光學(xué)無創(chuàng)血糖濃度檢測(cè)方法的研究進(jìn)展

郭 帥，蘇 杭，黃星燦，劉 劍

(山東大學(xué) 控制科學(xué)與工程學(xué)院 生物醫(yī)學(xué)工程系，山東 濟(jì)南 250061)

1 引 言

國(guó)際糖尿病聯(lián)盟發(fā)布的數(shù)據(jù)顯示，截至2017年，全球糖尿病患者(20～79歲之間)數(shù)為4.25億，預(yù)計(jì)到2045年將增至6.29億；我國(guó)糖尿病患者(20～79歲之間)數(shù)達(dá)1.144億，預(yù)計(jì)到2045年這一數(shù)字將增至1.198億[1]。糖尿病及其引發(fā)的眼疾、神經(jīng)損害和心血管疾病等并發(fā)癥會(huì)給患者帶來極大的痛苦，甚至危及患者生命[2]。目前糖尿病還沒有根治方法[3]，但研究表明連續(xù)監(jiān)測(cè)并控制患者血糖水平，可以減少或延緩并發(fā)癥的發(fā)生，提高患者的生存質(zhì)量。

目前臨床應(yīng)用的血糖測(cè)量方式是有創(chuàng)傷性的，一般需經(jīng)過采血、化學(xué)分析測(cè)定等步驟，得到血糖濃度[4]。有創(chuàng)測(cè)量需要生化試劑，檢測(cè)成本高，易引起感染，同時(shí)，頻繁采血也會(huì)給患者帶來不便和痛苦。因此非侵入、無創(chuàng)傷性血糖檢測(cè)是一種理想的測(cè)量方式[5]，其中光學(xué)方法因檢測(cè)便捷、蘊(yùn)含信息豐富、能真正實(shí)現(xiàn)無創(chuàng)無痛等特點(diǎn)，成為國(guó)內(nèi)外研究熱點(diǎn)。許多研究小組進(jìn)行了大量研究與實(shí)驗(yàn)，明確了不同光學(xué)檢測(cè)方法的優(yōu)勢(shì)與不足。雖然利用光學(xué)方法檢測(cè)血糖濃度已經(jīng)過幾十年的研究與發(fā)展，但由于組織背景和血液中其它物質(zhì)的干擾、個(gè)體差異等問題還沒有完全解決，目前光學(xué)無創(chuàng)血糖檢測(cè)仍存在較大的測(cè)量誤差，所以至今尚無一款無創(chuàng)血糖儀能夠真正滿足臨床應(yīng)用要求，獲得認(rèn)證批準(zhǔn)[6]。

光學(xué)血糖濃度檢測(cè)通常是將一束光聚焦在人體上，利用傳輸光的強(qiáng)度、相位、偏振角、頻率以及靶區(qū)組織散射系數(shù)等信息都與血糖濃度密切相關(guān)的特點(diǎn)，通過分析這些信息的改變，即可間接測(cè)得血糖濃度。近年來，世界各國(guó)研究人員付出極大努力，嘗試通過光學(xué)方法得到盡可能準(zhǔn)確的血糖濃度值。目前常見的檢測(cè)方法有偏振光旋光法[7-8]、光學(xué)相干斷層成像法[9-12]、近紅外光譜法[13-14]、中紅外光譜法[15-17]、拉曼光譜法[18-19]、熒光光譜法[20-21]、光聲光譜法[22-23]、基于超聲調(diào)制的光信號(hào)技術(shù)[24-26]等。

2 血糖濃度檢測(cè)的光學(xué)方法與研究現(xiàn)狀

2.1 偏振光旋光法

由于葡萄糖具有穩(wěn)定的旋光特性，故當(dāng)一束線偏振光照射葡萄糖溶液時(shí)，透射光仍為線偏振光且偏振方向與原入射方向成一定角度，角度大小與葡萄糖濃度相關(guān)。偏轉(zhuǎn)角由以下公式給出：

(1)

式中，αλ為特征偏轉(zhuǎn)角，α為光學(xué)活性物質(zhì)引起的偏轉(zhuǎn)角，L為光程長(zhǎng)，C為待測(cè)物濃度[8]。眼前房由于光程合適(約1 cm)、散射系數(shù)和去極化系數(shù)小，成為偏振法的最佳測(cè)量部位[7]。

1979年，March等人[27]首次通過測(cè)量眼前房水旋光度估計(jì)葡萄糖水平，發(fā)現(xiàn)偏轉(zhuǎn)角隨房水葡萄糖濃度的增加而變大，且不同波長(zhǎng)光的偏轉(zhuǎn)角度對(duì)葡萄糖濃度敏感性不同。1998年，Chou等人[28]首次報(bào)道了偏振法的在體檢測(cè)結(jié)果，他們利用基于光學(xué)外差法的旋光儀，成功檢測(cè)到兔眼前房水中低于10 mg/dL的葡萄糖水平。隨后，Cameron等人[29]通過直接測(cè)量，發(fā)現(xiàn)新西蘭兔血糖水平與其房水中葡萄糖濃度的平均延遲時(shí)間約為5 min，證明了通過眼前房水間接測(cè)量血糖濃度的可行性。

目前，由人眼運(yùn)動(dòng)引起的實(shí)時(shí)變化的角膜雙折射仍是偏振法測(cè)血糖的主要限制因素。為此研究人員對(duì)旋光法進(jìn)行了深入研究，通過在兔活體中進(jìn)行實(shí)驗(yàn)[30]，證實(shí)使用雙波長(zhǎng)偏振光進(jìn)行測(cè)量可有效降低角膜雙折射引起的噪聲，提高測(cè)量精度?；诖私Y(jié)論，Wan[31]利用雙波長(zhǎng)偏振光測(cè)量前房水中葡萄糖濃度，在兔眼中存在由運(yùn)動(dòng)引起的角膜雙折射情況下，測(cè)量誤差小于25 mg/dL，較為理想地減少了運(yùn)動(dòng)偽影引起的雙折射的影響。王洪[32]提出利用正交雙偏振光測(cè)量血糖濃度的方法，提取出極其微弱的血糖旋光信號(hào)，并進(jìn)行葡萄糖溶液、血清溶液測(cè)量實(shí)驗(yàn)，二者糖濃度預(yù)測(cè)標(biāo)準(zhǔn)差(Standard Deviation,SD)的平均值分別為12.47、20.63 mg/dL，進(jìn)一步提高了測(cè)量精度。此外，Malik等人[33]設(shè)計(jì)的實(shí)時(shí)閉環(huán)雙波長(zhǎng)偏振測(cè)量系統(tǒng)、Grunden等人[34]設(shè)計(jì)的高速雙波長(zhǎng)偏振儀以及余振芳等人[35]提出的結(jié)合激光強(qiáng)度調(diào)制與法拉第偏振矢量調(diào)制的雙調(diào)制法在克服運(yùn)動(dòng)偽影引起的雙折射上效果明顯。另一方面，Phan等人[36]成功開發(fā)了由偏振掃描發(fā)生器(Polarization Scanning Generator，PSG)和高精度斯托克斯偏振儀組成的斯托克斯-米勒矩陣偏振測(cè)量系統(tǒng)。該系統(tǒng)具有極高的旋光度測(cè)量分辨率(分辨率為10-6(°)/mm)，有助于提高偏振法測(cè)量精度。

偏振法對(duì)活體兔血糖濃度預(yù)測(cè)的平均絕對(duì)相對(duì)差(Mean Absolute Relative Difference,MARD)已低至11.66 mg/dL[30]，可見其是一種極具潛力的無創(chuàng)血糖檢測(cè)方法。未來應(yīng)從優(yōu)化測(cè)量系統(tǒng)、改進(jìn)測(cè)量原理以及引進(jìn)校正算法等方面減少甚至消除人眼運(yùn)動(dòng)引起的雙折射對(duì)測(cè)量精度的影響。此外，偏振法一般選擇眼前房作為測(cè)量部位，故還需考慮眼前房水中糖濃度與血糖濃度的延遲時(shí)間以及人眼檢測(cè)的安全性問題。延遲時(shí)間的存在會(huì)導(dǎo)致測(cè)得的血糖濃度并非真正意義上的實(shí)時(shí)數(shù)據(jù)，這對(duì)于需要嚴(yán)格控制血糖濃度的糖尿病患者或重癥監(jiān)護(hù)組(Intensive Care Unit，ICU)患者是極其不利的。

2.2 光學(xué)相干斷層成像法

光學(xué)相干斷層成像(Optical Coherence Tomography,OCT)技術(shù)是低相干干涉技術(shù)、共焦顯微鏡原理和超外差探測(cè)技術(shù)相結(jié)合的產(chǎn)物，具有非侵入、靈敏度和成像分辨率高(微米量級(jí))的特點(diǎn)，可以獲取高分辨率的人體組織結(jié)構(gòu)圖像[37-38]。OCT技術(shù)最早由Huang等人[39]于1991年提出，隨后，該技術(shù)被應(yīng)用于醫(yī)學(xué)成像與診斷中[40]。

OCT 測(cè)量系統(tǒng)主要由邁克爾遜干涉儀組成，目前常用的是光纖式邁克爾遜干涉儀，其結(jié)構(gòu)如圖1所示。光從寬帶光源出射后，由耦合器分為兩路：一路進(jìn)入?yún)⒖急塾煞瓷溏R返回，另一路進(jìn)入樣品臂入射到樣品組織上，經(jīng)后向散射返回。當(dāng)樣品臂與參考臂長(zhǎng)度一致時(shí)，兩束光到達(dá)耦合器后發(fā)生干涉。調(diào)整反射鏡在參考臂上的位置，能夠?qū)崿F(xiàn)對(duì)樣品不同深度的探測(cè)。改變參考臂的長(zhǎng)度，沿樣品深度方向進(jìn)行一次完整的掃描即為一個(gè)A-scan。干涉信號(hào)經(jīng)光電探測(cè)器轉(zhuǎn)換后傳入計(jì)算機(jī)進(jìn)行處理，便可得到組織內(nèi)部圖像[37]。

圖1 光纖式邁克爾遜干涉儀結(jié)構(gòu)示意圖[37] Fig.1 Structural schematic of fiber-optic Michelson interferometer[37]

根據(jù)Lambert-Beer定律，組織內(nèi)部的光衰減為指數(shù)衰減，根據(jù)特定組織層中的光衰減斜率，可計(jì)算出彈道光子衰減系數(shù)。該指數(shù)衰減斜率與彈道光子總衰減系數(shù)(μ=μs+μa，μ為總衰減系數(shù)，μs為散射系數(shù)，μa為吸收系數(shù))成比例，在近紅外波段，皮膚等大多數(shù)生物組織的散射系數(shù)顯著大于吸收系數(shù)，故光衰減斜率與組織散射系數(shù)成比例[41]。血糖濃度的改變會(huì)導(dǎo)致特定組織層散射系數(shù)發(fā)生變化，因此，分析皮膚等組織中OCT信號(hào)斜率的變化，即可預(yù)測(cè)血糖濃度。

實(shí)驗(yàn)已經(jīng)證實(shí)利用OCT技術(shù)能夠檢測(cè)到正常生理范圍內(nèi)的血糖濃度[9-11]。Pretto等人[42]發(fā)現(xiàn)葡萄糖溶液的光衰減系數(shù)與其濃度存在較好的相關(guān)性(決定系數(shù)R2為0.98)。Larin等人[9,11]發(fā)現(xiàn)細(xì)胞間質(zhì)液中葡萄糖濃度每增加10 mg/dL，則組織散射系數(shù)降低了0.12%。此外，通過正常受試者的口服葡萄糖耐量試驗(yàn)(Oral Glucose Tolerance Test,OGTT)，得到實(shí)際血糖濃度每變化10 mg/dL，OCT信號(hào)斜率平均變化1.9%的結(jié)論。Kuranov等人[10]發(fā)現(xiàn)提高OCT掃描的平均A-scan數(shù)，可以降低血糖預(yù)測(cè)誤差。He等人[12]發(fā)現(xiàn)合適的光學(xué)清除劑可以提高OCT信號(hào)與血糖濃度之間的相關(guān)系數(shù)，如50%體積濃度的甘油溶液可以將該值提高7.1%。

與偏振法、近紅外光譜法等測(cè)量方式類似，OCT方法也存在背景干擾問題。蘇亞等人[43]提出一種可最大限度排除皮膚其它層無關(guān)信號(hào)的干擾，得到散射系數(shù)與血糖濃度變化最相關(guān)區(qū)域位置的算法；該研究小組[44]還發(fā)現(xiàn)組織液糖濃度與靜脈血糖濃度的延遲時(shí)間與皮膚深度有關(guān)，皮下區(qū)域越深，延遲時(shí)間越短；測(cè)量應(yīng)選擇700～800 μm深度以下、靠近皮下組織的真皮網(wǎng)狀層區(qū)域。此外，末梢血糖濃度、靜脈血糖濃度與真皮層糖濃度的延遲時(shí)間基本相同。測(cè)量系統(tǒng)的回歸、校正方法也會(huì)影響血糖預(yù)測(cè)模型的準(zhǔn)確性。付磊等[38]發(fā)現(xiàn)在有異常點(diǎn)的情況下，與最小二乘法相比，廣義極大似然估計(jì)(M估計(jì))能有效降低模型的預(yù)測(cè)誤差。在克拉克誤差分析表格中，M估計(jì)表現(xiàn)也更為穩(wěn)健。

OCT信號(hào)強(qiáng)度也與葡萄糖濃度有關(guān)，故除上述測(cè)量原理外，也可根據(jù)以下方法預(yù)測(cè)血糖濃度：對(duì)樣本的一個(gè)區(qū)域進(jìn)行探測(cè)，獲得連續(xù)的A-scan，A-scan中單點(diǎn)信號(hào)強(qiáng)度的變化將改變OCT信號(hào)的自相關(guān)值，不同點(diǎn)的自相關(guān)值會(huì)以不同的速率衰減為零，根據(jù)去相關(guān)時(shí)間即可對(duì)糖濃度進(jìn)行預(yù)測(cè)[45]。Pretto等人[45]通過體外測(cè)量葡萄糖溶液濃度發(fā)現(xiàn)，OCT信號(hào)去相關(guān)時(shí)間與葡萄糖濃度具有較高的相關(guān)性(決定系數(shù)R2為0.85)。此方法的在體研究必須考慮生物組織對(duì)OCT信號(hào)去相關(guān)時(shí)間的影響。

OCT方法可以選擇皮膚特定層作為測(cè)量位置，極大地減少了皮膚表面或深部組織對(duì)信號(hào)的干擾，故OCT技術(shù)在無創(chuàng)血糖檢測(cè)領(lǐng)域表現(xiàn)出良好的發(fā)展前景；但在近紅外波段，OCT在皮膚中的可見深度僅約1 mm，這意味著在大部分情況下，OCT信號(hào)反映的是間質(zhì)液中的糖濃度，因此建立血糖預(yù)測(cè)模型必須考慮間質(zhì)液糖濃度與血糖濃度之間的延遲，這點(diǎn)與偏振法類似；信號(hào)可見深度低也導(dǎo)致目前該方法見報(bào)的在體測(cè)量數(shù)據(jù)較少，且誤差較大，未來可選取嘴內(nèi)唇等皮膚較薄的部位深入開展實(shí)驗(yàn)。在確定最佳測(cè)量深度并建立較準(zhǔn)確的預(yù)測(cè)模型后，檢測(cè)精度勢(shì)必會(huì)不斷提高，該方法也有望在未來無創(chuàng)血糖檢測(cè)領(lǐng)域占據(jù)一席之地。

2.3 近紅外光譜法

近紅外光(750～2 500 nm)譜分析的理論依據(jù)是Lambert-Beer定律：溶液吸收或透過的光強(qiáng)是溶液中吸收物質(zhì)濃度與光通過樣品光程長(zhǎng)的指數(shù)函數(shù)，即：

I=I0×10-εbc，

(2)

由此推導(dǎo)出：

lgI0/I=εbc，

(3)

式中，I0為入射光強(qiáng)，I為出射光強(qiáng)，c為溶液濃度，b為光程長(zhǎng)，ε為消光系數(shù)。

紅外光譜法原理如圖2所示[46]。光進(jìn)入人體組織后被吸收、散射，葡萄糖與體內(nèi)其它成分對(duì)不同波長(zhǎng)近紅外光的吸收與散射強(qiáng)度不同，用不同波長(zhǎng)光照射組織，測(cè)量光的吸收與散射光譜，以Lambert-Beer定律為基礎(chǔ)，利用化學(xué)計(jì)量學(xué)方法進(jìn)行分析，即可得到血糖濃度。近紅外光譜法一般選擇舌、唇、耳垂等血管豐富且皮膚較薄的部位進(jìn)行測(cè)量[47]。

圖2 紅外光譜法原理圖[46] Fig.2 Principle schematic of detection method of infrared spectroscopy[46]

利用近紅外光譜法進(jìn)行血糖濃度測(cè)量已有較多突破性研究成果。Chen等人[48]實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)近紅外合頻波段(2 000～2 500 nm)比第一倍頻波段(1 550～1 850 nm)更適用于無創(chuàng)生化檢測(cè)。Heise等人[49]用近紅外光譜測(cè)量了人體血漿、血漿模擬溶液的血糖濃度，利用偏最小二乘回歸(Partial Least Squares Regression,PLSR)建立預(yù)測(cè)模型，血糖濃度預(yù)測(cè)標(biāo)準(zhǔn)誤差(Standard Errors of Prediction,SEP)分別是20.34 mg/dL和16.02 mg/dL。Maruo等人[13]通過數(shù)值模擬方法建立校準(zhǔn)模型，對(duì)ICU患者和正常受試者進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，ICU患者血糖預(yù)測(cè)值相關(guān)系數(shù)(R)為0.97，SEP為27.18 mg/dL，健康受試者R值為0.71，SEP為28.62 mg/dL。從上述實(shí)驗(yàn)結(jié)果可以看出，體外測(cè)量糖濃度可以得到較精確結(jié)果，但由于生理背景等的干擾，直接對(duì)人體進(jìn)行檢測(cè)的實(shí)驗(yàn)結(jié)果仍無法滿足臨床要求。為此，研究者們從不同角度對(duì)測(cè)量方法進(jìn)行了改進(jìn)。

Yamakoshi等人[50]借鑒脈搏測(cè)血氧原理提出脈搏測(cè)血糖理論，以降低組織背景干擾。Li等人[51-52]提出“動(dòng)態(tài)光譜”法，根據(jù)動(dòng)脈充盈程度對(duì)吸光度的影響，消除背景干擾。陳星旦[53]也根據(jù)短時(shí)間內(nèi)人體背景的物理、化學(xué)參數(shù)保持不變，而血流容積持續(xù)改變的原理，提出與“動(dòng)態(tài)光譜法”相似的“血流容積差光譜相減法”。該方法在短時(shí)間內(nèi)獲取不同血流容積下的近紅外光譜，相減后得到引起容積差部分血液的光譜，以消除背景干擾。該方法要求光譜測(cè)試儀有足夠高的信噪比，以保證從純血液光譜中提取出血糖的吸收信息[53-54]。劉蓉、陳韻等人[46,55]提出“浮動(dòng)基準(zhǔn)”法。在時(shí)間或空間上尋找基準(zhǔn)參考點(diǎn)，該點(diǎn)處吸光度變化量可反映各種干擾因素對(duì)光譜的影響，而與血糖濃度變化無關(guān)，通過參考基準(zhǔn)點(diǎn)實(shí)現(xiàn)對(duì)光譜的修正。該方法的難點(diǎn)在于如何尋找“浮動(dòng)基準(zhǔn)點(diǎn)”的位置。Ramasahayam等人[14]利用基于神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)的自適應(yīng)噪聲抵消來減少運(yùn)動(dòng)偽影的影響。其在現(xiàn)場(chǎng)可編程門陣列(Field Programmable Gate Array,FPGA)上實(shí)現(xiàn)了基于人工神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)(Artificial Neural Network,ANN)的預(yù)測(cè)模型，處理采集于人體的光電容積描記法(Photoplethysmography，PPG)數(shù)據(jù)，效果較為明顯。上述方法都較好地減少了背景的干擾，但在實(shí)際應(yīng)用上仍存在一定的限制性。

目前，近紅外光吸收、散射等理論已經(jīng)在生物醫(yī)學(xué)分析中得到廣泛應(yīng)用，對(duì)葡萄糖溶液、血清溶液等糖濃度的預(yù)測(cè)實(shí)驗(yàn)也得到較高的測(cè)量精度。近紅外光較大的穿透深度和較強(qiáng)的光譜特性也使其能夠應(yīng)用于人體無創(chuàng)血糖檢測(cè)，但血液中其它物質(zhì)、人體組織背景以及體溫變化、測(cè)量時(shí)接觸壓力等的干擾都會(huì)影響紅外光譜，進(jìn)而影響校正模型準(zhǔn)確性與測(cè)量精度，最終導(dǎo)致測(cè)量穩(wěn)定性低、可重復(fù)性差。如何排除干擾、獲取高質(zhì)量的有效信號(hào)，是未來研究中亟需解決的問題。

2.4 中紅外光譜法

中紅外光(2 500～25 000 nm)譜法血糖測(cè)量原理與近紅外光譜法基本相同。由于水的強(qiáng)烈吸收，中紅外光很難穿透皮膚進(jìn)入內(nèi)部組織，光譜采集較為困難[15]，但利用中紅外光譜測(cè)量血糖濃度仍具有可行性[56]。這是因?yàn)槠咸烟菍?duì)中紅外光的吸收受其它物質(zhì)干擾較小，吸收峰窄，信息提取較容易，且中紅外波段存在對(duì)葡萄糖濃度不敏感的波長(zhǎng)[16]，衰減全反射傅立葉變換紅外光譜(Attenuated Total Reflection Fourier Transform Infrared Spectroscopy，ATR-FTIR spectroscopy)如圖3所示。故可利用多波長(zhǎng)光進(jìn)行血糖濃度檢測(cè)。

圖3 通過ATR-FTIR獲得的40～400 mg/dL葡萄糖溶液中紅外光譜圖[16] Fig.3 Mid-infrared spectra for nine aqueous glucose concentrations between 40 and 400 mg/dL obtained by ATR-FTIR spectroscopy[16]

CO2激光結(jié)合ATR技術(shù)，可以在一定程度上克服水等物質(zhì)的背景干擾，對(duì)葡萄糖進(jìn)行靈敏的光譜識(shí)別。Mendelson等人[15]利用中紅外ATR技術(shù)檢測(cè)全血中葡萄糖濃度，血糖濃度SEP約為22.2 mg/dL。Yu等人[17]利用中紅外波長(zhǎng)可調(diào)諧激光器，結(jié)合ATR技術(shù)，通過實(shí)驗(yàn)測(cè)得葡萄糖溶液濃度SEP為3.5 mg/dL。Kino等人[57]利用ATR光譜，結(jié)合棱鏡多次反射增強(qiáng)測(cè)量靈敏度，測(cè)得人體嘴內(nèi)唇間質(zhì)液中葡萄糖濃度誤差(與血液采樣分析值相比)小于20%。Liakat等人[58]采集3名健康受試者手掌處的中紅外光譜圖，利用PLSR和衍生光譜技術(shù)精確預(yù)測(cè)了濃度在75～160 mg/dL之間的血糖水平。在給定最佳校準(zhǔn)集的情況下，預(yù)測(cè)值的平均誤差僅比商業(yè)電化學(xué)儀高2%，實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖4所示。

圖4 受試者手掌散射光譜圖(a)及預(yù)測(cè)血糖濃度曲線與預(yù)期血糖濃度曲線對(duì)比(b)[58] Fig.4 Spectra of backscattered light from the palm of a human subject(a); comparison between the predicted and the expected blood glucose concentrations(b)[58]

可以看出，中紅外光譜法在血糖檢測(cè)領(lǐng)域中有著巨大的應(yīng)用潛力，Liakat等人[58]的實(shí)驗(yàn)測(cè)量誤差已經(jīng)接近商用電化學(xué)分析儀，但測(cè)量的可重復(fù)性還需進(jìn)一步驗(yàn)證。目前中紅外光譜法也存在一些問題：在中紅外波段，葡萄糖產(chǎn)生的吸收信號(hào)非常微弱，從測(cè)量信號(hào)中提取出與血糖相關(guān)的信息較困難；此外中紅外光譜法也存在與2.3節(jié)中所述近紅外光譜法類似的問題。量子級(jí)聯(lián)激光器(Quantum Cascade Lasers，QCL)可提供比FTIR功率更高的激光，且造價(jià)更低、體積更小，能夠提高葡萄糖對(duì)中紅外光信號(hào)的吸收強(qiáng)度，未來可將其應(yīng)用于血糖無創(chuàng)檢測(cè)中，Yoshioka等人[59]的實(shí)驗(yàn)也證實(shí)了QCL在體外葡萄糖溶液與人體實(shí)驗(yàn)中代替FTIR的可行性。

2.5 拉曼光譜法

拉曼光譜法測(cè)血糖濃度基于拉曼散射現(xiàn)象。光穿過透明介質(zhì)后散射光頻率發(fā)生變化。波長(zhǎng)范圍從可見光到中紅外光的激光束入射透明介質(zhì)后，可以收集到發(fā)生頻移的拉曼譜線，通過分析得到的光譜可對(duì)葡萄糖含量進(jìn)行定量分析[60]。拉曼光譜法有兩方面優(yōu)勢(shì)：一是水的拉曼散射很弱，故該方法適用于生物樣品水溶液檢測(cè)；二是光譜譜峰清晰尖銳，易于分析處理[35]。拉曼光譜法的主要局限是葡萄糖的拉曼散射信號(hào)非常微弱，容易受到干擾，且利用拉曼光譜高精度定量分析葡萄糖溶液濃度時(shí)，必須考慮光譜重疊問題，因此光譜數(shù)據(jù)的處理與校正算法的選取非常重要。

Enejder等人[19]對(duì)17名健康受試者進(jìn)行OGTT實(shí)驗(yàn)，在前臂處采集到461幅拉曼光譜圖，利用PLSR校準(zhǔn)，并進(jìn)行一次性交叉驗(yàn)證，與參考血糖濃度相比，預(yù)測(cè)濃度的平均絕對(duì)誤差(Mean Absolute Errors,MAE)為7.8%±1.8%，R2為0.83±0.10，證明了拉曼光譜用于血糖濃度檢測(cè)的可行性。同時(shí)，PLSR校準(zhǔn)在處理拉曼光譜數(shù)據(jù)上表現(xiàn)出更大的優(yōu)勢(shì)。Goetz等人[18]利用514.5 nm氬激光拉曼光譜儀，結(jié)合PLSR校準(zhǔn)，測(cè)定了葡萄糖、乳酸和尿素混合溶液濃度，其中葡萄糖濃度SD為20.71 mg/dL。另外Shih等人[61]的實(shí)驗(yàn)結(jié)果也證明了PLSR校準(zhǔn)在拉曼光譜法中的適用性。

人體其它內(nèi)源拉曼活性成分和熒光團(tuán)對(duì)光譜的干擾也是拉曼光譜法預(yù)測(cè)血糖濃度的一項(xiàng)挑戰(zhàn)[62]，這就對(duì)光譜數(shù)據(jù)處理和校正算法提出了很高的要求。另外，由于蛋白質(zhì)分子產(chǎn)生的熒光信號(hào)強(qiáng)度等于甚至大于拉曼信號(hào)強(qiáng)度，因此該方法的最佳測(cè)量部位是眼前房。受眼睛安全照射約束，入射光較微弱，能檢測(cè)到的信號(hào)更加微弱，故目前該方法對(duì)離體組織的研究成果較多，但尚未應(yīng)用于臨床。有研究者利用拉曼共聚焦顯微技術(shù)分析眼睛前房水中葡萄糖濃度，獲得了較高的精度，但臨床應(yīng)用的安全性仍需進(jìn)行評(píng)估[47]。

2.6 熒光光譜法

血液中存在大量能發(fā)射熒光的基團(tuán)，當(dāng)這些基團(tuán)處于激發(fā)態(tài)時(shí)，可通過輻射弛豫發(fā)射熒光，血糖濃度不同的血樣，經(jīng)激發(fā)產(chǎn)生的熒光強(qiáng)度與波長(zhǎng)均有差異。熒光強(qiáng)度F由公式(4)給出[63]：

F=IAφFZ，

(4)

式(4)中，F(xiàn)為熒光強(qiáng)度，IA為激發(fā)態(tài)初始分布，φF為量子產(chǎn)率，Z為儀器因子。根據(jù)Lambert-Beer定律有，

F=ZφFI0×10εbc,

(5)

式(5)中，I0為入射光強(qiáng)，ε為消光系數(shù)，b為光程長(zhǎng)，c為葡萄糖濃度。

Russell等人[20]在體外進(jìn)行了葡萄糖濃度對(duì)異硫氰酸熒光素(Fluorescein Isothiocyanate，F(xiàn)ITC)葡聚糖熒光強(qiáng)度的影響實(shí)驗(yàn)，四甲基羅丹明異硫氰酸酯伴刀豆球蛋白A(Tetramethylrhodamine Isothiocyanate Concanavalin A，TRITC-Con A)與FITC葡聚糖質(zhì)量比為500∶5時(shí)，可以檢測(cè)到最佳熒光變化。凌明勝等人[63]用365 nm光激發(fā)樣品，測(cè)得不同血糖濃度血清和全血的熒光光譜，得到二者血糖濃度與特征峰強(qiáng)度間的擬合曲線。結(jié)果表明，光激發(fā)全血時(shí)，主要有720 nm和730 nm兩個(gè)熒光特征峰；在730 nm附近，血清中葡萄糖特征峰強(qiáng)度隨葡萄糖濃度的增加而增加。

上述實(shí)驗(yàn)表明，熒光光譜法用于血糖濃度檢測(cè)具有一定的可行性，但血液中熒光物質(zhì)的豐富性也造成血糖濃度分析的復(fù)雜性，而且皮膚顏色和表皮層厚度也會(huì)對(duì)熒光光譜產(chǎn)生影響。目前利用熒光光譜法檢測(cè)血糖濃度時(shí)，更多的是通過傳感器體外測(cè)量[64-65]或體內(nèi)植入傳感器[66-67]對(duì)血糖水平進(jìn)行評(píng)估，未來若要利用熒光光譜法實(shí)現(xiàn)無創(chuàng)的血糖測(cè)量，激發(fā)光波長(zhǎng)的選取、高靈敏度的熒光識(shí)別與檢測(cè)技術(shù)以及完善的光譜處理方法至關(guān)重要。

2.7 光聲光譜法

光聲光譜法基于光致超聲現(xiàn)象與熱彈性機(jī)制，其原理是：?jiǎn)紊庹丈淦つw后，由于體液對(duì)光的吸收，照射區(qū)域會(huì)有一段時(shí)間的加熱過程，期間熱量擴(kuò)散產(chǎn)生超聲壓力波，壓力波峰峰值與血糖濃度相關(guān)，據(jù)此可測(cè)得血糖濃度[68]。光聲過程中產(chǎn)生的超聲壓力值可通過以下波動(dòng)方程描述[69]：

(6)

式(6)中，v為介質(zhì)中聲速，p(r,t)為聲壓，α為光吸收系數(shù)，β為體積熱膨脹系數(shù)，Cp為比熱容，I為激光強(qiáng)度。

對(duì)于弱吸收樣品，可通過以下等式描述峰值壓力P[70-71]：

(7)

式(7)中,k為系統(tǒng)常數(shù)，n為1到2之間的常數(shù)，取決于具體實(shí)驗(yàn)條件，E0為入射激光脈沖能量。

光聲光譜法常見的測(cè)量系統(tǒng)如圖5所示，將激光聚焦到樣本上，由壓電換能器檢測(cè)產(chǎn)生的熱彈性聲波，使用數(shù)字示波器放大并記錄光聲信號(hào)，最后由計(jì)算機(jī)進(jìn)行數(shù)據(jù)處理[23]。

圖5 光聲光譜法系統(tǒng)示意圖[23] Fig.5 Schematic of photoacoustic spectroscopy system[23]

光聲光譜法能夠消除傳統(tǒng)光學(xué)測(cè)量中反射、散射帶來的干擾，在物理、化學(xué)和材料等領(lǐng)域得到廣泛應(yīng)用，該方法在血糖檢測(cè)領(lǐng)域也已經(jīng)有一些報(bào)道。Namita等人[72]發(fā)現(xiàn)光聲信號(hào)隨馬全血中血糖濃度的增加而線性增強(qiáng)，驗(yàn)證了光聲光譜法定量測(cè)量血糖濃度的可行性。利用光聲光譜法測(cè)血糖濃度時(shí)，激發(fā)光波長(zhǎng)的選擇靈活性較大。石小巍等人[73]進(jìn)行了葡萄糖溶液對(duì)800～1 100 nm波段近紅外光吸收強(qiáng)弱的實(shí)驗(yàn)，發(fā)現(xiàn)在970 nm波長(zhǎng)處得到的聲壓信號(hào)最強(qiáng)。Ren等人[22]通過實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)在1 300～2 300 nm激光波段中，1 410 nm和1 510 nm波長(zhǎng)光對(duì)葡萄糖溶液濃度的預(yù)測(cè)效果要明顯優(yōu)于其它波長(zhǎng)。Pai等人[74]利用光聲光譜技術(shù)測(cè)量正常志愿者(通過OGTT實(shí)驗(yàn)或進(jìn)食改變血糖濃度)的血糖濃度，與標(biāo)準(zhǔn)血糖儀測(cè)得的參考值相比，平均絕對(duì)差(Mean Absolute Difference,MAD)為15.27 mg/dL。另外，校正算法的選取與優(yōu)化也對(duì)光聲光譜法的檢測(cè)結(jié)果有較大影響。Ren等人[75]用波長(zhǎng)為532 nm的激光照射置于比色杯的葡萄糖溶液，利用一種改進(jìn)的小波閾值函數(shù)，結(jié)合平移不變算法(Translation-Invariant Algorithm)，獲得了更加平滑的葡萄糖光聲光譜圖，與多諾霍軟閾值函數(shù)去噪(Donoho′s Soft-Threshold Function Denoise)法相比，信噪比從27.365 8提高到44.706 0，均方根誤差(Root Mean Square Error,RMSE)從0.272降低到0.017。

與血糖濃度波動(dòng)引起的信號(hào)變化相比，人體血液循環(huán)、體溫變化等因素會(huì)帶來更強(qiáng)的壓力波信號(hào)。提高激光激發(fā)功率，光聲信號(hào)強(qiáng)度會(huì)隨之增強(qiáng)[76]，可在一定程度上降低背景干擾，但過高的激光強(qiáng)度會(huì)對(duì)人體產(chǎn)生刺激、灼傷等副作用。因此，未來的研究重點(diǎn)是探尋更合適的激光光源、校正算法以消除環(huán)境、組織等背景干擾，保證血糖測(cè)量的靈敏度和可重復(fù)性。

2.8 基于超聲調(diào)制的光信號(hào)技術(shù)法

超聲調(diào)制光學(xué)成像(Ultrasound-Modulated Optical Tomography)技術(shù)利用超聲波對(duì)組織內(nèi)穿過局域超聲場(chǎng)的散射光進(jìn)行調(diào)制，檢測(cè)散射光中的調(diào)制成分，可推斷超聲區(qū)域組織的光學(xué)和超聲性質(zhì)。利用超聲場(chǎng)對(duì)組織進(jìn)行整體掃描，數(shù)據(jù)分析重建后即可得到生物組織光學(xué)和超聲響應(yīng)的成像圖[77]，利用這些信息可對(duì)血糖濃度進(jìn)行預(yù)測(cè)。

陶曾等人[24]研究了超聲調(diào)制光信號(hào)與渾濁介質(zhì)中葡萄糖濃度的關(guān)系。結(jié)果表明，超聲調(diào)制的光信號(hào)可以靈敏地反映出渾濁介質(zhì)中葡萄糖濃度的微小變化；與在散射介質(zhì)中相比，光信號(hào)在吸收介質(zhì)中對(duì)葡萄糖濃度的變化更靈敏。目前超聲調(diào)制的光信號(hào)技術(shù)法在體外與體內(nèi)實(shí)驗(yàn)中都達(dá)到較高的測(cè)量精度。Srivastava等人[25]利用調(diào)制超聲結(jié)合紅外光譜檢測(cè)正常志愿者與糖尿病患者血清溶液葡萄糖濃度，實(shí)驗(yàn)測(cè)得兩者血清溶液的糖濃度最小誤差分別為2.77%、6.70%。在此基礎(chǔ)上，該研究小組的Chowdhury等人[26]利用上述方法分別對(duì)30名正常志愿者(接受OGTT實(shí)驗(yàn))、30名志愿者(包括18名正常志愿者、7名糖尿病前期患者以及5名糖尿病患者)進(jìn)行在體隨機(jī)血糖預(yù)測(cè)實(shí)驗(yàn)，并分別與血糖參考值進(jìn)行比較，獲得的血糖濃度預(yù)測(cè)效果較好(預(yù)測(cè)血糖濃度MAE分別為15.92 mg/dL、17.76 mg/dL，相關(guān)系數(shù)分別為0.76、0.85)。

實(shí)際測(cè)量中，測(cè)量部位的形狀和大小、運(yùn)動(dòng)偽影、儀器漂移、皮膚色素、生理參數(shù)(血壓、心率、體溫等)的改變以及環(huán)境的變化等都會(huì)對(duì)檢測(cè)結(jié)果產(chǎn)生影響[26]。目前利用該方法測(cè)量血糖濃度更多的是體外實(shí)驗(yàn)的形式，其需要解決以下問題：易受溫度干擾，光穿透深度較淺，成像質(zhì)量較低等[24]。

3 研究展望

測(cè)量精度不足、測(cè)量可重復(fù)性低是目前光學(xué)方法無創(chuàng)血糖檢測(cè)最主要的問題。為解決這些問題，國(guó)內(nèi)外研究小組在完善基礎(chǔ)理論與方法、設(shè)計(jì)實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)和處理數(shù)據(jù)等方面進(jìn)行了大量研究。表1列出了利用前文所述部分方法檢測(cè)血糖濃度可達(dá)到的精度。未來，要繼續(xù)提高測(cè)量精度，實(shí)現(xiàn)臨床應(yīng)用，并制成低成本的無創(chuàng)血糖檢測(cè)設(shè)備，重點(diǎn)應(yīng)把握以下4個(gè)方面。

表1 光學(xué)無創(chuàng)血糖濃度檢測(cè)的精度

Note 1:Minimum prediction uncertainty is 17.00 mg/dL; Note 2:MAE of blood glucose is 7.8%±1.8%.

(1)提高測(cè)量系統(tǒng)信噪比。血糖濃度變化引起光譜信號(hào)的起伏極其微弱，檢測(cè)系統(tǒng)必須具有高信噪比，才可以使檢測(cè)結(jié)果滿足日常血糖監(jiān)測(cè)或臨床診斷中要求的精度。未來研究應(yīng)從提高入射激光強(qiáng)度、提高分光系統(tǒng)效率以及抑制儀器漂移等方面切入，有效的辦法是光源采用QCL或可調(diào)諧半導(dǎo)體激光器。采用可調(diào)諧半導(dǎo)體激光器后，光譜寬度只有幾十納米(合頻)或幾十波數(shù)(基頻)，可極大地提高測(cè)量精度[47]。

(2)消除背景干擾。人體生理背景復(fù)雜、易變，直接測(cè)量得到的光譜很難真實(shí)反映血糖濃度的變化[54]。前文提到的“動(dòng)態(tài)光譜法”、“血流容積差光譜相減法”和“浮動(dòng)基準(zhǔn)法”等方法，都是利用分時(shí)對(duì)比的方式消除背景干擾，一定程度上降低了測(cè)量誤差。未來隨著光譜分析在生化檢測(cè)領(lǐng)域更深入的發(fā)展，在目前的研究基礎(chǔ)上，可嘗試將人體內(nèi)膽固醇、甘油三酯等微量成分的檢測(cè)一并納入到無創(chuàng)檢測(cè)中。這樣，既可將無創(chuàng)檢測(cè)技術(shù)推廣應(yīng)用于人體其它成分的檢測(cè)，同時(shí)也間接“消除”了生理背景中其它微量成分對(duì)血糖濃度測(cè)量的干擾。

(3)確定測(cè)量部位。人體不同部位皮膚組織存在差異。目前，眼前房、耳垂、臉頰、舌、前臂、手指等部位都有見報(bào)的血糖檢測(cè)實(shí)驗(yàn)，但臨床上必須解決測(cè)量可行性和安全性問題。如旋光法和拉曼光譜法一般選擇眼前房或視網(wǎng)膜作為測(cè)量部位，此時(shí)應(yīng)考慮測(cè)量時(shí)光照對(duì)人眼可能產(chǎn)生的影響，在測(cè)量精度與入射光強(qiáng)之間找到一個(gè)平衡點(diǎn)。

(4)建立更普適的校正模型。測(cè)量中儀器的能量漂移、測(cè)量對(duì)象的個(gè)體差異、測(cè)頭與被測(cè)部位接觸壓力的變化等都會(huì)引起遠(yuǎn)大于由血糖濃度改變引起的光譜變化[54]。另外，OCT、中紅外光等對(duì)皮膚的穿透深度非常小，實(shí)驗(yàn)得到的圖像、光譜通常反應(yīng)的是間質(zhì)液中的葡萄糖水平。光學(xué)檢測(cè)方法的研究想要更進(jìn)一步，必須優(yōu)化計(jì)量分析方法，建立更完善普適的校正模型，消除上述不利影響。光譜分析中主要校正方法有：多元線性回歸(Multiple Linear Regression,MLR)、主成分回歸(Principle Component Regression,PCR)、PLSR、ANN、支持向量機(jī)(Support Vector Machine,SVM)、拓?fù)?Topological)等。隨著計(jì)算機(jī)技術(shù)、校正理論以及計(jì)量學(xué)的不斷發(fā)展，光學(xué)無創(chuàng)血糖檢測(cè)技術(shù)也會(huì)日漸成熟。

4 結(jié)束語

光學(xué)無創(chuàng)血糖檢測(cè)技術(shù)在降低檢測(cè)成本、減少患者采血痛苦、提高糖尿病患者生存質(zhì)量方面具有重要意義，目前相關(guān)研究表明，實(shí)現(xiàn)臨床意義上的光學(xué)無創(chuàng)檢測(cè)是可行的。除測(cè)量精度高以外，未來真正適用于個(gè)人血糖監(jiān)測(cè)的無創(chuàng)血糖儀還應(yīng)具備以下特點(diǎn)：(1)攜帶方便；(2)測(cè)量迅速；(3)副作用較??；(4)成本較低?；仡檸资陙砉鈱W(xué)無創(chuàng)血糖檢測(cè)技術(shù)的發(fā)展，無論是理論研究，還是相關(guān)實(shí)驗(yàn)，成果都頗豐，但要真正實(shí)現(xiàn)其臨床應(yīng)用并制成便攜的無創(chuàng)血糖儀，任重道遠(yuǎn)。近年來研究者將目光更多地集中在光與組織相互作用的原理、高質(zhì)量光信息的收集以及光譜、圖像數(shù)據(jù)處理方面。隨著檢測(cè)精度的不斷提升，相信未來光學(xué)無創(chuàng)血糖檢測(cè)技術(shù)勢(shì)必得到真正普及。