家用血糖检测技术研究进展

蒋亚汶，杨观赐，何 玲

(贵州大学 现代制造技术教育部重点实验室，贵州 贵阳 550025)

糖尿病是一种以高血糖(血液葡萄糖水平)为特征的由体内胰岛素水平异常引起代谢功能紊乱的慢性疾病，预计到 2045 年全球糖尿病患者将达到 6.93 亿[1]。根据我国糖尿病的流行病学调查显示，18岁及以上人群糖尿病患病率已达11.2%[2]，老年糖尿病患者比例超过20.2%，并且控制率不足49.2%[3]。目前还未研究出有效根治糖尿病的方法[4]，若不加以控制则会引起多种并发症，如心血管疾病、失明和肾衰竭等，甚至致人死亡[5]，严重影响患者的生活质量[6]。血糖浓度监测对糖尿病的治疗和预防其并发症起关键性作用[7]，准确掌握血糖的变化是现阶段预防和控制糖尿病的先决条件[8]。

随着科学技术的进步，血糖检测技术和设备已经得到快速发展。本研究扼要地分析当前用于血糖检测的技术原理，根据反应介质介绍基于血液、间质液和汗液的酶促葡糖传感器的相关研究，同时阐述近红外光谱、光声光谱、拉曼光谱、光学相干断层扫描等光学无创检测方法和基于纳米技术的非酶葡糖传感器的进展；然后，介绍用于评估血糖检测设备准确性和可靠性的工具和标准，以及市场上的部分血糖检测设备及其使用的相关技术；最后，总结展望未来的发展趋势。

1 基于酶促葡萄糖传感器的血糖检测

使用葡萄糖氧化酶检测血糖的原理如图1所示。葡萄糖(glucose)在葡萄糖氧化酶(GOx)、氧气(O2)和水(H2O)的作用下发生氧化反应，生成葡萄糖酸(Gluconic acid)和过氧化氢(H2O2)。过氧化氢使阳极探针发生氧化，产生与葡萄糖浓度成正比的电流[9]。

图1 葡萄糖氧化酶反应原理[10]Fig.1 Principle of oxidative reaction of glucose oxidase

1.1 末梢采血检测

末梢部位采集血样可以直接测量血糖，与全自动生化分析仪检测的血糖指标无明显差异，准确度相对较高[11]。便携血糖仪是末梢采血测量血糖的普遍方式，使用图2所示试纸条，血样与嵌入试纸条的葡萄糖氧化酶反应后在工作电极上产生电流，通过电流-电压转换，形成与葡萄糖浓度成比例的电压[12]。

图2 便携式三电极血糖仪工作原理[13]Fig.2 Principle of portable blood glucose meter with three electrodes strip

1.2 间质液检测

末梢采血检测具有精度高、应用广泛的优点，但是基于酶的离体分析方法具有严格的依从性，并且每次采样需要刺破手指，伴随疼痛的同时存在感染的风险。鉴于老年人记忆力衰退、行动力减弱，难以独立使用便携血糖仪测量血糖，文献[14] 针对更换试纸和刺针困难的问题，将多支刺针置入弹道式针盒，使用弹簧提供动能完成扎针，并旋转试纸卡带实现连续供应试纸。但该设备依然存在集成度、自动化程度与智能化程度低的问题。

间质液中的葡萄糖水平与血液中的葡萄糖水平之间有可靠的相关性。在不刺穿皮肤的条件下测量血糖，需要到皮下组织获取间质液，反向离子电渗法通过小电流刺激间质液渗透出皮肤，从而根据葡萄糖流体与血清葡萄糖之间的定量关系分析血糖浓度[15]。如图3所示，反向离子电渗法使用位于皮肤表面的阳极和阴极之间的循环电流来获取间质液，钠离子移动产生电流，引起间质液对流并使葡萄糖分子在阴极汇集，然后阴极进行酶氧化以获取血糖浓度。

图3 反向离子电渗法测血糖原理[16]Fig.3 Principle of measuring blood glucose by Reverse Ion Electroosmosis

针对反向离子电渗法复杂的结构和连续监测的不稳定性，文献[17]使用石墨烯/碳纳米管/葡萄糖氧化酶复合纺织品和石墨烯/碳纳米管/银/氯化银复合纺织品制造工作电极与和对电极并开发了一种双电极血糖传感器。通过在两个电极之间加载电流，使用反向离子电渗法检测两个电极通过的电流，测定间质液中的葡萄糖浓度。文献[18]将丝网印刷柔性电极集成到皮肤贴片上，首先通过施加较低的离子电泳电流，然后在PB电极传感器上固定GOx以解决皮肤刺激的问题，最后使用健康志愿者在餐前和餐后测量间质液血糖水平并用指尖血糖测量结果进行验证。文献[19] 将具有生物相容性的柔性纸电池与金电极集成到生物传感器上，利用透明质酸增加间质液渗透压以加快间质液收集。使用由聚甲基丙烯酸甲酯、聚酰亚胺基底、纳米结构沉积的薄金膜和葡萄糖氧化酶组成的多层传感器提高对葡萄糖的敏感性，并根据葡萄糖氧化酶的酶促反应在阴极通道测量间质液的葡萄糖，通过提高间质液收集效率来提高间质液与血液葡萄糖的相关性。

1.3 汗液检测

葡萄糖分子会通过分布全身的汗腺扩散到汗液中，并且可以通过无创、连续的方式采集，汗液葡萄糖与血液葡萄糖有很好的相关性[20]。一种使用FRID贴片汗液检测血糖过程如图4所示，汗液经真皮导管由汗腺从皮下组织排出，由皮肤表面FRID贴片中的传感器阵列与汗液发生酶促反应，通过芯片对血糖浓度进行分析[21]。

图4 使用汗液检测的电化学葡萄糖传感器[22]Fig.4 A glucose sensor for measuring blood glucose with sweat

汗液检测依然存在如汗液采集量小、汗液蒸发速度快导致不易收集，汗液的pH值变化会影响测量结果，汗腺的特定时间激活等问题。柔性材料和微流体等技术是汗液提取、捕获和分析过程成功集成到实时、动态的血糖监测设备中的有效方法。针对体表汗液收集过程中存在的汗液堆积和新旧汗液混合的问题，文献[23]设计了基于丝网印刷技术的三维纸基微流体器件，采用蜡丝网印刷的方法在亲水性滤纸表面修饰疏水层，通过在电极表面修饰离子选择性膜制备全固态 Na+、K+选择性传感器，实现多参数同步实时汗液血糖检测。文献[24]提出了一种新型柔性三维可穿戴布基 EC 传感器 (wearable cloth EC sensor，WCECS)，通过微小的通道网络与开口收集皮肤表面的汗液以缩短采集时间，并将汗液吸收到布基芯片中；然后，使用由多壁碳纳米管(multi-walled carbon nanotubes，MWCNTs)和普鲁士蓝(Prussian Blue，PB)混合的电子媒体层(electronic media layer，EML)提高WCECS的灵敏度，实现汗液的多路检测。

2 基于光学的血糖检测

光学血糖浓度检测通常将一束光聚焦在人体上，利用传输光强度、相位、偏振角、频率以及靶区组织散射系数等信息与血糖浓度密切相关的特点，通过分析这些信息的变化，即可间接测得血糖浓度[25]。

2.1 近红外光谱法

近红外光谱技术使用波长为780～2 500 nm的电磁波使葡萄糖含氢基团发生振动和内部键旋转产生倍频现象或者被合频吸收[26]。水在近红外光波段吸收较弱，因此高达95%的近红外光可以通过角质层和表皮到达血液浓度较高的区域并且不受皮肤色素沉着的影响[27]。当近红外光在组织中传播时，会与组织成分相互作用产生与血糖浓度对应的散射和吸收信息。目标信息有如图5所示的3种测量方式。

透射测量方式下，光源将单色光照射到试样上，衍射光栅将透射的光束分解，然后分别由检测仪和计算机进行检测和分析。反射测量方式中，衍射光栅和检测仪位于光源的同一侧，以接收来自试样的反射光 。交互测量方式使用入射光束和反射光束之间的挡光板将检测仪的视场与照明区域分开，以感应来自样品的反射光[28]。通过多波长光谱测量并结合多变量回归的方法可以建立血糖浓度与测量光谱之间的相关关系，从而提取出与血糖同步变化的信号。

图5 近红外光谱的工作模式[29]Fig.5 Working modes of near infrared spectroscopy

由于血液中一些组分在近红外光波段会与葡萄糖分子的吸收谱带重叠，增加了分析的复杂性和降低结果的可靠性。文献[30]以1 550 nm 波长作为测量光用于采集血糖信息，以血液中水分子吸收较强的1 310 nm波长作为参考光用于去除水分子的影响和血液成分在不同波段下吸收峰的差异，利用敏感度分析排除冗余变量，使用近红外吸光度、脉率以及体温作为外部输入的非线性自回归神经网络，预测血糖波动规律。检测值在克拉克误差网格中 A 区域的比重为 90.27%、B 区域的比重为 9.73%。但是，由于样本较少，该方法能否克服个体差异还需验证。

针对人体组织的强散射和个体之间的差异，文献[31]提出一种基于集成线性偏最小二乘回归(partial least squares regression，PLSR)和非线性叠层自动编码器(nonlinear automatic encoder，SAE)深度神经网络的混合模型，将线性和非线性回归模型结合起来对血糖进行预测。首先，用PLSR模型对收集到的数据进行校准，去除相关性差的样本；然后，使用SAE提取多个隐藏层之间的特征，以提高近红外光谱的血糖预测精度。19名健康受试者的血糖预测结果在克拉克误差网格分析中A区域内占比达到97.96%。

2.2 光声光谱法

短波激光脉冲可被流体中的特定分子吸收，导致内部温度升高，造成光声效应。如图6所示，光声光谱法基于光声信号原理，试样吸收激光的能量后导致体积膨胀从而辐射超声波，超声波通过谐振器传播和放大器信号放大，再由检测仪数字化后进入计算机进行分析。不同浓度的血糖产生的超声波强度不同,通过跟踪检测信号的峰间变化，可以完成对血糖浓度的检测[32]。

图6 基于光声光谱的血糖检测原理[33]Fig.6 Principle of blood glucose measurement based on photoacoustic spectroscopy

光声光谱的主要缺点是体内葡萄糖检测灵敏度较低，激励光源会在人体的组织内发生反射、折射或者散射等现象,导致激励光源严重衰减。文献[34]针对光声光谱在体检测灵敏度低、激励波动大和体温变化的影响，将激光器发出的激光分为两束，分别进入测量光声池和被测样品，并激励产生参考光声信号，通过温度步长与两个光声池的光声信号差分比值处理来抑制温度和光强的波动对血糖测量精度的影响。文献[35]使用两个光源分别覆盖葡萄糖吸收强和相对不敏感的区域，以便在两次测量之间获得较大的比值，从而提高整个系统的信噪比。文献[36]通过动态地选择光谱对皮肤不敏感的区域来提高预测结果的可靠性，针对皮肤上分泌物和水对红外光吸收强的问题，使用中红外激光对采集信号的探测区域进行微米级位置扫描，根据光谱产生的不均匀性定位不敏感区域，以提高预测结果的可靠性。

2.3 拉曼光谱法

拉曼光谱法基于拉曼效应确定单色光的散射程度测量血糖浓度。如图7所示，光束入射目标介质时会产生散射，大部分为与入射光相同波长的瑞利散射，其余部分为不同波长的拉曼散射，波长差异代表了研究分子的初始状态与最终振动状态的差异。透镜将散射引导至滤光片，并通过检测仪收集发生频移的拉曼谱线，经过分析得到的光谱可以对葡萄糖进行定量分析[25]。

图7 拉曼光谱仪工作示意图[37]Fig.7 Schematic representation of a basic Raman spectroscopy instrument

拉曼光谱对水分子和温度变化不敏感，但是检测介质的浊度变化和信号干扰会产生不稳定性。文献[38] 分析了被测样品体积中的浊度变化引起检测到的光谱中产生的非葡萄糖特异性变化，使用组织调制方法来增强血液成分生成的拉曼光谱信号，在化学计量算法中调用传质模型解决实际血糖与测量的间质液葡萄糖值之间的生理滞后问题。拉曼光谱主要来自表皮和间质液，由于激光在皮肤中的穿透深度较浅，生理延迟不可避免地会在血糖测量中引起误差。文献[39]将激光直接聚焦在微血管上，获得了具有多个血液特征峰的拉曼光谱，结合主成分分析和反向传播人工神经网络的多变量方法进行血糖预测，受试者测试表明个体差异对预测结果影响较小。

2.4 光学相干断层扫描法

光学相干断层扫描(optical coherence tomography，OCT)是一种基于相干辐射的低相干干涉原理来检测生物组织光学特性变化的成像技术[40]，由于葡萄糖溶液的光衰减系数与其浓度存在较好的相关性[41]，可以通过皮肤和眼睛的断层成像测量血糖浓度。OCT测量血糖的原理如图8所示，扫频光源发出的光经过分光器分为两束光后，一束光经过参考镜反射返回，另一束光入射样品组织后原路返回，当样品臂与参考臂长度一致时，两束光达到分光器发生干涉。当血糖浓度变化时，介质会产生不同的折射率和散射系数，使得两束光形成不同的光程差，产生不同周期的干涉光谱，由光电探测器接收后进行数字处理，可以得出相应的血糖浓度[42]。

图8 相干断层扫描原理[43]Fig.8 Principle of OCT scanning for glucose monitoring

光学相干断层扫描法具有高信噪比和穿透度深的理想特性，但是易受组织不均匀性和皮肤温度变化影响。文献[44]针对活组织时间和空间变化导致的准确性问题，使用降低物镜的放大倍率来提高空间平滑度，以减少组织结构的不均匀性。由于光在组织中传播时的衰减和遮挡会造成组织的形态信息的丢失，文献[45] 提出对OCT图像的深度方向的微分来减少OCT信号在深度方向的衰减并增强组织边缘的结构信息，放大组织边缘折射率变化较大的区域，以搜寻更多的光谱细节特征。

3 基于非酶促葡萄糖传感器的血糖检测

长时间运行条件下，酶促传感器的可重复性和稳定性会降低，酶的催化活性也容易受到pH值、温度和湿度等条件影响，研究者们试图开发基于电极表面直接催化葡萄糖氧化的非酶促葡萄糖传感器，来避免酶的固有特性对测量结果的影响。各种纳米结构如金属、金属氧化物及与碳纳米材料的复合材料被广泛应用到非酶促葡萄糖传感器中。

非酶促葡萄糖传感器利用纳米材料作为理想酶载体材料，使用贵金属纳米催化剂催化过氧化氢(H2O2)氧化产生电流。文献[46] 通过沉积铜纳米颗粒 (CuNPs) 和钴纳米颗粒 (CoNPs) 来修饰金电极 (GE)，然后滴注二茂铁衍生物催化剂FcCO-Glu-Cys-Gly-OH (Fc-ECG)，形成Fc-ECG/CuNPs/GE 和 Fc-ECG/CuNPs/GE两个无酶电化学传感器。同葡萄糖传感器相比，生成的传感器灵敏度提高约25倍。双金属的协同催化性能普遍优于单一金属，文献[47]采用选择性沉淀法对合成的银纳米线原液进行纯化，并以银钠米线为牺牲模板，采用 HAuCl4溶液发生伽伐尼置换反应，制备高质量的银-金双金属纳米管(Ag-Au BMNTs)。以修饰纳米材料的玻碳电极为工作电极， Ag/AgCl为参比电极，铂丝为辅助电极测量血糖。对Ag-Au BMNTs/GCE 的电化学性能测试结果表明，Ag-Au BMNTs/GCE对葡萄糖检测具有优异的干扰能力、良好重复性和长期稳定性。

4 血糖检测设备准确性评估标准

绝对误差均值 (mean absolute relative difference，MARD) 和误差网格用于血糖检测设备的准确性和有效性评估。《体外诊断检测系统—血糖监测系统通用技术要求》(ISO 15197)提供了血糖检测设备的准确性和操作性能评价要求[48]。

4.1 绝对误差均值

绝对误差均值是目前用于评估血糖检测设备性能和准确性使用最广泛的度量指标，其计算方式见式(1)，其值越小说明血糖检测设备读数越接近参考的葡萄糖水平，设备的准确度越高[49]。

(1)

式中：M为绝对误差均值，vi为测量值，vr为参考值，n为测量次数。

4.2 一致性误差网格分析

误差网格主要用于评价血糖测量技术与静脉血糖参考值之间差异的临床意义。如图9所示，横轴表示对应的参考值，纵轴表示使用该技术的测量值，对角线表示测量值与参考值的一致性，线上方和下方分别表示对实际值的高估与低估。

图9 克拉克误差网格Fig.9 Clark error grid

克拉克误差网格、帕克斯误差网格是目前主要使用的误差网格，每种网格都分为A、B、C、D、E 5个风险区域，通过分析每个区域中包含点的百分占比，可以对使用血糖采集设备进行风险分类[50]。其中,各个风险区域的临床意义如表1所示

表1 误差网格风险区域等级Tab.1 Risk region division of Clark error grid

5 血糖检测设备

生化分析仪基于比色法测量血糖，是临床检测血糖的主要手段，其体积庞大、价格昂贵，主要目标受众为医院等机构。针对家庭环境下测量血糖的问题，目前已有许多微创或者无创的血糖检测设备进入了市场，本文在表2中列举了部分。

表2 商用的微创和无创血糖仪Tab.2 List of commercial devices for non-invasive or minimally-invasive glucose monitoring

非酶促葡萄糖传感器的研究主要集中于纳米酶活性位点，在血浆等形式的复杂蛋白质介质中检测血糖依然缺乏较高的准确性，同时由于制备和存储困难，目前主要处于实验室研究阶段。由于人体组织液或血液中葡萄糖的含量相比其他成分含量较低，所以检测方法需要对葡萄糖有足够的特异性和敏感性[48]。在基于酶促葡萄糖传感器的血糖检测方法中，由于血清葡萄糖扩散至间质液或者汗液等介质存在一定的延时，其稳定性和可靠性难以满足糖尿病患者对于高精度的持续血糖监测的需求。在光学检测中，由于人体生理变化等造成血糖值变化，同时光谱会因光源漂移、环境变化和个体差异等而发生变化,导致难以提取出有效的特征信息。

观察表2可知，基于光学的设备需要在没有干扰源的受控环境中测量，而微创设备的测量介质主要是间质液，对环境不太敏感。因此,大部分无创设备使用近红外光谱技术，通过反向离子渗透或者微针的微创设备更容易实现动态连续测量。

6 未来发展趋势

1)高精度的可穿戴血糖监测设备。无创和微创血糖检测方法受制于检测环境和采样信息的复杂性或者生理延迟[51]，导致检测精度不高，需要通过去噪或信号增强最小化血糖设备校准和灵敏度变化产生的系统误差[52]，提取关键特征以减小个体差异的影响[31]，提高设备的准确性与可靠性以符合标准。将无创和微创血糖检测方法与可穿戴生物电子技术集成，可以通过汗液和间质液等实现在体、动态测量血糖[22]，以突破时间、空间和地域等限制，满足个性化护理服务的需求。可穿戴技术对血糖检测的挑战主要在于可用的样本数量少、采集困难[23]，传感器生命周期短，可通过人工酶(见第3节)来提高传感器的可靠性和使用寿命，更易于穿戴、工作时间更长、采集精度更高、符合人体标准的柔性可穿戴平台是未来研究的热点[53]。

2)血糖预测与闭环控制。通过学习血糖历史数据或融合其他生理参数，可以对血糖数据进行预测，提高血糖读数的准确性[54]。使用多传感器采集收缩压、脉率、体温等生理参数，对于线型模型可以使用主成分分析和偏最小二乘法等算法对血糖进行有效估计[55]。具有非线性特性的数据，如拉曼光谱等，可以使用逻辑回归和支持向量机进行拟合。神经网络可以描述高度非线性的问题，用于预测血糖波动[56]。动态血糖监测设备可以高频、连续地采集血糖数据，使用预测算法预测短期内血糖出现的低血糖或高血糖的异常状态，并通过人工胰腺等输送胰岛素对使用者血糖水平进行及时干预与控制，以改善患者的治疗[57]。

7 结束语

糖尿病是伴随患者终身的慢性疾病，血糖监测是使用者控制和管理糖尿病的重要要求。葡萄糖传感器具有较高的测量精度，但指尖采血时需忍受重复刺穿手指表皮的疼痛。间质液和汗液等是有希望的血液的替代介质，结合先进的纳米材料，生物催化和生物亲和力识别元件可以提高葡萄糖传感器的可靠性。基于光学的检测方法在实现无创测量的发展前景非常乐观。本文中同时调研了部分市场上的血糖检测设备和使用的相关技术，正在向着微创或无创的、动态连续的、可穿戴的方向发展。作为新型的血糖检测技术，微创或无创方法还存在一些不足之处，比如动态测量条件下结果的可靠性，个体差异引起的准确性等问题。虽然通过去噪、信号增强、多生理参数建模和血糖预测等方法可以提高血糖检测的准确性和可靠性，但是开发满足使用标准的血糖检测设备还需要进一步的研究。