無創血糖檢測技術的發展

韋 哲 張秉璽 石恒兵 趙 剛 王能才

糖尿病是世界三大慢性病之一，國際糖尿病聯盟的最新數據顯示，截至2019年，全球約有4.63億成年人患有糖尿病，并且到2030年這一數據可能增長為5.78億。我國是擁有糖尿病患者數量最多的國家，約有1.16億成年患者，極大危害了國民健康[1]。糖尿病初期患者并無明顯不適，但如血糖長期處在較高值，人體器官及組織會受到不可逆的損傷，出現并發癥。據統計，在高收入國家，糖尿病是導致心血管疾病、失明和下肢截至的主要原因。目前的醫療手段無法根治糖尿病，只能從一定程度上進行控制和緩解。血糖監測、飲食治療、運動治療、藥物治療及糖尿病宣傳教育是糖尿病現代治療手段的五架馬車，血糖監測是其中的重中之重，能對患者病情判斷和治療方法的選擇提供重要依據。通過闡述血糖檢測發展過程，分析有創檢測、微創檢測及光學無創血糖檢測方法的基本原理、測量優勢及存在的問題等，證明光學法的應用潛力，使無創血糖檢測在未來有可能實現臨床應用，并指出未來需從提高測量系統信噪比及消除背景干擾等方面展開研究。

1 血糖有創檢測

個體監護的血糖測量方法多種多樣，根據測量時對人體造成的損傷程度，可分為有創檢測、微創檢測及無創檢測，血糖檢測技術分類架構見圖1。

圖1 血糖檢測技術分類架構圖

有創檢測是傳統的檢測方法，分為皮下植入傳感器法和靜脈血管采血法，可獲取精度較高的血糖濃度，但多次采血會對患者造成較大傷害，引發患者抵抗情緒。

1.1 第一代葡萄糖生物傳感器

Clark等[2]于1962年設計出第一代葡萄糖生物傳感器，其原理利用了葡萄糖氧化酶可使葡萄糖氧化為葡萄糖內酯，并產生過氧化氫的化學反應。根據氧氣濃度的下降量及過氧化氫的釋放量可間接計算出葡萄糖濃度。此過程中，氧氣為電子的受體，但由于其濃度遠低于測量的葡萄糖濃度，會導致測量出現誤差。

1.2 第二代葡萄糖生物傳感器

針對上述缺陷，第二代傳感器的設計中，氧氣被鐵氰化鉀所取代。檢測裝置分為工作電極和參考電極，其中工作電極設計為網狀結構，先將碳電極壓在聚酰亞胺底板上，再將葡萄糖氧化酶、鐵氰化鉀、穩定劑及連接劑以一定比例配成溶液涂在電極上并使其變干。葡萄糖氧化酶可氧化葡萄糖生成蛋白結合性載體，鐵氰化鉀起著酶與電極間的電子傳遞作用，穩定劑和連接劑可使混合溶液化學平衡，防止其分解，參考電極則不含有葡萄糖氧化酶。工作電極與血液接觸一定時間后，在兩個電極間加上約300 mV的電位差，工作電極中產生的蛋白結合性載體可將鐵氰化物變成亞鐵氰化物，參考電極中鐵氰化物則會直接還原成亞鐵氰化物的反應，此時電極間的電流與血糖濃度成正比。

第二代葡萄糖傳感器的出現方便了血糖的自我監測，使用者刺破手指采集血液，通過測試試紙和血糖儀進行體外分析，克服了第一代葡萄糖生物傳感器的響應特性差和干擾大等缺點，是目前市場上使用最廣泛的自我監測方式[3]。

1.3 第三代葡萄糖生物傳感器

第三代葡萄糖生物傳感器為皮下植入式，該傳感器同樣利用葡萄糖氧化酶的基本原理。該植入式血糖監測系統可提供定期的血糖水平讀數，但由于傳感器漂移等，高達21%的監測數據不準確，需要通過手指刺穿的方法定期重新校準設備[4]。如美國雅培公司生產的植入式血糖監測儀，每1～5 min可提供一次實時測量，但每兩周需要重新校準一次。

2 血糖微創檢測

血液及周圍的血管組織易通過組織間液的擴散交換生物分析物和小分子。因此，組織液中含有許多臨床標志物，具有重要的醫學診斷潛力。微針法及反向離子電滲透法均利用組織液來測量血糖濃度。

2.1 微針法

Jina等[5]利用微針及微針列技術設計開發了一種葡萄糖傳感貼片，該裝置被設計為兩個隔間：第一個隔間包含微針陣列及葡萄糖生物傳感器，使提取的組織液在此發生反應生成過氧化氫；第二個隔間的工作電極可測量過氧化氫濃度，從而獲得葡萄濃度。微針的長度較短，無法到達真皮層，可減少對真皮層毛細血管和神經末梢的損傷，也可避免汗液污染。實驗表明，該裝置可成功運行72 h，但其必須每天通過手指刺入的方法重新校準，同時由于血液中的成分被動擴散到組織間液中需要17 min左右，所以測定的血糖值也有一定延遲。

2.2 反向離子電滲透法

反向離子電滲透法利用被測皮膚區域所施加的一小束電流，使組織液中的氯離子和鈉離子在電勢差作用下分別向正負極移動，形成凈離子流，中性的葡萄糖分子在力下遷移透過水凝膠經皮膚析出，可被傳感器測量到。該方法缺點為抗干擾能力差，極易受溫度及汗液等外界因素影響，并且較為刺激使用者，其原理見圖2。

圖2 反向離子電滲透原理示圖

3 血糖無創檢測

無創血糖檢測根據所利用的信息載體的區別，可分為光學法和非光學法。

3.1 光學法

光作為檢測介質不但可反映被測物質的光學特性、濃度及組織結構等信息，還具有快速便捷等特點，因此光學法是目前無創血糖檢測的熱門研究方向[6]。常見的光學法有旋光偏振法、光學相干斷層成像法、拉曼光譜法、近紅外光譜法、中紅外光譜法、熒光法及光聲光譜法等。其中，熒光法和光聲光譜法在無創測量血糖中有一定可行性，但測量時無法消除環境及組織等背景干擾，局限性較大，故主要介紹其他5種可行性較強的光學法。

3.1.1 旋光偏振法

旋光偏振法即利用物質旋光性質推斷濃度的方法[7]。葡萄糖為手性分子，具有穩定旋光特性。當平面偏振光通過葡萄糖分子后，振動平面會發生旋轉，偏振角的大小與葡萄糖濃度呈線性關系[8]。旋光度(ψ)可計算為公式1：

式中aλ為波長為λ下的旋光系數，單位為dm-1(g/L)；l為光程，單位為dm；c為溶液的濃度，單位為g/L。

旋光法的測量部位一般為眼前房，缺點明顯：①測量時移動眼球將造成較大誤差；②在1 cm光程和1 mg/dL血糖濃度的變化情況下，偏振角的變化＜0.00004弧度，測量難度大；③測量值反映眼房水的葡萄糖濃度，與真實血糖值相比存在滯后性。

3.1.2 光學相干斷層掃描法

光學相干斷層掃描(optical coherence tomography，OCT)法首先利用耦合器將光源分為兩路，入射到待測樣品和參考反射鏡上，并將其反射的光匯入耦合器中，相互干涉合成相干光，最后由探測器采集[9]。真皮組織的散射系數會因葡萄糖濃度的變化而改變，利用這一現象可檢測出微血管中的血糖值。光學相干斷層成像法原理見圖3。

圖3 光學相干斷層成像法原理示圖

OCT技術的優點為可檢測到高信噪比的信號，缺點為個體的移動和體溫變化均會產生測量誤差，其他生理成分的變化也會引起散射系數改變，因此OCT技術還需進一步研究以解決上述缺點[10]。

3.1.3 拉曼光譜法

1928年，印度物理學家C.V.拉曼首次提出拉曼光散射效應，入射光和被測分子碰撞時會產生拉曼散射和瑞利散射，兩者頻率之差即為拉曼位移。拉曼位移與被測分子的振動頻率和所處的級能有關，可用來分析分子的振動信息，見圖4[11]。

圖4 拉曼光譜法位能示圖

拉曼光譜譜峰清晰，受水的影響較少，Shao等[12]將血紅蛋白濃度作為參考值對血糖值進行預測，證實拉曼光譜法可用于血糖的無損傷檢測。拉曼光譜法缺點明顯，其信號微弱，易受干擾，并且一般選擇眼前房作為測量部位，因此光強需足夠小，不能對眼部造成傷害，降低了信噪比。

3.1.4 近紅外光譜法

紅外光譜法的理論基礎為朗伯比爾定律[13]。當用波長700～2500 nm的近紅外光照射人體時，會發生散射和透射現象，用傳感器接收經過人體的光譜，其中包含葡萄糖的C-H、N-H及O-H等含氫基團振動的合頻及倍頻吸收信息，利用化學計量分析技術，可建立光譜數據及血糖值的數學模型，實現血糖的無創檢測[14]。

近紅外光譜法的測量方式可分為透射法和反射法[15]。透射法一般選擇組織較薄但微血管豐富的部位，如指尖和耳垂，檢測器和光源位于檢測部位兩側，光程即為組織厚度；反射法的檢測部位一般為組織層較薄且血管分布較淺的部位，如小臂內測，檢測器和光源處在同側，光程與徑向檢測距離有關。目前利用近紅外光譜法測量血糖濃度的研究取得許多突破性進展。Maruo等[16]在一位糖尿病患者身上做實驗，通過反射法得到了真皮組織的血糖濃度，預測血糖值與真實血糖值間的相關系數達0.928；李剛等[17]提出的基于近紅外光譜的動態光譜法，可有效減弱個體差異和測量環境對結果造成的干擾，提高了血糖預測精度；徐可欣等[18]利用近紅外雙光路系統搭建了無損傷血糖檢測模型，預測誤差在0.456 mmol/L以內。近紅外光譜法檢測原理流程見圖5。

3.1.5 中紅外光譜法

圖5 近紅外光譜法檢測原理示圖

中紅外光譜法的檢測原理與近紅外光譜法相同，其波長范圍2500～25000 nm。在此波長范圍內，葡萄糖分子的吸收特性更集中，檢測時不易受到其他成分干擾，更易提取葡萄糖分子的吸光信息[19]。但中紅外光的穿透性差，且水分吸收強烈，僅能滲入最表層的皮膚，測量時僅能采用反射法，易受外界干擾，因此目前基于中紅外光譜法的無創血糖檢測的研究相對較少。

3.2 非光學法

非光學法包括人體體液法、電阻抗譜法和代謝熱重構法。人體體液法即通過檢測易獲取的生物體液中葡萄糖濃度來近似估計血糖值[20]。電阻抗譜法是根據人體組織和器官生理狀況相關的電特性信息測定血糖值[21]。新陳代謝熱量重構法為通過檢測人體消耗葡萄糖前后熱量的變化，實現血糖的無創檢測[13]。

4 展望

糖尿病檢測的方法可分為有創、微創及無創檢測，由于患者需要頻繁測量血糖，有創及微創檢測會帶來身體和心理上的痛苦，故無創血糖檢測具有重要的應用價值和市場前景。光學法是目前無創檢測血糖的熱門方向，具有測量精度低及可重復性差等缺點，需從提高測量系統信噪比及消除背景干擾等方面入手。未來，隨著檢測精度的提升，無創血糖檢測技術有望真正普及。