《無創血糖測定方法及系統》是深圳市前海安測信息技術有限公司於2014年9月4日申請的專利，該專利的公布號為CN104257390A，授權公布日為2015年1月7日，發明人是張貫京、陳興明、葛新科、王海榮、劉國勇、張少鵬、樊智輝、方靜芳、徐之艷、周亮、程金兢、徐菊紅、蔣興菊、楊青藍、劉義、肖應芬、何曉霞、吳彬霞、鄭慧華、唐小浪、張世導、李瀟雲、侯雲超、趙學明、趙雪竹、梁艷妮。
《無創血糖測定方法及系統》該方法包括：測定所述預設部位對波長為λ1的紅外光的當前吸收率B1，然後測定該預設部位對波長為λ2的紅外光的當前吸收率B2；根據B1、B2以及預存的初始血糖濃度值A0、預設部位對波長為λ1的紅外光的初始吸收率A1、預設部位對波長為λ2的紅外光的初始吸收率A2計算出當前血糖濃度值D0＝A0×（B1-B2）/（A1-A2）+k；其中，k為常數，且0≤k≤0.5。該發明還公開了一種無創血糖測定系統。該發明在測量人體血糖濃度時剔除了水的干擾以及人體自身的干擾，使測定結果準確可信、重複性好、靈敏度高，並且針對特定的測試人體具有較好的測定結果特異性。
2017年12月11日，《無創血糖測定方法及系統》獲得第十九屆中國專利優秀獎。
（概述圖為《無創血糖測定方法及系統》摘要附圖）
基本介紹
- 中文名：無創血糖測定方法及系統
- 申請人：深圳市前海安測信息技術有限公司
- 申請日：2014年9月4日
- 申請號：2014104497649
- 公布號：CN104257390A
- 公布日：2015年1月7日
- 發明人：張貫京、陳興明、葛新科、王海榮、劉國勇、張少鵬、樊智輝、方靜芳、徐之艷、周亮、程金兢、徐菊紅、蔣興菊、楊青藍、劉義、肖應芬、何曉霞、吳彬霞、鄭慧華、唐小浪、張世導、李瀟雲、侯雲超等
- 地址：廣東省深圳市南山區粵興二道6號武漢大學深圳產學研大樓B815房
- Int.Cl.：A61B5/1455(2006.01)I
- 代理機構：深圳市世紀恆程智慧財產權代理事務所
- 代理人：胡海國
- 類別：發明專利
專利背景,發明內容,專利目的,技術方案,改善效果,附圖說明,技術領域,權利要求,實施方式,榮譽表彰,
專利背景
糖尿病患者為了避免糖尿病的併發症，需要頻繁地測量和控制血糖濃度，2014年前在中國，糖尿病患者測量血糖濃度的方法大部分是採用有創的血糖計。頻繁的採血進行血液葡萄糖濃度的測量一方面給糖尿病患者帶來了巨大的經濟負擔和醫療費用，另一方面也給糖尿病患者帶來了巨大的身體和心理痛苦和感染疾病的風險。為了應對上述形勢，迫切需要一種針對糖尿病患者的無創性血液葡萄糖濃度的快速測量系統。
2014年前，利用無創紅外光測量血糖已有相關的報導，但是，利用紅外光測定人體血糖濃度的技術還有許多的不完善之處。一方面，血糖的特徵光難以確定，到2014年前為止還沒有尋找到一個較佳的特徵光；二方面，水和葡萄糖的吸收峰有重疊，水的干擾難以剔除；三方面，雖然葡萄糖對其特徵光有很強的吸收率，但是人體其它組織對葡萄糖的特徵光也有強的吸收收性，如，葡萄糖的特徵光就不能穿透人體的骨骼；四方面，不同人的同一個身體部位對葡萄糖的特徵光的吸收率存在很大的差異，該差異主要因測試者的身體組織、細胞的成分和組成或尺寸存在較大的差異，所以要想利用一個數學模型進行所有人群的血糖測量是不現實的。
發明內容
專利目的
《無創血糖測定方法及系統》的主要目的在於解決2014年9月之前的無創血糖方法對血糖的測定精度差、靈敏度低的問題。
技術方案
《無創血糖測定方法及系統》提供一種無創血糖測定方法，包括以下步驟：
步驟一，測定所述預設部位對波長為λ1的紅外光的當前吸收率B1，然後測定該預設部位對波長為λ2的紅外光的當前吸收率B2；其中，1600納米<λ1≤2300納米，1400納米≤λ2≤1600納米；
步驟二，根據B1、B2以及預存的初始血糖濃度值A0、預設部位對波長為λ1的紅外光的初始吸收率A1、預設部位對波長為λ2的紅外光的初始吸收率A2計算出當前血糖濃度值D0。
優選地，採用以下公式計算步驟二中當前血糖濃度值D0：D0＝A0×（B1-B2）/（A1-A2）+k；其中，k為常數，且0≤k≤0.5。
優選地，所述步驟一之前還包括步驟三：通過微創血糖測定方法獲取待測用戶的初始血糖濃度值A0，並測定用戶的預設部位對波長為λ1的紅外光的初始吸收率A1，以及該預設部位對波長為λ2的紅外光的初始吸收率A2；測定預設部位對波長為λ3的紅外光的初始吸收率E0，將該值存儲並以該值對應的位置為標定位置；其中1000納米≤λ3≤1200納米。
優選地，步驟一之前還包括步驟四：以波長為λ3的紅外光照射預設部位的當前測定部位，測定所述當前測定部位對波長為λ3的紅外光的當前吸收率E1；當E1與E0的偏差小於3％，判定當前測定部位與所述標定位置相同，當E1與E0的偏差不小於3％，在預設部位中改變當前測定部位的位置，直至E1與E0之間的偏差小於3％。
優選地，所述步驟四中，照射所述預設部位的波長為λ3的紅外光至少為兩束。
優選地，所述預設部位為手部虎口、鼻腔壁、耳邊、耳垂、頸部動脈或腕部動脈。
為實現上述目的，該發明還包括一種無創血糖測定系統，包括以下模組：紅外光發射模組，用於實時發射預設波長的紅外光；紅外光接收模組，用於實時接收一定波長範圍的紅外光信號，並且將接收的紅外光信號轉換成模擬電信號；信號轉換模組，所述信號轉換模組連線所述紅外光接收模組，該信號轉換模組將所述該模擬電信號轉換成數位訊號；數據處理模組，所述數據處理模組連線所述信號轉換模組，該數據處理模組將所述數位訊號進行分析計算，得到所測定的人體血糖濃度的測定結果；人機互動模組，所述人機互動模組連線所述數據處理模組，所述人機互動模組用於接收用戶輸入的指令，並顯示所述人體血糖濃度的測定結果或者通過語音播報該人體血糖濃度的測定結果。
優選地，所述紅外光發射模組包括至少三個不同波長的紅外光發射管。優選地，所述紅外光發射模組所發射的紅外光以及所述紅外光接收模組接收的紅外光的波長範圍為800納米至3800納米。優選地，所述紅外光發射模組的驅動信號是脈衝信號，該脈衝信號的占空比的範圍為1:20至1:1.5。
改善效果
《無創血糖測定方法及系統》的無創血糖測定方法在測量人體血糖濃度時剔除了水的干擾以及人體自身的干擾，使測定結果更加準確可信、測量結果的重複性更好、靈敏度高，並且針對特定的測試人體具有較好的測定結果特異性。
附圖說明
圖1為《無創血糖測定方法及系統》的無創血糖測定方法一實施例流程圖；
圖2為該發明無創血糖測定方法另一實施例流程圖；
圖3為是該發明無創血糖測定系統一實施例的硬體結構框圖；
圖4為該發明無創血糖測定系統另一實施例的硬體結構框圖；
圖5為該發明無創血糖測定系統一實施例的工作流程圖；
圖6為該發明無創血糖測定系統的電源的電路圖；
圖7為該發明無創血糖測定系統中通訊模組及相關輔助模組的電路圖；
圖8為該發明無創血糖測定系統中微處理器的接口電路圖；
圖9為該發明無創血糖測定系統中128X64的LCM模組的接口電路圖；
圖10為該發明無創血糖測定系統中微處理器電路圖；
圖11為該發明無創血糖測定系統中轟鳴器驅動電路圖及信號輸入電路圖；
圖12為該發明無創血糖測定系統中紅外光接收電路和信號轉換電路圖；
圖13為該發明無創血糖測定系統中紅外光發射驅動電路圖。
技術領域
《無創血糖測定方法及系統》涉及血糖測定技術領域，尤其涉及一種無創血糖測定方法及系統。
權利要求
1.一種無創血糖測定方法，其特徵在於，包括以下步驟：
步驟一，測定所述預設部位對波長為λ1的紅外光的當前吸收率B1，然後測定該預設部位對波長為λ2的紅外光的當前吸收率B2；其中，1600納米<λ1≤2300納米，1400納米≤λ2≤1600納米；
步驟二，根據B1、B2以及預存的初始血糖濃度值A0、預設部位對波長為λ1的紅外光的初始吸收率A1、預設部位對波長為λ2的紅外光的初始吸收率A2計算出當前血糖濃度值D0。
2.如權利要求1所述的無創測定方法，其特徵在於，採用以下公式計算步驟二中當前血糖濃度值D0：D0＝A0×（B1-B2）/（A1-A2）+k；其中，k為常數，且0≤k≤0.5。
3.如權利要求2所述的無創測定方法，其特徵在於，所述步驟一之前還包括步驟三：通過微創血糖測定方法獲取待測用戶的初始血糖濃度值A0，並測定用戶的預設部位對波長為λ1的紅外光的初始吸收率A1，以及該預設部位對波長為λ2的紅外光的初始吸收率A2；測定預設部位對波長為λ3的紅外光的初始吸收率E0，將該值存儲並以該值對應的位置為標定位置；其中1000納米≤λ3≤1200納米。
4.如權利要求3所述的無創血糖測定方法，其特徵在於，步驟一之前還包括步驟四：以波長為λ3的紅外光照射預設部位的當前測定部位，測定所述當前測定部位對波長為λ3的紅外光的當前吸收率E1；當E1與E0的偏差小於3％，判定當前測定部位與所述標定位置相同，當E1與E0的偏差不小於3％，在預設部位中改變當前測定部位的位置，直至E1與E0之間的偏差小於3％。
5.如權利要求4所述的無創血糖測定方法，其特徵在於，所述步驟四中，照射所述預設部位的波長為λ3的紅外光至少為兩束。
6.如權利要求1至5任一項所述的無創血糖測定方法，其特徵在於，所述預設部位為手部虎口、鼻腔壁、耳邊、耳垂、頸部動脈或腕部動脈。
7.一種無創血糖測定系統，其特徵在於，包括以下模組：紅外光發射模組，用於實時發射預設波長的紅外光；紅外光接收模組，用於實時接收一定波長範圍的紅外光信號，並且將接收的紅外光信號轉換成模擬電信號；信號轉換模組，所述信號轉換模組連線所述紅外光接收模組，該信號轉換模組將所述該模擬電信號轉換成數位訊號；數據處理模組，所述數據處理模組連線所述信號轉換模組，該數據處理模組將所述數位訊號進行分析計算，得到所測定的人體血糖濃度的測定結果；人機互動模組，所述人機互動模組連線所述數據處理模組，所述人機互動模組用於接收用戶輸入的指令，並顯示所述人體血糖濃度的測定結果或者通過語音播報該人體血糖濃度的測定結果。
8.如權利要求7所述的無創血糖測定系統，其特徵在於，所述紅外光發射模組包括至少三個不同波長的紅外光發射管。
9.如權利要求7所述的無創血糖測定系統，其特徵在於，所述紅外光發射模組所發射的紅外光以及所述紅外光接收模組接收的紅外光的波長範圍為800納米至3800納米。
10.如權利要求7至9任一項所述的無創血糖測定系統，其特徵在於，所述紅外光發射模組的驅動信號是脈衝信號，該脈衝信號的占空比的範圍為1:20至1:1.5。
實施方式
《無創血糖測定方法及系統》提供一種無創血糖測定方法，參照圖1，該方法包括以下步驟：
步驟一S10，測定所述預設部位對波長為λ1的紅外光的當前吸收率B1，然後測定該預設部位對波長為λ2的紅外光的當前吸收率B2；其中，1600納米≤λ1≤2300納米，1400納米≤λ2<1600納米；
步驟二S20，根據B1、B2以及預存的初始血糖濃度值A0、預設部位對波長為λ1的紅外光的初始吸收率A1、預設部位對波長為λ2的紅外光的初始吸收率A2計算出當前血糖濃度值D0。D0＝A0×（B1-B2）/（A1-A2）+k；其中，k為常數，且0≤k≤0.5。
在實時測定用戶血糖濃度之前，需要獲取該用戶的血糖濃度的真實值，同時以紅外光譜法測定當前用戶預設部位的血糖濃度內碼值。具體的，獲取待測用戶的真實血糖濃度值A0的同時以波長λ1的紅外光照射預設部位，獲取該部位當前對該波長的紅外光的吸收率A1；然後以波長為λ2的紅外光照射所述預設部位，得出該預設部位對波長為λ2的紅外光的吸收率A2。當前測得的紅外光吸收率A1是對預設部位血糖濃度值的初步測定。在人體內，由於其他成分（主要是水）對葡萄糖的紅外特徵光譜也有吸收，所以要想得到準確的葡萄糖對其特徵光譜的吸收值，還需要剔除水的干擾。葡萄糖對波長為1600納米至2300納米的紅外光均有吸收，而水對波長在該範圍的紅外光也有吸收，所以在此，通過水的特徵光譜，波長為λ2的紅外光照射預設部位，得出該預設部位對波長為λ2的紅外光的吸收率A2，葡萄糖對波長為λ2的紅外光吸收較少，於是可以以該預設部位的水對波長為λ2的紅外光的吸收率A2替換該預設部位的水對波長為λ1的紅外光的吸收率，以A1減去A2，即得該預設部位的葡萄糖對波長為λ1的紅外光的吸收率。這樣真實血糖值A0就與紅外光測定葡萄糖濃度的內碼值（A1-A2）相對應。
得到用戶真實的血糖值A0和紅外光測定葡萄糖濃度的內碼值（A1-A2）之後的在一段時間（一個月或一周的時間內）內，當需要實時監測用戶的血糖濃度時，不需要再用微創的方法，只需以波長為λ1的紅外光照射所述預設部位，得出該部位對該波長的紅外光吸收率B1，以波長為λ2的紅外光照射所述預設部位，得出該預設部位對波長為λ2的紅外光的吸收率B2，這樣，紅外光測定的葡萄糖的內碼值即為（B1-B2），此次葡萄糖真實濃度值D0與紅外光測定葡萄糖的內碼值（B1-B2）也是對應的。用公式：A0/（A1-A2）＝D0/（B1-B2），計算出用戶的血糖濃度值，即D0＝A0×（B1-B2）/（A1-A2）。
由於，用戶的皮膚會因膚色的差異對測量造成一定的誤差，皮膚顏色越深，造成的誤差越大，因此為了排除用戶膚色的影響，在以上公式中加入調整參數k，公式調整為：D0＝A0×（B1-B2）/（A1-A2）+k；具體的，這裡k是常數，其範圍為0≤k≤0.5；黃種人群的k值約為0.3，白種人群的k值約為0.1，黑種人群的k值約為0.5。
該發明無創血糖測定方法及系統在測量人體血糖濃度時剔除了水的干擾以及人體自身的干擾，使測定結果更加準確可信、測量結果的重複性更好、靈敏度高，並且針對特定的測試人體具有較好的測定結果特異性。
進一步地，獲取待測用戶的真實血糖濃度值A0的方式有多種，在該實施例中，該方法在步驟一S10之前還包括步驟三S30：通過微創血糖測定方法獲取待測用戶的初始血糖濃度值A0，並測定用戶的預設部位對波長為λ1的紅外光的初始吸收率A1，以及該預設部位對波長為λ2的紅外光的初始吸收率A2；並測定預設部位對波長為λ3的紅外光的初始吸收率E0，將該值存儲並以該值對應的位置為標定位置；其中1000納米≤λ3≤1200納米。
進一步地，參照圖1和圖2，步驟一S10之前還包括步驟四S40：以波長為λ3的紅外光照射預設部位的當前測定部位，測定所述當前測定部位對波長為λ3的紅外光的當前吸收率E1。當E1與E0的偏差小於3％，判定當前測定部位與所述標定位置相同，當E1與E0的偏差不小於3％，在預設部位中改變當前測定部位的位置，直至E1與E0之間的偏差小於3％。
紅外光照射預設部位的時候，由於紅外光的吸收率隨人體組織的厚度成正比例關係，所以在實際的套用測定中，需要預先對用戶預設部位的測量點位置進行標定，以保證每次測量時，紅外光的照射在用戶的預設部位的同一個特定位置。具體的，以波長為λ3的紅外光照射所述預設部位得出該預設部位對波長為λ3的紅外光吸收率E0，待E0穩定後，將該值存儲，並以該位置為標定位置。以後每次測定的時候，以波長為λ3的紅外光照射所述預設部位，得出該預設部位對波長為λ3的紅外光的吸收率E1，當E1與E0的偏差小於3％，即認為，當前測定部位與先前標定位置相同，當E1與E0的偏差不小於3％，挪動所述預設部位，直至E1與E0之間的偏差小於3％。
進一步地，所述步驟四S40中，照射所述預設部位的波長為λ3的紅外光至少為兩束。具體的，在實際的設計工作中，以波長為λ3的紅外光照射所述預設部位所得到的該預設部位對波長為λ3的紅外光吸收率E1很難與標定的內碼值E0相同。為了使帶測定位置與標定位置更接近，在該實施例中，位置標定之後，照射所述預設部位的波長為λ3的紅外光至少為兩束。這樣，兩束波長為λ3的紅外光照射到預設部位的時候，可以得到兩個紅外光吸收值，該兩個紅外光吸收值與E0的偏差均小於3％，即可認為當前測定部位與先前標定位置相同。
進一步地，所述λ3＝1200納米。具體的，波長為1200納米的紅外光照射可以實現位置的標定，1200納米的紅外光可以穿透人體的骨骼組織，對位置較為敏感，位置不同，測得的數據也不同，因此在該實施例中，選取λ3＝1200納米，以這種方法進行測量身體位置定位。
進一步地，所述預設部位為手部虎口、鼻腔壁、耳邊、耳垂、頸部動脈或腕部動脈。血糖的特徵光譜，它對葡萄糖有優秀的吸收率，但人體的其它組織對它也有很強的吸收性，例如：葡萄糖的特徵光譜就不能穿透人體的骨骼，這就要進行測量的身體部位的有效選擇。針對以上的問題，血糖的特徵光譜不能穿透人體的骨骼，所以該發明選擇紅外光譜測量血糖時照射的身體部位是：手部虎口，鼻腔壁，耳邊或耳垂，頸部動脈，腕部動脈等位置，這些測量位置沒有骨骼，含有大量豐富的血液，且容易實現測量的部位。
下表為六位糖尿病患者使用該方法測定其血糖濃度值的數據表；其中採用的紅外光波長為λ1＝1650納米、λ2＝1400納米、λ3＝1200納米。從表中可以看出，採用該方法測定患者血糖濃度值微創值相比其偏差在±0.1毫摩爾/升之內，可見該發明的方法測定用戶血糖值非常準確。
該發明還提供了一種無創血糖測定系統，參照圖3，該系統包括以下模組：紅外光發射模10，用於實時發射預設波長的紅外光；紅外光接收模組11，用於實時接收一定波長範圍的紅外光信號，並且將接收的紅外光信號轉換成模擬電信號；信號轉換模組12，所述信號轉換模組12連線所述紅外光接收模組11，該信號轉換模組將所述該模擬電信號轉換成數位訊號；數據處理模組13，所述數據處理模組13連線所述信號轉換模組12，該數據處理模組13將所述數位訊號進行分析計算，最後得到所測定的人體血糖濃度的測定結果；人機互動模組14，所述人機互動模組14連線所述數據處理模組13，所述人機互動模組14用於接收用戶輸入的指令，並顯示所述人體血糖濃度的測定結果或者通過語音播報該人體血糖濃度的測定結果。
具體的，紅外光發射模組10實時的發射一特定波長的紅外光，該特定波長的紅外光照射在待測量者身體的預設部位，例如耳垂、耳邊、頸部動脈位置、腕部動脈位置、手掌虎口或鼻孔位置，特定波長（如1650納米）的紅外光經過測量者的預設部位後，有一定程度的衰減，紅外光接收模組接收該衰減的紅外光信號後，將該信號轉換成模擬電信號，該模擬電信號的大小與人體血糖濃度呈現一定的數學模型關係（具體的，在測定過程中，水對葡萄糖的測定有干擾，即水對葡萄糖的特徵波長的紅外光也有吸收，於是在此就需要測定水對葡萄糖的特徵波長的紅外光的吸收量，然後在原始葡萄糖對其特徵光的吸收量的基礎上將水吸收的部分葡萄糖特徵光的量去除，以得到葡萄糖對其特徵光吸收的絕對總量）。衰減的紅外光信號轉換成模擬電信號後，信號轉換模組12將反映人體血糖葡萄糖濃度的模擬電信號進行濾波、放大後將其轉換成微處理器模組可以接受的數位訊號；數據處理器模組13接收到該數位訊號後，對該數位訊號進行分析並計算，然後得到所測定的人體血糖濃度。最後微處理器模組通過人機互動模組把測量的結果顯示或通過語音播報。
進一步地，參照圖4，該無創血糖測定系統還包括數據通信模組15，所述數據通訊模組15連線所述數據處理模組13，該數據通信模組15用於將所述人體血糖濃度的測定結果進行遠程數據傳輸。具體的，該無創血糖測定系統不限於其測定結果通過顯示模組顯示或通過語音播報，該系統還可以設定數據通信模組，能夠實現遠程信息通訊功能，能夠將該系統的測量結果進行遠程數據傳輸等信息化服務功能。
參照圖5，系統開始啟動後要進行系統初始化，包括從存儲器中讀取初始血糖濃度值初始紅外光吸收率和人體血糖常數值，包括初始化一些參數和數據（數據採集之初，需要進行使用微創的血糖測量方法，得到該特定測量人員血糖值，該血糖值可以手動輸入到該系統中，同時進行紅外光譜法對血糖的測量，得到紅外光血糖內碼值）。初始化完成後系統即進行檢測有無檢測信號接入，既檢查有沒有測試者進行血糖的測量，如有檢測信號輸入，就對該信號進行一些處理和分析，如對信號數據進行去抖、去刺等數字濾波處理，和對數據進行一些動態數據分析和判斷，判斷數據的走向和趨勢，直到該測量數據趨於穩定後讀取該穩定數據，再將該數據進行數學模型計算，從而計算得到待測量者的血液葡萄糖的濃度測量值；最後將得到的測定結果輸出。
進一步地，所述紅外光發射模組包括至少三個不同波長的紅外光發射管。具體的，由於該系統進行血糖含量測定的時候，首先需要一個葡萄糖的特徵光譜（例如1650納米），以初步測定葡萄糖對其特徵光的吸收量，為了使葡萄糖對其特徵光的吸收量更準確，還需要排除在該測定過程中水的影響。在測定過程中，水對葡萄糖的測定有干擾，即水對葡萄糖的特徵波長的紅外光也有吸收，於是在此就需要測定水對葡萄糖的特徵波長的紅外光的吸收量，然後在原始葡萄糖對其特徵光的吸收量的基礎上將水吸收的部分葡萄糖特徵光的量去除，以得到葡萄糖對其特徵光吸收的絕對總量。具體的，葡萄糖對1400納米的紅外光吸收較少，而水對該波長的紅外光有較強的吸收，於是可以通過測定水對1400納米的紅外光的吸收量替代水對葡萄糖的特徵光的吸收量（例如1650納米），以此剔除水對葡萄糖含量測定的干擾。
此外，由於該系統在實際的套用測量中，需要預先進行被測量者的測量點位置標定，以保證每次測量時，紅外光的照射在測量者身體的同一個特定部位。首先，通過選取1200納米的紅外光（該1200納米的紅外光能夠穿透人體骨骼，且紅外光的吸收率隨人體組織的厚度成正比例關係）照射人體測量部位附近的2個位置後，對紅外光的吸收率進行測量，得到該2個血糖的紅外光吸收率的內碼值，將該內碼值進行存儲。測量過程開始時既對1200納米的紅外光測量值與標定的內碼值進行比較，當值超過3％時，既該2個紅外光不是照射在同一個位置上（與標定時相比），就需要不斷的挪動照射或測量位置，直到測量位置定位符合要求後再進行該發明無創血糖的測量。
上述過程中，至少需要三個不同的波長的紅外光，因此紅外光發射模組包括至少三個不同波長的紅外光發射管。進一步地，所述紅外光發射模組10所發射的紅外光以及所述紅外光接收模組11接收的紅外光的波長範圍為800納米至3800納米。具體的，由於所述紅外光發射模組需要發射的紅外光波長為1000納米至2300納米，同樣紅外光接收模組需要接收紅外光發射模組發出的紅外光；在該實施例中，所述紅外光發射模組10所發射的紅外光以及所述紅外光接收模組11接收的紅外光的波長範圍為800納米至3800納米，以保證紅外光發射模組10能夠發射、紅外光接收模組11能接收所需波長的紅外光。
進一步地，所述紅外光發射模組10的驅動信號是脈衝信號，該脈衝信號的占空比的範圍為1:20至1:1.5。具體的，為了解決紅外發射光光強度的波動問題和增加紅外光的穿透能力，脈衝波的占空比是從1:1.5到1:20，這樣就較好的解決了紅外光碟機動波動的問題。當占空比小於1:20的時候，所發射特徵光的光強和光通量太小，穿透效果不佳，達不到測量要求；當占空比大於1:1.5時，所發射特徵光的光強和光通量出現較大的波動，測定結果的誤差較大，也達不到測量需要。
進一步地，所述無創血糖測定系統還包括用於驅動所述紅外光發射模組和紅外光接收模組驅動電源，所述驅動電源的紋波小於100毫伏。具體的，由於在相同的電源驅動下，紅外光發射管所發射的紅外光是不相同的，它總是會有波動，這個會對測量造成較大的誤差。在該實施例中為了減小這種誤差，所述紅外光發射模組10和紅外光接收模組11的驅動電源相同，該電源電壓的紋波較小的情況下，可以使紅外光的光通量變化率減小，紅外光發射管所發射的紅外光的波動也較小，具體的，該電源的紋波小於100毫伏。
進一步地，所述信號轉換模組的輸入端信號電壓差小於50毫伏，所述信號轉換模組的信號轉換速率為10赫茲至1000赫茲。具體的，感測器的輸出信號屬於小信號，一般在10毫伏以下，信號輸入端電壓差小於50毫伏，因放大器的放大倍數可以到100倍，超出這個電壓會導致放大器的輸出電壓的範圍和放大器的失效。選擇10赫茲至1000赫茲的原因是：如果小於10赫茲，則數據採樣和分析的速度太慢，不能夠較好的實現實時測量的目的；同時如果大於1000赫茲，採樣速率太快，會導致許多數據沒有進行分析就會丟棄，同時太高的採樣速率，也會導致採樣的數據不穩定。
進一步地，所述紅外光發射模組10包括紅外光發射電路及電源電路；所述紅外光接收模組11包括紅外光接收電路及電源電路；所述信號轉換模組12包括濾波電路、信號放大電路、信號選擇電路及信號轉換電路；所述數據處理器模組13包括微處理器電路及電源電路；所述人機互動模組14包括微處理器電路、信息輸入電路及顯示電路，所述數據通訊模組15包括微處理器電路及數據通訊電路。具體的，該系統包括多路紅外光發射電路、電源電路、紅外光接收電路、濾波電路、信號放大電路、信號選擇電路、信號轉換電路、信息輸入電路、顯示器電路、數據通訊電路和微處理器電路，所述多路紅外光發射電路、電源電路、紅外光接收電路、濾波電路、信號放大電路、信號選擇電路、信號轉換電路、信息輸入電路、顯示器電路、數據通訊電路和微處理器電路依次電連線，微處理器電路分別與信息輸入電路、顯示器電路和數據通訊電路電連線；紅外光發射電路和電源電路構成紅外光發射模組，紅外光接收電路和電源電路構成紅外光接收模組、濾波電路、小信號放大、信號選擇電路、信號轉換電路構成信號轉換模組、微處理器電路和電源電路構成數據處理器模組、微處理器電路、鍵盤輸入電路和顯示器電路構成人機互動模組。
以下結合附圖介紹電路硬體及工作原理，參照圖6，POWER是電源部分，它分別由2級DC-DC電路及其相應濾波電路組成。
參照圖7，MAX232是數據通訊模組及輔助電路，它通過通訊晶片及相應的電容構成通訊電路，USARTRX和USARTTX是與微處理器的接口。
參照圖8，I/O電路是微處理器的I/O的接口電路。
參照圖9，LCD電路是普通的128X64的LCM模組的接口電路。
參照圖10，MCU是微處理器模組，該8RF3421微處理器是8位微處理器，它是flashROM結構的微處理器，它的指令系統有43條指令，內部有1路UART的通信結構，內帶16兆赫茲的晶振電路，工作電壓2.3伏到5.5伏，它有3種工作模式。
參照圖11，BUZZER是轟鳴器驅動電路，它通過一個8050的三極體進行驅動，KEY是信號輸入電路（也稱按鍵電路），接4.7k歐姆電阻的目的是消除按鍵抖動時對I/O口的衝擊瞬間大電流。
參照圖12，SENSOR_A是紅外光接收電路和信號轉換電路，它通過D1-紅外接收管接收經過人體特定部位後信號強度衰減的紅外光，然後轉換成電流信號，電流信號經過電阻R6、R12後在R6上的信號既作為採樣信號，該採樣信號經由R4、R9、C11、C12和C15組成的濾波電路後進入信號轉換模組--CS1，該信號轉換模組內部含有：運算放大、多路選擇、模數轉換（ADC）電路，該模數轉換（ADC）模組是一個24位的ADC模組，它有可程式的運算放大電路和多路選擇電路，信號轉換後經SCLK和DOUT接口輸出到MCU微處理器，該信號經MCU進行濾波處理、信號狀態分析和數學模型計算，最後由MCU將測量結果輸出。
參照圖13，SENSOR_B、SENSOR_C、SENSOR_DSENSOR_E、SENSOR_F是5個紅外光發射驅動電路，它分別通過一個S8050的三極體進行驅動。
榮譽表彰
2017年12月11日，《無創血糖測定方法及系統》獲得第十九屆中國專利優秀獎。
