基于光学无创血糖浓度检测技术

光学无创血糖浓度检测技术

光学血糖浓度检测通常是将一束光聚焦在人体上，利用传输光的强度、相位、偏振角、频率以及靶区组织散射系数等信息都与血糖浓度密切相关的特点，通过分析这些信息的改变，即可问接测得血糖浓度。近年来，世界各国研究人员付出极大努力，尝试通过光学方法得到尽可能准确的血糖浓度值。目前常见的检测方法有偏振光旋光法、光学相干断层成像法、近红外光谱法、中红外光谱法、拉曼光谱法、荧光光谱法、光声光谱法、基于超声调制的光信号技术等。

 

1 偏振光旋光法

葡萄糖是一种光学活性物质，具有稳定的偏光特性。当光穿过葡萄糖时，偏振平面会偏转一定的角度，这一特性与葡萄糖浓度相关联，可以用来预测血糖浓度。图 1.1 为旋光法示意图。分子对左旋和右旋偏振光的折射率各不同，使用偏振光照射样品，通过光经过样品后光偏振方向的变化可以间接测量待测样品的浓度。旋光度可由公式(1.1)表示

(1.1)

式中为波长为下的旋光系数，l为光程，c为溶液浓度。通过检测特定波长偏振光经人体组织后的旋光度，可以计算组织中葡萄糖的含量。

2 光学相干断层成像法

光学相干断层成像(Optical Coherence Tomography，OCT)技术。测量系统主要由迈克尔逊干涉仪组成，目前常用的是光纤式迈克尔逊干涉仪，其结构如图2.1所示。光从宽带光源出射后，由耦合器分为两路：一路进入参考臂由反射镜返回，另一路进入样品臂入射到样品组织上，经后向散射返回。当样品臂与参考臂长度一致时，两束光到达耦合器后发生干涉。调整反射镜在参考臂上的位置，能够实现对样品不同深度的探测。改变参考臂的长度，沿样品深度方向进行一次完整的扫描即为一个A.scan。干涉信号经光电探测器转换后传人计算机进行处理，便可得到组织内部图像。

图2.1 光纤干涉测量示意图

根据Lambert-Beer定律，组织内部的光衰减为指数衰减，根据特定组织层中的光衰减斜率，可计算出弹道光子衰减系数。该指数衰减斜率与弹道光子总衰减系数( , 为总的衰减系数，散射系数，为吸收系数)成比例，在近红外波段，皮肤等大多数生物组织的散射系数显著大于吸收系数，故光衰减斜率与组织散射系数成比例。血糖浓度的改变会导致特定组织层散射系数发生变化，因此，分析皮肤等组织中OCT信号斜率的变化，即可预测血糖浓度。

3 近红外光谱法

近红外光(750～2500 nm)谱分析的理论依据是Lambert-Beer定律：溶液吸收或透过的光强是溶液中吸收物质浓度与光通过样品光程长的指数函数，即：

        （3.1）

由此推导出：

          （3.2）

式中，为入射光强，为出射光强，c为溶液浓度，b为光程长，为消光系数。

红外光谱法原理如图2所示。光照射到身体某一部位来估计深度为ｌ-１００ｍｍ 组织内的血糖浓度，被吸收、散射，葡萄糖与体内其它成分对不同波长近红外光的吸收与散射强度不同，用不同波长光照射组织，测量光的吸收与散射光谱，以Lambert-Beer定律为基础，利用化学计量学方法进行分析，即可得到血糖浓度。近红外光谱法一般选择舌、唇、耳垂等血管丰富且皮肤较薄的部位进行测量

 

图3.1 红外光谱法原理示意图

目前，近红外光吸收、散射等理论已经在生物医学分析中得到广泛应用，对葡萄糖溶液、血清溶液等糖浓度的预测实验也得到较高的测量精度。近红外光较大的穿透深度和较强的光谱特性也使其能够应用于人体无创血糖检测，但血液中其它物质、人体组织背景以及体温变化、测量时接触压力等的干扰都会影响红外光谱，进而影响校正模型准确性与测量精度，最终导致测量稳定性低、可重复性差。如何排除干扰、获取高质量的有效信号，是未来研究中亟需解决的问题

人体血液中的糖类主要由葡萄糖构成，其化学分子式为，包含多个能被近红外光吸收的羟基 O-H和甲基 C-H官能团。由葡萄糖分子的近红外光谱特征分析中知道葡萄糖分子在 900~1200nm 对红外光有二阶倍频吸收，在1400~1800nm 对红外光有一阶倍频吸收；水的强吸收区域是 1440~1470nm 和960nm 。由于组织中的其他成分（血红蛋白、水等）也包含能够被近红外光吸收的含氢基团，因而首先需避开水分子的吸收区域。可以发现在葡萄糖分子1400~1800nm 可吸收范围内，只有在 1440~1470nm 波长区间水分子存在强吸收峰值，而此区域蛋白质与脂肪都不存在吸收峰。可以初步选择 1500~1700nm 作为检测波长范围

表3.1 血液与组织液各物质的红外吸收峰值

4 中红外光谱法

中红外光谱是指波长在 2500nm-10000nm 范围内的光谱，它利用与近红外光谱相同的物理原理进行血糖浓度检测。中红外光谱带宽较宽且其强度较弱，由于水分和其他血液成分的吸收，中红外光谱带的穿透性较差，因为在人体皮肤情形下，光只能穿透几微米内的 皮肤。通常只有在血液分析中采用衰减全反射方法时才能使用中红外光谱法。

5 荧光光谱法

血液中含有大量能发射荧光的基团，这些荧光基团可以通过光源的激发而产生荧光。当采用特定频率的紫外光照射到生物组织上时，组织的吸收会激发特定波长的荧光。由于荧光光谱与激发光源的波长无关，只与荧光物质本身的特性相关，因此可以利用荧光光谱对血糖浓度进行定量分析图5.1 为葡萄糖荧光图。当波长为 308nm 的紫外光照射葡萄糖溶液时，会激发光波长分别为 340nm、380nm和 400nm 的荧光，波长为 380nm 的光光强最大，且荧光光谱的强度与葡萄糖溶液的浓度相关。

荧光光谱法用于血糖浓度检测具有一定的可行性，但血液中荧光物质的丰富性也造成血糖浓度分析的复杂性，而且皮肤颜色和表皮层厚度也会对荧光光谱产生影响。

 

图5.1 为葡萄糖荧光图

6光声光谱法

光声光谱法（Photoacoustic spectroscopy）基于光致超声现象与热弹性机制，其原理是：用一束脉宽满足热限制 (~us)与压力限制(~100ns)的短脉冲激光照射到组织体中,组织体吸收光能量引起温升与热弹性膨胀,挤压周围的组织体,从而产生外传的本地超声压力波,即光致超声波 。压力波峰峰值与血糖浓度相关，据此可测得血糖浓度。

光声光谱法常见的测量系统如图6.1所示，将激光聚焦到样本上，由压电换能器检测产生的热弹性声波，使用数字示波器放大并记录光声信号，最后由计算机进行数据处理。由于水具有较弱的光声响应，与传统的光谱法相比，光声光谱法法具有更高的灵敏性，且可采用波长范围从紫外波段到近红外波段的激光作为光源。但是，此方法对接触压力和温度等环境因素的变化非常敏感，也会受背景噪声和生物组织内其他化学成分的干扰。

图6.1 光声光谱法系统示意图

7 拉曼光谱法

拉曼光谱法的检测原理为当光照射到透明物体时，被分子散射的光频率会发生改变，散射光表现出不同的波长，这种现象叫做拉曼效应。拉曼光谱分析法通过测量入射光频率与散射光频率的差异，也就是拉曼位移，来分析分子的振动和转动，再与葡萄糖分子的化学结构相关联，从而达到对血糖浓度进行定量分析的目的，拉曼光谱位能图如图 1-9 所示。

图7.1 拉曼光谱能级图

拉曼光谱法有两方面优势：一是水的拉曼散射很弱，故该方法适用于生物样品水溶液检测；二是光谱谱峰清晰尖锐，易于分析处理。拉曼光谱法的主要局限是葡萄糖的拉曼散射信号非常微弱，容易受到干扰，且利用拉曼光谱高精度定量分析葡萄糖溶液浓度时，必须考虑光谱重叠问题，因此光谱数据的处理与校正算法的选取非常重要。

8 对比总结

光学无创血糖检技术在降低检测成本、减少患者采血痛苦、提高糖尿病患者生存质量方面具有重要意义，目前相关研究表明，实现临床意义上的光学无创检测是可行的。除测量精度高以外，未来真正适用于个人血糖监测的无创血糖仪还应具备以下特点：(1)携带方便；(2)测量迅速；(3)副作用较小；(4)成本较低。回顾几十年来光学无创血糖检测技术的发展，无论是理论研究，还是相关实验，成果都颇丰，但要真正实现其临床应用并制成便携的无创血糖仪，任重道远。不同的方法的优缺点不同，集中常见的光学无创血糖检测方法比较如下表8.1所示。

表8.1 几种光学无创血糖检测技术的比较

　　

      审核编辑：彭静