家用血糖檢測技術研究進展

蔣亞汶，楊觀賜，何 玲

(貴州大學 現代制造技術教育部重點實驗室，貴州 貴陽 550025)

糖尿病是一種以高血糖(血液葡萄糖水平)為特征的由體內胰島素水平異常引起代謝功能紊亂的慢性疾病，預計到 2045 年全球糖尿病患者將達到 6.93 億[1]。根據我國糖尿病的流行病學調查顯示，18歲及以上人群糖尿病患病率已達11.2%[2]，老年糖尿病患者比例超過20.2%，并且控制率不足49.2%[3]。目前還未研究出有效根治糖尿病的方法[4]，若不加以控制則會引起多種并發癥，如心血管疾病、失明和腎衰竭等，甚至致人死亡[5]，嚴重影響患者的生活質量[6]。血糖濃度監測對糖尿病的治療和預防其并發癥起關鍵性作用[7]，準確掌握血糖的變化是現階段預防和控制糖尿病的先決條件[8]。

隨著科學技術的進步，血糖檢測技術和設備已經得到快速發展。本研究扼要地分析當前用于血糖檢測的技術原理，根據反應介質介紹基于血液、間質液和汗液的酶促葡糖傳感器的相關研究，同時闡述近紅外光譜、光聲光譜、拉曼光譜、光學相干斷層掃描等光學無創檢測方法和基于納米技術的非酶葡糖傳感器的進展；然后，介紹用于評估血糖檢測設備準確性和可靠性的工具和標準，以及市場上的部分血糖檢測設備及其使用的相關技術；最后，總結展望未來的發展趨勢。

1 基于酶促葡萄糖傳感器的血糖檢測

使用葡萄糖氧化酶檢測血糖的原理如圖1所示。葡萄糖(glucose)在葡萄糖氧化酶(GOx)、氧氣(O2)和水(H2O)的作用下發生氧化反應，生成葡萄糖酸(Gluconic acid)和過氧化氫(H2O2)。過氧化氫使陽極探針發生氧化，產生與葡萄糖濃度成正比的電流[9]。

圖1 葡萄糖氧化酶反應原理[10]Fig.1 Principle of oxidative reaction of glucose oxidase

1.1 末梢采血檢測

末梢部位采集血樣可以直接測量血糖，與全自動生化分析儀檢測的血糖指標無明顯差異，準確度相對較高[11]。便攜血糖儀是末梢采血測量血糖的普遍方式，使用圖2所示試紙條，血樣與嵌入試紙條的葡萄糖氧化酶反應后在工作電極上產生電流，通過電流-電壓轉換，形成與葡萄糖濃度成比例的電壓[12]。

圖2 便攜式三電極血糖儀工作原理[13]Fig.2 Principle of portable blood glucose meter with three electrodes strip

1.2 間質液檢測

末梢采血檢測具有精度高、應用廣泛的優點，但是基于酶的離體分析方法具有嚴格的依從性，并且每次采樣需要刺破手指，伴隨疼痛的同時存在感染的風險。鑒于老年人記憶力衰退、行動力減弱，難以獨立使用便攜血糖儀測量血糖，文獻[14] 針對更換試紙和刺針困難的問題，將多支刺針置入彈道式針盒，使用彈簧提供動能完成扎針，并旋轉試紙卡帶實現連續供應試紙。但該設備依然存在集成度、自動化程度與智能化程度低的問題。

間質液中的葡萄糖水平與血液中的葡萄糖水平之間有可靠的相關性。在不刺穿皮膚的條件下測量血糖，需要到皮下組織獲取間質液，反向離子電滲法通過小電流刺激間質液滲透出皮膚，從而根據葡萄糖流體與血清葡萄糖之間的定量關系分析血糖濃度[15]。如圖3所示，反向離子電滲法使用位于皮膚表面的陽極和陰極之間的循環電流來獲取間質液，鈉離子移動產生電流，引起間質液對流并使葡萄糖分子在陰極匯集，然后陰極進行酶氧化以獲取血糖濃度。

圖3 反向離子電滲法測血糖原理[16]Fig.3 Principle of measuring blood glucose by Reverse Ion Electroosmosis

針對反向離子電滲法復雜的結構和連續監測的不穩定性，文獻[17]使用石墨烯/碳納米管/葡萄糖氧化酶復合紡織品和石墨烯/碳納米管/銀/氯化銀復合紡織品制造工作電極與和對電極并開發了一種雙電極血糖傳感器。通過在兩個電極之間加載電流，使用反向離子電滲法檢測兩個電極通過的電流，測定間質液中的葡萄糖濃度。文獻[18]將絲網印刷柔性電極集成到皮膚貼片上，首先通過施加較低的離子電泳電流，然后在PB電極傳感器上固定GOx以解決皮膚刺激的問題，最后使用健康志愿者在餐前和餐后測量間質液血糖水平并用指尖血糖測量結果進行驗證。文獻[19] 將具有生物相容性的柔性紙電池與金電極集成到生物傳感器上，利用透明質酸增加間質液滲透壓以加快間質液收集。使用由聚甲基丙烯酸甲酯、聚酰亞胺基底、納米結構沉積的薄金膜和葡萄糖氧化酶組成的多層傳感器提高對葡萄糖的敏感性，并根據葡萄糖氧化酶的酶促反應在陰極通道測量間質液的葡萄糖，通過提高間質液收集效率來提高間質液與血液葡萄糖的相關性。

1.3 汗液檢測

葡萄糖分子會通過分布全身的汗腺擴散到汗液中，并且可以通過無創、連續的方式采集，汗液葡萄糖與血液葡萄糖有很好的相關性[20]。一種使用FRID貼片汗液檢測血糖過程如圖4所示，汗液經真皮導管由汗腺從皮下組織排出，由皮膚表面FRID貼片中的傳感器陣列與汗液發生酶促反應，通過芯片對血糖濃度進行分析[21]。

圖4 使用汗液檢測的電化學葡萄糖傳感器[22]Fig.4 A glucose sensor for measuring blood glucose with sweat

汗液檢測依然存在如汗液采集量小、汗液蒸發速度快導致不易收集，汗液的pH值變化會影響測量結果，汗腺的特定時間激活等問題。柔性材料和微流體等技術是汗液提取、捕獲和分析過程成功集成到實時、動態的血糖監測設備中的有效方法。針對體表汗液收集過程中存在的汗液堆積和新舊汗液混合的問題，文獻[23]設計了基于絲網印刷技術的三維紙基微流體器件，采用蠟絲網印刷的方法在親水性濾紙表面修飾疏水層，通過在電極表面修飾離子選擇性膜制備全固態 Na+、K+選擇性傳感器，實現多參數同步實時汗液血糖檢測。文獻[24]提出了一種新型柔性三維可穿戴布基 EC 傳感器 (wearable cloth EC sensor，WCECS)，通過微小的通道網絡與開口收集皮膚表面的汗液以縮短采集時間，并將汗液吸收到布基芯片中；然后，使用由多壁碳納米管(multi-walled carbon nanotubes，MWCNTs)和普魯士藍(Prussian Blue，PB)混合的電子媒體層(electronic media layer，EML)提高WCECS的靈敏度，實現汗液的多路檢測。

2 基于光學的血糖檢測

光學血糖濃度檢測通常將一束光聚焦在人體上，利用傳輸光強度、相位、偏振角、頻率以及靶區組織散射系數等信息與血糖濃度密切相關的特點，通過分析這些信息的變化，即可間接測得血糖濃度[25]。

2.1 近紅外光譜法

近紅外光譜技術使用波長為780～2 500 nm的電磁波使葡萄糖含氫基團發生振動和內部鍵旋轉產生倍頻現象或者被合頻吸收[26]。水在近紅外光波段吸收較弱，因此高達95%的近紅外光可以通過角質層和表皮到達血液濃度較高的區域并且不受皮膚色素沉著的影響[27]。當近紅外光在組織中傳播時，會與組織成分相互作用產生與血糖濃度對應的散射和吸收信息。目標信息有如圖5所示的3種測量方式。

透射測量方式下，光源將單色光照射到試樣上，衍射光柵將透射的光束分解，然后分別由檢測儀和計算機進行檢測和分析。反射測量方式中，衍射光柵和檢測儀位于光源的同一側，以接收來自試樣的反射光 。交互測量方式使用入射光束和反射光束之間的擋光板將檢測儀的視場與照明區域分開，以感應來自樣品的反射光[28]。通過多波長光譜測量并結合多變量回歸的方法可以建立血糖濃度與測量光譜之間的相關關系，從而提取出與血糖同步變化的信號。

圖5 近紅外光譜的工作模式[29]Fig.5 Working modes of near infrared spectroscopy

由于血液中一些組分在近紅外光波段會與葡萄糖分子的吸收譜帶重疊，增加了分析的復雜性和降低結果的可靠性。文獻[30]以1 550 nm 波長作為測量光用于采集血糖信息，以血液中水分子吸收較強的1 310 nm波長作為參考光用于去除水分子的影響和血液成分在不同波段下吸收峰的差異，利用敏感度分析排除冗余變量，使用近紅外吸光度、脈率以及體溫作為外部輸入的非線性自回歸神經網絡，預測血糖波動規律。檢測值在克拉克誤差網格中 A 區域的比重為 90.27%、B 區域的比重為 9.73%。但是，由于樣本較少，該方法能否克服個體差異還需驗證。

針對人體組織的強散射和個體之間的差異，文獻[31]提出一種基于集成線性偏最小二乘回歸(partial least squares regression，PLSR)和非線性疊層自動編碼器(nonlinear automatic encoder，SAE)深度神經網絡的混合模型，將線性和非線性回歸模型結合起來對血糖進行預測。首先，用PLSR模型對收集到的數據進行校準，去除相關性差的樣本；然后，使用SAE提取多個隱藏層之間的特征，以提高近紅外光譜的血糖預測精度。19名健康受試者的血糖預測結果在克拉克誤差網格分析中A區域內占比達到97.96%。

2.2 光聲光譜法

短波激光脈沖可被流體中的特定分子吸收，導致內部溫度升高，造成光聲效應。如圖6所示，光聲光譜法基于光聲信號原理，試樣吸收激光的能量后導致體積膨脹從而輻射超聲波，超聲波通過諧振器傳播和放大器信號放大，再由檢測儀數字化后進入計算機進行分析。不同濃度的血糖產生的超聲波強度不同,通過跟蹤檢測信號的峰間變化，可以完成對血糖濃度的檢測[32]。

圖6 基于光聲光譜的血糖檢測原理[33]Fig.6 Principle of blood glucose measurement based on photoacoustic spectroscopy

光聲光譜的主要缺點是體內葡萄糖檢測靈敏度較低，激勵光源會在人體的組織內發生反射、折射或者散射等現象,導致激勵光源嚴重衰減。文獻[34]針對光聲光譜在體檢測靈敏度低、激勵波動大和體溫變化的影響，將激光器發出的激光分為兩束，分別進入測量光聲池和被測樣品，并激勵產生參考光聲信號，通過溫度步長與兩個光聲池的光聲信號差分比值處理來抑制溫度和光強的波動對血糖測量精度的影響。文獻[35]使用兩個光源分別覆蓋葡萄糖吸收強和相對不敏感的區域，以便在兩次測量之間獲得較大的比值，從而提高整個系統的信噪比。文獻[36]通過動態地選擇光譜對皮膚不敏感的區域來提高預測結果的可靠性，針對皮膚上分泌物和水對紅外光吸收強的問題，使用中紅外激光對采集信號的探測區域進行微米級位置掃描，根據光譜產生的不均勻性定位不敏感區域，以提高預測結果的可靠性。

2.3 拉曼光譜法

拉曼光譜法基于拉曼效應確定單色光的散射程度測量血糖濃度。如圖7所示，光束入射目標介質時會產生散射，大部分為與入射光相同波長的瑞利散射，其余部分為不同波長的拉曼散射，波長差異代表了研究分子的初始狀態與最終振動狀態的差異。透鏡將散射引導至濾光片，并通過檢測儀收集發生頻移的拉曼譜線，經過分析得到的光譜可以對葡萄糖進行定量分析[25]。

圖7 拉曼光譜儀工作示意圖[37]Fig.7 Schematic representation of a basic Raman spectroscopy instrument

拉曼光譜對水分子和溫度變化不敏感，但是檢測介質的濁度變化和信號干擾會產生不穩定性。文獻[38] 分析了被測樣品體積中的濁度變化引起檢測到的光譜中產生的非葡萄糖特異性變化，使用組織調制方法來增強血液成分生成的拉曼光譜信號，在化學計量算法中調用傳質模型解決實際血糖與測量的間質液葡萄糖值之間的生理滯后問題。拉曼光譜主要來自表皮和間質液，由于激光在皮膚中的穿透深度較淺，生理延遲不可避免地會在血糖測量中引起誤差。文獻[39]將激光直接聚焦在微血管上，獲得了具有多個血液特征峰的拉曼光譜，結合主成分分析和反向傳播人工神經網絡的多變量方法進行血糖預測，受試者測試表明個體差異對預測結果影響較小。

2.4 光學相干斷層掃描法

光學相干斷層掃描(optical coherence tomography，OCT)是一種基于相干輻射的低相干干涉原理來檢測生物組織光學特性變化的成像技術[40]，由于葡萄糖溶液的光衰減系數與其濃度存在較好的相關性[41]，可以通過皮膚和眼睛的斷層成像測量血糖濃度。OCT測量血糖的原理如圖8所示，掃頻光源發出的光經過分光器分為兩束光后，一束光經過參考鏡反射返回，另一束光入射樣品組織后原路返回，當樣品臂與參考臂長度一致時，兩束光達到分光器發生干涉。當血糖濃度變化時，介質會產生不同的折射率和散射系數，使得兩束光形成不同的光程差，產生不同周期的干涉光譜，由光電探測器接收后進行數字處理，可以得出相應的血糖濃度[42]。

圖8 相干斷層掃描原理[43]Fig.8 Principle of OCT scanning for glucose monitoring

光學相干斷層掃描法具有高信噪比和穿透度深的理想特性，但是易受組織不均勻性和皮膚溫度變化影響。文獻[44]針對活組織時間和空間變化導致的準確性問題，使用降低物鏡的放大倍率來提高空間平滑度，以減少組織結構的不均勻性。由于光在組織中傳播時的衰減和遮擋會造成組織的形態信息的丟失，文獻[45] 提出對OCT圖像的深度方向的微分來減少OCT信號在深度方向的衰減并增強組織邊緣的結構信息，放大組織邊緣折射率變化較大的區域，以搜尋更多的光譜細節特征。

3 基于非酶促葡萄糖傳感器的血糖檢測

長時間運行條件下，酶促傳感器的可重復性和穩定性會降低，酶的催化活性也容易受到pH值、溫度和濕度等條件影響，研究者們試圖開發基于電極表面直接催化葡萄糖氧化的非酶促葡萄糖傳感器，來避免酶的固有特性對測量結果的影響。各種納米結構如金屬、金屬氧化物及與碳納米材料的復合材料被廣泛應用到非酶促葡萄糖傳感器中。

非酶促葡萄糖傳感器利用納米材料作為理想酶載體材料，使用貴金屬納米催化劑催化過氧化氫(H2O2)氧化產生電流。文獻[46] 通過沉積銅納米顆粒 (CuNPs) 和鈷納米顆粒 (CoNPs) 來修飾金電極 (GE)，然后滴注二茂鐵衍生物催化劑FcCO-Glu-Cys-Gly-OH (Fc-ECG)，形成Fc-ECG/CuNPs/GE 和 Fc-ECG/CuNPs/GE兩個無酶電化學傳感器。同葡萄糖傳感器相比，生成的傳感器靈敏度提高約25倍。雙金屬的協同催化性能普遍優于單一金屬，文獻[47]采用選擇性沉淀法對合成的銀納米線原液進行純化，并以銀鈉米線為犧牲模板，采用 HAuCl4溶液發生伽伐尼置換反應，制備高質量的銀-金雙金屬納米管(Ag-Au BMNTs)。以修飾納米材料的玻碳電極為工作電極， Ag/AgCl為參比電極，鉑絲為輔助電極測量血糖。對Ag-Au BMNTs/GCE 的電化學性能測試結果表明，Ag-Au BMNTs/GCE對葡萄糖檢測具有優異的干擾能力、良好重復性和長期穩定性。

4 血糖檢測設備準確性評估標準

絕對誤差均值 (mean absolute relative difference，MARD) 和誤差網格用于血糖檢測設備的準確性和有效性評估?！扼w外診斷檢測系統—血糖監測系統通用技術要求》(ISO 15197)提供了血糖檢測設備的準確性和操作性能評價要求[48]。

4.1 絕對誤差均值

絕對誤差均值是目前用于評估血糖檢測設備性能和準確性使用最廣泛的度量指標，其計算方式見式(1)，其值越小說明血糖檢測設備讀數越接近參考的葡萄糖水平，設備的準確度越高[49]。

(1)

式中：M為絕對誤差均值，vi為測量值，vr為參考值，n為測量次數。

4.2 一致性誤差網格分析

誤差網格主要用于評價血糖測量技術與靜脈血糖參考值之間差異的臨床意義。如圖9所示，橫軸表示對應的參考值，縱軸表示使用該技術的測量值，對角線表示測量值與參考值的一致性，線上方和下方分別表示對實際值的高估與低估。

圖9 克拉克誤差網格Fig.9 Clark error grid

克拉克誤差網格、帕克斯誤差網格是目前主要使用的誤差網格，每種網格都分為A、B、C、D、E 5個風險區域，通過分析每個區域中包含點的百分占比，可以對使用血糖采集設備進行風險分類[50]。其中,各個風險區域的臨床意義如表1所示

表1 誤差網格風險區域等級Tab.1 Risk region division of Clark error grid

5 血糖檢測設備

生化分析儀基于比色法測量血糖，是臨床檢測血糖的主要手段，其體積龐大、價格昂貴，主要目標受眾為醫院等機構。針對家庭環境下測量血糖的問題，目前已有許多微創或者無創的血糖檢測設備進入了市場，本文在表2中列舉了部分。

表2 商用的微創和無創血糖儀Tab.2 List of commercial devices for non-invasive or minimally-invasive glucose monitoring

非酶促葡萄糖傳感器的研究主要集中于納米酶活性位點，在血漿等形式的復雜蛋白質介質中檢測血糖依然缺乏較高的準確性，同時由于制備和存儲困難，目前主要處于實驗室研究階段。由于人體組織液或血液中葡萄糖的含量相比其他成分含量較低，所以檢測方法需要對葡萄糖有足夠的特異性和敏感性[48]。在基于酶促葡萄糖傳感器的血糖檢測方法中，由于血清葡萄糖擴散至間質液或者汗液等介質存在一定的延時，其穩定性和可靠性難以滿足糖尿病患者對于高精度的持續血糖監測的需求。在光學檢測中，由于人體生理變化等造成血糖值變化，同時光譜會因光源漂移、環境變化和個體差異等而發生變化,導致難以提取出有效的特征信息。

觀察表2可知，基于光學的設備需要在沒有干擾源的受控環境中測量，而微創設備的測量介質主要是間質液，對環境不太敏感。因此,大部分無創設備使用近紅外光譜技術，通過反向離子滲透或者微針的微創設備更容易實現動態連續測量。

6 未來發展趨勢

1)高精度的可穿戴血糖監測設備。無創和微創血糖檢測方法受制于檢測環境和采樣信息的復雜性或者生理延遲[51]，導致檢測精度不高，需要通過去噪或信號增強最小化血糖設備校準和靈敏度變化產生的系統誤差[52]，提取關鍵特征以減小個體差異的影響[31]，提高設備的準確性與可靠性以符合標準。將無創和微創血糖檢測方法與可穿戴生物電子技術集成，可以通過汗液和間質液等實現在體、動態測量血糖[22]，以突破時間、空間和地域等限制，滿足個性化護理服務的需求?？纱┐骷夹g對血糖檢測的挑戰主要在于可用的樣本數量少、采集困難[23]，傳感器生命周期短，可通過人工酶(見第3節)來提高傳感器的可靠性和使用壽命，更易于穿戴、工作時間更長、采集精度更高、符合人體標準的柔性可穿戴平臺是未來研究的熱點[53]。

2)血糖預測與閉環控制。通過學習血糖歷史數據或融合其他生理參數，可以對血糖數據進行預測，提高血糖讀數的準確性[54]。使用多傳感器采集收縮壓、脈率、體溫等生理參數，對于線型模型可以使用主成分分析和偏最小二乘法等算法對血糖進行有效估計[55]。具有非線性特性的數據，如拉曼光譜等，可以使用邏輯回歸和支持向量機進行擬合。神經網絡可以描述高度非線性的問題，用于預測血糖波動[56]。動態血糖監測設備可以高頻、連續地采集血糖數據，使用預測算法預測短期內血糖出現的低血糖或高血糖的異常狀態，并通過人工胰腺等輸送胰島素對使用者血糖水平進行及時干預與控制，以改善患者的治療[57]。

7 結束語

糖尿病是伴隨患者終身的慢性疾病，血糖監測是使用者控制和管理糖尿病的重要要求。葡萄糖傳感器具有較高的測量精度，但指尖采血時需忍受重復刺穿手指表皮的疼痛。間質液和汗液等是有希望的血液的替代介質，結合先進的納米材料，生物催化和生物親和力識別元件可以提高葡萄糖傳感器的可靠性?；诠鈱W的檢測方法在實現無創測量的發展前景非常樂觀。本文中同時調研了部分市場上的血糖檢測設備和使用的相關技術，正在向著微創或無創的、動態連續的、可穿戴的方向發展。作為新型的血糖檢測技術，微創或無創方法還存在一些不足之處，比如動態測量條件下結果的可靠性，個體差異引起的準確性等問題。雖然通過去噪、信號增強、多生理參數建模和血糖預測等方法可以提高血糖檢測的準確性和可靠性，但是開發滿足使用標準的血糖檢測設備還需要進一步的研究。