无创血糖检测技术的发展

韦 哲 张秉玺 石恒兵 赵 刚 王能才

糖尿病是世界三大慢性病之一，国际糖尿病联盟的最新数据显示，截至2019年，全球约有4.63亿成年人患有糖尿病，并且到2030年这一数据可能增长为5.78亿。我国是拥有糖尿病患者数量最多的国家，约有1.16亿成年患者，极大危害了国民健康[1]。糖尿病初期患者并无明显不适，但如血糖长期处在较高值，人体器官及组织会受到不可逆的损伤，出现并发症。据统计，在高收入国家，糖尿病是导致心血管疾病、失明和下肢截至的主要原因。目前的医疗手段无法根治糖尿病，只能从一定程度上进行控制和缓解。血糖监测、饮食治疗、运动治疗、药物治疗及糖尿病宣传教育是糖尿病现代治疗手段的五架马车，血糖监测是其中的重中之重，能对患者病情判断和治疗方法的选择提供重要依据。通过阐述血糖检测发展过程，分析有创检测、微创检测及光学无创血糖检测方法的基本原理、测量优势及存在的问题等，证明光学法的应用潜力，使无创血糖检测在未来有可能实现临床应用，并指出未来需从提高测量系统信噪比及消除背景干扰等方面展开研究。

1 血糖有创检测

个体监护的血糖测量方法多种多样，根据测量时对人体造成的损伤程度，可分为有创检测、微创检测及无创检测，血糖检测技术分类架构见图1。

图1 血糖检测技术分类架构图

有创检测是传统的检测方法，分为皮下植入传感器法和静脉血管采血法，可获取精度较高的血糖浓度，但多次采血会对患者造成较大伤害，引发患者抵抗情绪。

1.1 第一代葡萄糖生物传感器

Clark等[2]于1962年设计出第一代葡萄糖生物传感器，其原理利用了葡萄糖氧化酶可使葡萄糖氧化为葡萄糖内酯，并产生过氧化氢的化学反应。根据氧气浓度的下降量及过氧化氢的释放量可间接计算出葡萄糖浓度。此过程中，氧气为电子的受体，但由于其浓度远低于测量的葡萄糖浓度，会导致测量出现误差。

1.2 第二代葡萄糖生物传感器

针对上述缺陷，第二代传感器的设计中，氧气被铁氰化钾所取代。检测装置分为工作电极和参考电极，其中工作电极设计为网状结构，先将碳电极压在聚酰亚胺底板上，再将葡萄糖氧化酶、铁氰化钾、稳定剂及连接剂以一定比例配成溶液涂在电极上并使其变干。葡萄糖氧化酶可氧化葡萄糖生成蛋白结合性载体，铁氰化钾起着酶与电极间的电子传递作用，稳定剂和连接剂可使混合溶液化学平衡，防止其分解，参考电极则不含有葡萄糖氧化酶。工作电极与血液接触一定时间后，在两个电极间加上约300 mV的电位差，工作电极中产生的蛋白结合性载体可将铁氰化物变成亚铁氰化物，参考电极中铁氰化物则会直接还原成亚铁氰化物的反应，此时电极间的电流与血糖浓度成正比。

第二代葡萄糖传感器的出现方便了血糖的自我监测，使用者刺破手指采集血液，通过测试试纸和血糖仪进行体外分析，克服了第一代葡萄糖生物传感器的响应特性差和干扰大等缺点，是目前市场上使用最广泛的自我监测方式[3]。

1.3 第三代葡萄糖生物传感器

第三代葡萄糖生物传感器为皮下植入式，该传感器同样利用葡萄糖氧化酶的基本原理。该植入式血糖监测系统可提供定期的血糖水平读数，但由于传感器漂移等，高达21%的监测数据不准确，需要通过手指刺穿的方法定期重新校准设备[4]。如美国雅培公司生产的植入式血糖监测仪，每1～5 min可提供一次实时测量，但每两周需要重新校准一次。

2 血糖微创检测

血液及周围的血管组织易通过组织间液的扩散交换生物分析物和小分子。因此，组织液中含有许多临床标志物，具有重要的医学诊断潜力。微针法及反向离子电渗透法均利用组织液来测量血糖浓度。

2.1 微针法

Jina等[5]利用微针及微针列技术设计开发了一种葡萄糖传感贴片，该装置被设计为两个隔间：第一个隔间包含微针阵列及葡萄糖生物传感器，使提取的组织液在此发生反应生成过氧化氢；第二个隔间的工作电极可测量过氧化氢浓度，从而获得葡萄浓度。微针的长度较短，无法到达真皮层，可减少对真皮层毛细血管和神经末梢的损伤，也可避免汗液污染。实验表明，该装置可成功运行72 h，但其必须每天通过手指刺入的方法重新校准，同时由于血液中的成分被动扩散到组织间液中需要17 min左右，所以测定的血糖值也有一定延迟。

2.2 反向离子电渗透法

反向离子电渗透法利用被测皮肤区域所施加的一小束电流，使组织液中的氯离子和钠离子在电势差作用下分别向正负极移动，形成净离子流，中性的葡萄糖分子在力下迁移透过水凝胶经皮肤析出，可被传感器测量到。该方法缺点为抗干扰能力差，极易受温度及汗液等外界因素影响，并且较为刺激使用者，其原理见图2。

图2 反向离子电渗透原理示图

3 血糖无创检测

无创血糖检测根据所利用的信息载体的区别，可分为光学法和非光学法。

3.1 光学法

光作为检测介质不但可反映被测物质的光学特性、浓度及组织结构等信息，还具有快速便捷等特点，因此光学法是目前无创血糖检测的热门研究方向[6]。常见的光学法有旋光偏振法、光学相干断层成像法、拉曼光谱法、近红外光谱法、中红外光谱法、荧光法及光声光谱法等。其中，荧光法和光声光谱法在无创测量血糖中有一定可行性，但测量时无法消除环境及组织等背景干扰，局限性较大，故主要介绍其他5种可行性较强的光学法。

3.1.1 旋光偏振法

旋光偏振法即利用物质旋光性质推断浓度的方法[7]。葡萄糖为手性分子，具有稳定旋光特性。当平面偏振光通过葡萄糖分子后，振动平面会发生旋转，偏振角的大小与葡萄糖浓度呈线性关系[8]。旋光度(ψ)可计算为公式1：

式中aλ为波长为λ下的旋光系数，单位为dm-1(g/L)；l为光程，单位为dm；c为溶液的浓度，单位为g/L。

旋光法的测量部位一般为眼前房，缺点明显：①测量时移动眼球将造成较大误差；②在1 cm光程和1 mg/dL血糖浓度的变化情况下，偏振角的变化＜0.00004弧度，测量难度大；③测量值反映眼房水的葡萄糖浓度，与真实血糖值相比存在滞后性。

3.1.2 光学相干断层扫描法

光学相干断层扫描(optical coherence tomography，OCT)法首先利用耦合器将光源分为两路，入射到待测样品和参考反射镜上，并将其反射的光汇入耦合器中，相互干涉合成相干光，最后由探测器采集[9]。真皮组织的散射系数会因葡萄糖浓度的变化而改变，利用这一现象可检测出微血管中的血糖值。光学相干断层成像法原理见图3。

图3 光学相干断层成像法原理示图

OCT技术的优点为可检测到高信噪比的信号，缺点为个体的移动和体温变化均会产生测量误差，其他生理成分的变化也会引起散射系数改变，因此OCT技术还需进一步研究以解决上述缺点[10]。

3.1.3 拉曼光谱法

1928年，印度物理学家C.V.拉曼首次提出拉曼光散射效应，入射光和被测分子碰撞时会产生拉曼散射和瑞利散射，两者频率之差即为拉曼位移。拉曼位移与被测分子的振动频率和所处的级能有关，可用来分析分子的振动信息，见图4[11]。

图4 拉曼光谱法位能示图

拉曼光谱谱峰清晰，受水的影响较少，Shao等[12]将血红蛋白浓度作为参考值对血糖值进行预测，证实拉曼光谱法可用于血糖的无损伤检测。拉曼光谱法缺点明显，其信号微弱，易受干扰，并且一般选择眼前房作为测量部位，因此光强需足够小，不能对眼部造成伤害，降低了信噪比。

3.1.4 近红外光谱法

红外光谱法的理论基础为朗伯比尔定律[13]。当用波长700～2500 nm的近红外光照射人体时，会发生散射和透射现象，用传感器接收经过人体的光谱，其中包含葡萄糖的C-H、N-H及O-H等含氢基团振动的合频及倍频吸收信息，利用化学计量分析技术，可建立光谱数据及血糖值的数学模型，实现血糖的无创检测[14]。

近红外光谱法的测量方式可分为透射法和反射法[15]。透射法一般选择组织较薄但微血管丰富的部位，如指尖和耳垂，检测器和光源位于检测部位两侧，光程即为组织厚度；反射法的检测部位一般为组织层较薄且血管分布较浅的部位，如小臂内测，检测器和光源处在同侧，光程与径向检测距离有关。目前利用近红外光谱法测量血糖浓度的研究取得许多突破性进展。Maruo等[16]在一位糖尿病患者身上做实验，通过反射法得到了真皮组织的血糖浓度，预测血糖值与真实血糖值间的相关系数达0.928；李刚等[17]提出的基于近红外光谱的动态光谱法，可有效减弱个体差异和测量环境对结果造成的干扰，提高了血糖预测精度；徐可欣等[18]利用近红外双光路系统搭建了无损伤血糖检测模型，预测误差在0.456 mmol/L以内。近红外光谱法检测原理流程见图5。

3.1.5 中红外光谱法

图5 近红外光谱法检测原理示图

中红外光谱法的检测原理与近红外光谱法相同，其波长范围2500～25000 nm。在此波长范围内，葡萄糖分子的吸收特性更集中，检测时不易受到其他成分干扰，更易提取葡萄糖分子的吸光信息[19]。但中红外光的穿透性差，且水分吸收强烈，仅能渗入最表层的皮肤，测量时仅能采用反射法，易受外界干扰，因此目前基于中红外光谱法的无创血糖检测的研究相对较少。

3.2 非光学法

非光学法包括人体体液法、电阻抗谱法和代谢热重构法。人体体液法即通过检测易获取的生物体液中葡萄糖浓度来近似估计血糖值[20]。电阻抗谱法是根据人体组织和器官生理状况相关的电特性信息测定血糖值[21]。新陈代谢热量重构法为通过检测人体消耗葡萄糖前后热量的变化，实现血糖的无创检测[13]。

4 展望

糖尿病检测的方法可分为有创、微创及无创检测，由于患者需要频繁测量血糖，有创及微创检测会带来身体和心理上的痛苦，故无创血糖检测具有重要的应用价值和市场前景。光学法是目前无创检测血糖的热门方向，具有测量精度低及可重复性差等缺点，需从提高测量系统信噪比及消除背景干扰等方面入手。未来，随着检测精度的提升，无创血糖检测技术有望真正普及。