静< br>脉血以及稳定的动脉血对光的吸收作用产生，此部分相对恒定，
（
2
）脉动变< br>
化
的交流分量，
主要反映脉动动脉血吸收光的情况，
一般为直流分量 的
1-2%
，

且
叠加在直流分量上
[136]
。

图
2-2
（
a
）所示为透射式光电脉容积搏波的产生原
理，其中
I0
为某一波长下

的入射光强，
Imax
为心脏舒张时动脉血液容积最小
的出射
光强
，
Imin
为心脏
收缩

时
动脉
血液容
积最
大的出射
光强。
根据

Lambert-Beer
定律
[137]
，当血液充盈量最

低时，光通过恒定组织时，光密 度
如式
（
2-1
）
所示，
当血液充盈量最大时，
光

通过恒定组织以及脉动动脉血液时，
光密度如式（
2-2
）所示， 充盈前后光密度

的变化量如式（
2-3
）所示。其中，
式（
2-1
）
-
（
2-3
）中
OD1
λ为波长

λ

下的充盈

量最小时的光密度，
OD2
λ为
波长

λ

下的充盈量最大时的光密度，
Δ
OD
λ为充盈前

后光密度的变化量，

ε
λ
i
为组织中第
i
个吸收物质在波长

λ

下的摩尔消光系数，
[c]i
为吸收物
质的浓度，
L
为平均光程长，对于（
2-2
）式右边，增加的一项为脉动

动脉血液
的光密度，
m
为血液中的组分数目，Δ
L
为变化的光程长。根据式（
2-3
）

可以
看到，动脉充盈前后的光密度变化量仅与脉动动脉血液的吸收相关，从而消

除
皮肤、肌肉、骨骼等近似恒定的人体组织对光密度的影响。从另一个角度来说，
< br>当出射光强最大时，
可视为脉动动脉血液的入射光，
当出射光强最弱时，
可视为

脉动动脉血液的出射光，如图
2-2
（
b
）所示等效模型，根据
Lambert-Beer
定
律

同样可以获得式（
2-3
）所示的结论。因此，对所 获取的光电容积脉搏波进行
对

数变换，其峰值与谷值的差值即为脉动动脉血液的光密度。

通过同步获取可见光以及近红外波段多波长或连续波段内的光密度：

Δ
OD
λ
1
，
Δ
OD
λ
2
，Δ
ODλ
3
，??，Δ
OD
λ
n
，由这一系列光密度按波长大 小构成的动

脉脉

33
动血液的光谱，我们定义为动态光谱。

根据获取的仅反映脉动动脉血液吸收的
动态光谱，通过化学计量学方法建立

目标血液组分的浓度与动态光谱之间的模
型，从而实现血液成分的定量分析。

从以上的原理分析，可以总结动态光谱方
法的两个显著优势：
（
1
）
动态光谱

能够克服皮肤、
皮下组织等个体差异的影响，
仅提取反映脉动动 脉血液的光密度

信息。个体差异的影响是近红外光谱无创检
测中最关键的技术难题，消除了个体
差异的动态光谱方法能够从原理上提高无
创血液成分测量的精度。
（
2
） 动态光谱

降低了对测量条件的要求，如环境光的
干扰等。对于短时间内恒定的环境光干扰，
< br>可以等效为入射光上叠加了一定的
光强，从式（
2-3
）可以看到，动态光谱与 入

射光强没有关系，因此动态光谱能
够克服环境光的干扰。动态光谱实质上属于差

分光谱，对于类似的由测量仪器
所引入的“共模”干扰和误差，动态光谱均能够

克服。

血液成分的无创检测，不仅对各种疾病的诊断，糖尿病、贫血等慢性疾病的

管
理，围手术期或急诊患者的监护具有重要意义，还可以实现全民早期的疾病筛
查，
节省医疗、
环保资源。
研究血液成分无创检测可以推动无创生物医学信息传< br>
感、
微弱信号检测、
基础医学以及临床医学的发展。
光是血液成分检 测最具优势

的信息载体，光谱检测以其过程便捷、无痛无创以及原理上高速、高精度、信息

多维 化等优点，
成为最具应用前景的检测手段。
人体光谱信息的在体检测，
在满

足检测安全性、
舒适性的基础上，
不仅要面临着光谱检测中的信号微弱、
光谱 重

叠、漂移等因素的影响，还需要克服个体差异、测量条件、被测者心里状态变化

等不确定因素的影响。
一种对血液成分分析具有优越性能的光谱方法必须能够改

善随机噪声、背景干扰、个体差异等因素的影响，提高信噪比，进而提高模型的

性能。

动态光谱方法，基于光电容积脉搏波的透射光谱法，利用动脉充盈程度
对光

谱吸收的影响来直接提取多个波长下仅反映动脉血液成分的光密度，从理
论上降

低了个体差异和测量条件的影响，相比其他方法更具优势。在理论方法
具备一定

可行性的基础上，实现基于动态光谱的血液成分无创检测还需要解决
如下问题：

高信噪比的光电容积脉搏波的采集，高灵敏度动态光谱的提取，光
程长影响的校

正或利用，血液中非目标组分干扰的降低以及模型迁移与便携式
系统的设计等。

基于这五个具体问题，论文首先通过
MC
仿真实验以及搭建的
光栅光谱仪的测量

系统采集临床数据对动态光谱法在无创血红蛋白检测上的可
行性进行验证，其次

从动态光谱的信号检测、动态光谱信号提取、动态光谱信
号处理与建模分析以及

便携式检测装置的设计这四个方面提出了一系列的方法
与措施提高光谱信号检

测的灵敏度和精度，为血液成分无创检测建立完整的方
法体系，同时解决在体光

谱检测、微弱信号检测中的一些共性问题，为其他相
关应用提供借鉴与参考。



动态光谱数据采集与处理及其分析

人体血液成分含量是评价人体健康状况的重要信息。为了改变目前广泛采


34
用的血液成分有创测量方法，人们对具有较好应用前景的近红外光谱检测方法

投入了大量精力。但测量条件和个体差异的存在是影响该方法走入临床的主要

限制。动态光谱法的出现可望解决这一问题。

1.1.1
血液成分无创检测的意义

血液成分含量及其含量变化可以真实、准确地反映人体的健康状况。准确测

定人体血 液中各种成分的含量，
是预防、
诊断和治疗疾病的客观依据，
具有重要

的意义。例如，血浆中的葡萄糖、白蛋白、总蛋白、总胆固醇、总胆红素等成分

的含 量是临床上常用的指标。
通过这些成分的检测，
医生可以明确的掌握患者的

身体治疗和康复情况，
从而在疾病的预防和治疗中采取正确措施。
但目前临床上
广泛应用的成分检测方法属于有创检测，
取指尖或其他部位静脉的血样，
应用一

次性的试剂通过化学方法进行检测，它的缺点是测量手续繁杂，有感染的危险，

并且 消耗品的费用较高，
对于需要长期监测血液成分含量的患者来讲，
患者的生

理心理都要承受较大的压力。

以糖尿病为例。糖尿病是一种较为普遍的内分泌疾病，它是由于胰岛素分泌

缺陷或生物效应引起的新陈代谢疾病，被称为“现代疾病中的第二杀手”
。糖尿

病对人体的身心健康具有较大的危害，而且该疾病具有扩大化和年轻化的趋势。

截止
2005
年，全国有糖尿病患者
2000
多万人，糖耐量低减者近
2000
万人，

糖尿病患者总数位居全球第二；据估计，到
2025
年我国糖尿病患者可能达到

6000
万人。
而对于糖尿病的治疗 ，
目前尚无彻底根除糖尿病的医学手段，
只能采取控

制血糖浓度的方法进行治疗和预防。这就需要频繁、准确地测定人体血糖浓度，

以此来进行监控。
目前临床上广泛应用的血液成分的测量方法是从人体内抽取血

样，再通过生化检测进行分析。这种有创测量方法不光要从病患身上抽取血液，

给病 患带来疼痛、
流血等诸多痛苦，
也增添了感染的机会，
且血液需要进行预处

理，
对于不同种的被测成分还需要特定的化学试剂，
不能实现连续性的检测。
相

比之下，
无创血液成分检测方法可以大大减轻病人的痛苦，
具有更高的临 床应用

价值。

目前正在研究的无创血液成分检测主流方法
[1- 4]
为光学检测方法，包含近红外

光谱法
[5,
6]
、光散射测量技术
[7,
8]
、荧光检测技术等等。其中近红 外光谱法
因其原理上可以做到高精度、高速度、成本低，成为了研究热点，技术也相对成
熟。< br>
1.1.3
基于光谱法血液无创分析的困难

虽然血液成分无创检测的近红外光谱方法已经成为世界上的研究热点之一，

相关的研究论文和报道也比较多，
但是目前尚无可应用于临床的血液成分无创检

测仪器的报道（血氧饱和度除外）
。综合考虑目前已有的各种研究方法，可以发

现以下几个问题成为了制约血液成分无创检测的近红外光谱法所面临的难题

[26-28]
。

1.
血液中各成分组成复杂、浓度低、吸收峰重叠严重


35
这些血液的固有特性导致在用近红外光谱方法检测血液成分浓度时，检测的

谱带复杂 ，
吸收峰重叠且强度弱，
光谱的信噪比低。
对于多种血液成分的并行检

测来做一个粗略的估计：如果待测的组成成分有
100
种，每种成分浓度要求的
检

测精度为
1%
，则对吸光度的精度要求则为万分之一。这对光谱信号的提取提出

了很高的要求 。
进一步考虑组织或血液中大部分的成分是水，
而其他更有临床意

义的成分不仅浓度低，又没有显著的吸收峰，在这样的条件下，如何提高精度，

从而提取多种微弱的化学成分的变化信息，
是血液成分无创检测的近红外光谱法

的一个难题。

2.
测量条件的影响

这些条件包括环境温度、检测位置、探头压力以及光源光谱的平滑程度等等。

例如当环境温度升高时，蛋白质等物质的化学键震动能量和能级越迁几率的增

加，< br>越迁到更高能级水平的分子数目增加，
导致更多的辐射被分子吸收，
反射或
< br>透射的能量相应减少，
宏观上表现为吸收增加，
谱带向高频方向移动，
移动范围

可达几到
50
纳米。这些条件因素影响的存在常常会引起较大的系统误差。

3.
被测对象的个体差异

人体组织是一个强散射介质，在普通的近红外光谱法中，最后得到光谱实际

是包括血液在内的人体内多种组织共同作用的结果。
而由于被测对象的包括水合

状态、毛发、角质层、表皮、真皮、皮下组织、肌肉、骨骼、颜色、体温、营养

状态等组织结构之间存在着个体差异，且这种差异不只存在于不同测量对象之

间，< br>也存在于不同测量时间段的同一被测对象。
个体差异的存在导致在建模中只

有针对个体建模才可能使实际值和测量值具有较好的一致性，
而在实际的光谱法
测量中，
我们无法针对每个患者单独建模，
也就很难保证测量结果的准确性。
如< br>
何解决个体差异带来的这种测量难题，
也是近红外血液无创检测技术所面临的较

大技术难题。

4.
近红外光谱法是一种间接分析技术

间接分析技术所依赖的模型必须事先用标准方法或参考方法对一定范围内

的样品测定 出组成或性质数据，
因此模型的建立需要一定的化学计量学知识，
且

分析结果的准确性与模型建立的质量和模型是否能合理使用有很大的关系。

上述四点严重影响和制约了近红外光谱法在血液成分无创检测中的应用，是

近红外方法走向临床的“绊脚石”
。

1.2
动态光谱法

上一小节中已经详细介绍了血液成分无创检测的近红外光谱法的技术优势、

研究现状 和其所面临的技术难题。
在上述的难题中，
个体差异和检测条件的影响

是近红外光谱法的两个突出的技术问题，普通光谱方法较难消除。

个体差异是指不同个体被测部位生理结构上的差异以及生理状况的时变性，

具体包括水合状态、毛发、角质层、表皮、皮下组织、肌肉、骨骼、颜色、体温、

营养状态等等；检测条件包括探头压力、检测位置、环境温度、光源光谱的平坦


36
程度等等。
这两个目前没有有效解决的问题阻碍了血液成分无创检测的近红外光

谱法走向实际临床应用。

为了解决这个问题，课题组提出了新的方法──动态光谱法。它基于光电脉

搏波原理 ，
从理论上消除了个体差异带来的影响，
并大大减小了测量条件的引入

的误差。

1.2.2
动态光谱法原理

动态光谱法是一种根据光电脉搏波的产生原理检测血液成分浓度的方法，利

用动脉充盈与收缩时吸光度的变化量，
来消除测量中由于皮肤组织和肌肉组织产

生的个体差异
[29, 30]
。

通过图
1-2
可以看出，动脉血液的脉动部分是引起光电脉搏波变化的原因所

在。
考虑动 脉血管充盈度最低状态，
来自光源的入射光没有受到脉动动脉血液的

作用（图
1-1
的
t1
时刻）
，此时的出射光强最强（记为
Imax
）
，可视为脉动动
脉血液的入射光
Io
；而动脉血管充盈 度最高状态的光电脉搏波谷点，即脉动动
脉血液作用最大的时刻（图
1-1
的
t3
时刻）
，此时的出射光强最弱（记为

Imin
）
，为脉动动脉血液的最小出射光强，所以通过记录动脉充盈至最大与动脉
收缩至最小 时的吸光度值，
就可以消除皮肤组织、
皮下组织等一切具有恒定吸收
特点的人体成分对 于吸光度的影响，
同时也消除了诸如光源、
检测器响应曲线等
等带来的影响。

根据朗伯
-
比尔定律，可得：

式中

为波长λ下的脉动动脉血液吸光度，
d
为最大充盈度状态下脉动动脉

血液的等效光程。

动态光谱是从多个波长入射光所对应的光电脉搏波中，提取相应的脉动动脉

血液的吸 光度，
再由这些吸光度组成的光谱。
检测得到动态光谱后，
根据已知的

血液各组分的吸光系数和脉动动脉血液的等效光程长
d
，
即可计算出各组分的浓

度
ci
。

1.2.4
动态光谱法数据处理流程

通过前面两小节的内容，我们可归结出一套动态光谱的数据预处理的流程，

如下：

1
采用连续光源，用数据采集系统对采样部位（例如指尖、耳垂等）以合

适的采样率进行采样，得到一系列的与时间有关的单幅光谱图。

2
这些光谱图中的每个波长的幅值提取出来并按照时间顺序重新排序，形

成一系列的各个波长的光电脉搏波；做对数运算后得到吸光度的变化值。

3
将每个波长的光电脉搏波进行快速傅里叶变换，并求取基波幅值，则基

波幅值可以代表光电脉搏波的峰峰值。

4
将上一步取得的各个波长的基波幅值按照波长顺序重新排序，得到最终

的动态光谱。

对于每次试验，我们都可以按照上述的步骤来提取动态光谱。



37

动态光谱法的提出，
理论上可以消除测量条件 和被测者的个体差异对近红外光谱
法血液成分无创检测的影响，有望获取更为纯净的血液成分信息，推进 了血

液成分无创检测近红外方法的进一步发展。但就目前动态光谱法所取得进展而

言，
尚存一些问题和不足。
本文分析了这些不足之处，
并作了一系列的研究和 改

进，具体如下。

1.
动态光谱法目前所取得成果较多关注于理论的研究和样品池的模拟实验，

尚无利用人 体数据进行有效检验。
论文总结分析了动态光谱法目前的进展，
并利

用海洋公司的光谱仪和自行设计的透镜组搭建了动态光谱数据采集系统，
设计了

实验过程，取得了人体数据并做了响应分析，对动态光谱法进行了初步验证。

2.
动态光谱法中以往的频域数据处理仅采用基波分量来替代时域光电脉搏

波的峰峰值，
这样的方法在一定程度上损失了一部分信号能量。
论文从信号与噪

声的能量关系角度重新审视了动态光谱法的频域处理，
提出在频域处理中引入谐
波分量，
并通过实验确定了频域处理中引入的谐波的合适次数，
提高了动态光谱

法信号处理的准确性和方法的信噪比。

3.
动态光谱法研究对象为光电脉搏波的脉动部分，属于微弱信号测量，噪声

干扰较大。
对此，
以往有人采用叠加平均的方法，
用某一波长范围内的吸光度的

均值来替代某一特定波长的光的吸光度。
这样的做法提高了信噪比，
但却牺牲了
< br>波长分辨率。
针对这一问题，
论文引入了独立分量分析方法，
确定了合适的优化

判据和算法，在保证动态光谱法信噪比的同时提高了波长分辨率。



血液成分的光谱检测技术由于其方便、无痛、无创，以及原理上可能的高速、
高精度等特点，
成为最具有应用前景的检测手段而倍受人们重视。
目前科研人员

在血氧饱和度、
血液葡萄糖含量等方面取得了一定的成果。
然而这种传统的光谱

检测方法有着本质上的缺陷──测量条件和个体差异引入的误差较大。
其中测量

条件包括探测器定位误差、
环境温度、
检测设备的机械压力等，
而人体角质层 厚

度、血容量、出汗、脉搏、水合作用等则属于个体差异。有文献指出：这种由测

量条件和个体差异是光谱检测中误差的主要来源、
对光谱检测的结果影响较大且

较难消除。动态光谱法的出现，从理论上解决了这一问题。

人体血液成分的无创检测是现今生物医学领域研究的热点，因为无创检测可

以提高分析效率，降低测量费用，并且避免了为患者带来感染的危险。但是，这

项测 量分析技术要真正应用于临床人体检测，
还具有相当的距离，
主要是由于近

红外光谱测量技术受许多因素的干扰，
导致最终检测结果的测量精度受到很大限
制。
在这些诸多问题中，
个体差异和检测条件对光谱测量的影响，
是突出的技术< br>
问题。动态光谱法的出现从理论上解决了这一问题。




38
动态光谱数据分析与脉搏血氧测量系统

动态光谱（
DS
）法的提出，从理论上消除了被测者个体差异和测量条件对近

红外光谱血液成分无创检测的影响。
人体血液中各种化学成分的含量及其含量的
变化可 以真实、准确地反映人体

的健康状况。如红细胞、血红蛋白的含量可以提供与贫血症相关的信息；总脂、

胆固 醇的含量可以提供与高血脂症相关的信息；
白细胞、
血小板的含量与急性感

染、
慢性粒细胞白血病等自身免疫性疾病相关等。
准确测定这些成分的含量及其

变化趋势，是预防、诊断和治疗疾病的客观依据。

在血液成分含量检测中，最具代表性的就是糖尿病中对血糖含量的检测。糖

尿病是一 种较为普遍的内分泌疾病，
它是由遗传因素、
免疫功能紊乱、
微生物感

染及其毒素、自由基毒素、精神因素等致病因子作用于机体导致胰岛功能减退、

胰岛素抵抗（
Insulin
Resistance
，
IR
）等引起糖、蛋白质、脂肪、水和电解质
等一系列代谢紊乱综合症。临床上以高血糖为主要特点，典型 病例会出现多尿、
多饮、多食、消瘦等表现，病情严重时可以引起心血管病变、肾脏病变、神经病
变、视网膜病变、足溃疡等并发症。由于该病的病死率较高，可达
40%
左右，男
女发生率相仿，
相当一部分病人在起病前可无明确的糖尿病史，
或仅仅是轻度的

2
型糖尿病，
故引起病人和医务工作者的高度重视。
糖尿病被称为现代疾病 中的
第二杀手，
对人的身心健康具有较大的危害，
且随生活水平的提高，
该疾 病具有
扩大化和年轻化的趋势。
目前糖尿病的发病率在全球正处于快速上升的时期，
全
球受糖尿病直接影响的人数超过
2.5
亿，约占世界人口总数得
6%
，另有
3.18
亿人患有糖代谢不足。
2009
年
11
月糖尿病国际论坛首次公布了我国最新的大
中城市糖尿病患病率调 查结果，
城市患病率已经达到
9.7%
，
患病人数已达
9240
万。我国已成为全球糖尿病患病率增长最快的国家之一，患者人数仅次于印度，
是世界糖尿病患 者数量的第二大国。
迄今为止，
还没有彻底根治糖尿病的医学手
段。
目前对糖 尿病的治疗主要通过频繁的检测血糖浓度，
再根据血糖浓度的数值
调节降糖药或胰岛素的用量，
以控制血糖浓度，
预防或减轻并发症的发生。
因此，
实时的检测血糖浓度，是 治疗糖尿病和控制其严重并发症的关键
[1]
。
血糖自检是糖尿病人通常使用的一种 方法。
但是它只能测量一些不同时间点上
的血糖值，
当病人的血糖水平在一天中向高或 向低变化时，
从技术上来说通过血
糖自检不能达到实时检测的效果。
且对于大多数患者 说，
由于检测计和测试条的
费用较高，用针刺取血引起的疼痛等原因，有创的长期监测操作繁琐 不易实现。
相比之下，无创血液成分检测方法不仅方便患者及时、安全和无痛的自我监测，
还可 降低测试费用，

也为人工胰脏（闭环式胰岛素泵）提供重要保证。因此，广大患者迫切的需要一

种无 创的技术和产品。血液成分无创检测的方法主要包括近红外光谱、中（远）
红外光谱、拉曼光谱、光声光 谱、光散射、荧光法、毫米波检测、颜色法和偏振
光旋光法等
[2-8]
。

检测部位包括指尖、指肚、手臂、前额、耳垂、眼球等。检测介质包括血液、组


39
织液、眼房水、汗水等。人体体液离体分析的方法相对成熟，然而体液中的成分

含量与血液中的成分含量之间的对应关系尚未确定，
因此体液分析的检测结果不
能准确的表达血液成分含量的变化。
无创伤检测的数据重现性、
灵敏度、
选择性< br>
和对个体的适应性等指标尚不如微创检测的结果。

用近红外吸收光谱对人体 血糖浓度进行无创伤检测，
得到血糖的平均相对误差一
般在
1mmol/L
以上
,
远低于临床应用的精度要求
[12]
。基于光声效应的光声 光
谱
（
photoacoustic
，
PA
）
无< br>创
伤
人
体
血
液
成
分
的
研< br>究
也
有
许
多
报
道
，
Mackenz ie[13]
、
Quan[14]
、
Christison[15]
等人相继把光声光谱用于检测葡萄
糖溶液和人体全血葡萄糖浓度，报道的最好结果为
7.3m g/dl
，与当时一般医院
化验室的生化酶化验方法相当。
但目前市场上还未发现得到 各国政府批准的无创
伤血糖检测商品仪器。
无创血糖检测技术，
无论是在实验室研究，
还是仪器的开
发和验证方面都处于探索和改进阶段。
光学检测方法由于其快速、
高精度、
低成
本且可以同时测量多种成分等优势处于主流地位。相较于中（远）红外、紫外波
长区，
血液和人体组织对近红外波长区的吸收量最小，
因此，
近红外光谱可以 获
得更大的探测深度（
>1mm
）
，以提供相对较强的光学信号。在医学应用 上，波长
为
600-1300nm
的近红外光被称为“治疗窗口”
[16]
，在此区域光信号在人体组
织中有良好的吸收和散射特性。近红外光谱技术（
NIR< br>）作为一种高效快速的分
析技术，
它综合运用了计算机技术、
光谱技术和化学计 量学等多个学科的最新研
究成果，以其独特的优势在多个领域得到了日益广泛的应用。进入
90
年代后，
近红外光谱在各个领域中的应用全面展开，
有关近红外光谱的研究及应 用文献几
乎呈指数增长，
成为发展最快、
最引人注目的一门独立分析技术。
2 0
世纪
70
年
代
Kaiser
和
Jobsi s[17]
等首先开始了近红外光谱法进行人体内化学成分含量测
量的尝试，
1977
年
Since
杂志报道了血红蛋白和细胞色素在特定近红外区的吸
收特征，吸 光度光谱的变化可以反映组织中
Hb
和
HbO
的含量，自此近红外光谱
技术在生命科学科学领域得以迅猛发展。
80
年代中后期，近红外光谱仪器制造
技 术的日趋完善，
以及计算机技术的发展和化学计量学研究的深入，
促进了现代
近红外光 谱分析技术的发展。
在此领域中，
开展最多的是针对血氧饱和度和血糖
浓度的无创检测 研究。
前者因其技术上比较成熟，
在临床监护等精度要求较低的
领域已有相关检测仪器 应用，
目前重点主要集中在检测算法的研究，
后者则因其
巨大的市场需求引起重视，< br>但目前尚未有用近红外光谱方法进行血糖浓度无创测
量的临床数据发表。
20
世纪末，美国
Duke
大学的
Jobsis
，英国
London
大
学的
Cope[18]
，日本
Hokkaido
大学的
Tamura[19,20]
，以及日本
Omron
公司的< br>Shiga[21]
等人根据朗博比尔定律，经动物以及人体实验，通过模型分析得出几
种由特定波长下组织吸光度变化推算组织血氧含量的计算公式。
清华大学的丁海
曙
[2 2]
等人在多年理论研究和临床试验的基础上，
成功的研制出具有独立自主知
识产权、 达到国际先进水平的产品（
TSAH-100
）
，可直接得到大脑皮层、肌肉等
组织中微细血管血液的氧饱和度、
血红蛋白浓度的平均值。
实现了人体组织中血
氧参 数的无损、实时、连续检测。从技术上讲，血氧饱和度的检测技术已经相当

40