光學無創血糖濃度檢測技術

光學血糖濃度檢測通常是將一束光聚焦在人體上，利用傳輸光的強度、相位、偏振角、頻率以及靶區組織散射系數等信息都與血糖濃度密切相關的特點，通過分析這些信息的改變，即可問接測得血糖濃度。近年來，世界各國研究人員付出極大努力，嘗試通過光學方法得到盡可能準確的血糖濃度值。目前常見的檢測方法有偏振光旋光法、光學相干斷層成像法、近紅外光譜法、中紅外光譜法、拉曼光譜法、熒光光譜法、光聲光譜法、基于超聲調制的光信號技術等。

1 偏振光旋光法

葡萄糖是一種光學活性物質，具有穩定的偏光特性。當光穿過葡萄糖時，偏振平面會偏轉一定的角度，這一特性與葡萄糖濃度相關聯，可以用來預測血糖濃度。圖 1.1 為旋光法示意圖。分子對左旋和右旋偏振光的折射率各不同，使用偏振光照射樣品，通過光經過樣品后光偏振方向的變化可以間接測量待測樣品的濃度。旋光度可由公式(1.1)表示

(1.1)

式中為波長為下的旋光系數，l為光程，c為溶液濃度。通過檢測特定波長偏振光經人體組織后的旋光度，可以計算組織中葡萄糖的含量。

2 光學相干斷層成像法

光學相干斷層成像(Optical Coherence Tomography，OCT)技術。測量系統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，其結構如圖2.1所示。光從寬帶光源出射后，由耦合器分為兩路：一路進入參考臂由反射鏡返回，另一路進入樣品臂入射到樣品組織上，經后向散射返回。當樣品臂與參考臂長度一致時，兩束光到達耦合器后發生干涉。調整反射鏡在參考臂上的位置，能夠實現對樣品不同深度的探測。改變參考臂的長度，沿樣品深度方向進行一次完整的掃描即為一個A.scan。干涉信號經光電探測器轉換后傳人計算機進行處理，便可得到組織內部圖像。

圖2.1 光纖干涉測量示意圖

根據Lambert-Beer定律，組織內部的光衰減為指數衰減，根據特定組織層中的光衰減斜率，可計算出彈道光子衰減系數。該指數衰減斜率與彈道光子總衰減系數( , 為總的衰減系數，散射系數，為吸收系數)成比例，在近紅外波段，皮膚等大多數生物組織的散射系數顯著大于吸收系數，故光衰減斜率與組織散射系數成比例。血糖濃度的改變會導致特定組織層散射系數發生變化，因此，分析皮膚等組織中OCT信號斜率的變化，即可預測血糖濃度。

3 近紅外光譜法

近紅外光(750～2500 nm)譜分析的理論依據是Lambert-Beer定律：溶液吸收或透過的光強是溶液中吸收物質濃度與光通過樣品光程長的指數函數，即：

??????? （3.1）

由此推導出：

????????? （3.2）

式中，為入射光強，為出射光強，c為溶液濃度，b為光程長，為消光系數。

紅外光譜法原理如圖2所示。光照射到身體某一部位來估計深度為ｌ-１００ｍｍ 組織內的血糖濃度，被吸收、散射，葡萄糖與體內其它成分對不同波長近紅外光的吸收與散射強度不同，用不同波長光照射組織，測量光的吸收與散射光譜，以Lambert-Beer定律為基礎，利用化學計量學方法進行分析，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行測量

?

圖3.1 紅外光譜法原理示意圖

目前，近紅外光吸收、散射等理論已經在生物醫學分析中得到廣泛應用，對葡萄糖溶液、血清溶液等糖濃度的預測實驗也得到較高的測量精度。近紅外光較大的穿透深度和較強的光譜特性也使其能夠應用于人體無創血糖檢測，但血液中其它物質、人體組織背景以及體溫變化、測量時接觸壓力等的干擾都會影響紅外光譜，進而影響校正模型準確性與測量精度，最終導致測量穩定性低、可重復性差。如何排除干擾、獲取高質量的有效信號，是未來研究中亟需解決的問題

人體血液中的糖類主要由葡萄糖構成，其化學分子式為，包含多個能被近紅外光吸收的羥基 O-H和甲基 C-H官能團。由葡萄糖分子的近紅外光譜特征分析中知道葡萄糖分子在 900~1200nm 對紅外光有二階倍頻吸收，在1400~1800nm 對紅外光有一階倍頻吸收；水的強吸收區域是 1440~1470nm 和960nm 。由于組織中的其他成分（血紅蛋白、水等）也包含能夠被近紅外光吸收的含氫基團，因而首先需避開水分子的吸收區域。可以發現在葡萄糖分子1400~1800nm 可吸收范圍內，只有在 1440~1470nm 波長區間水分子存在強吸收峰值，而此區域蛋白質與脂肪都不存在吸收峰。可以初步選擇 1500~1700nm 作為檢測波長范圍

表3.1 血液與組織液各物質的紅外吸收峰值

4 中紅外光譜法

中紅外光譜是指波長在 2500nm-10000nm 范圍內的光譜，它利用與近紅外光譜相同的物理原理進行血糖濃度檢測。中紅外光譜帶寬較寬且其強度較弱，由于水分和其他血液成分的吸收，中紅外光譜帶的穿透性較差，因為在人體皮膚情形下，光只能穿透幾微米內的 皮膚。通常只有在血液分析中采用衰減全反射方法時才能使用中紅外光譜法。

5 熒光光譜法

血液中含有大量能發射熒光的基團，這些熒光基團可以通過光源的激發而產生熒光。當采用特定頻率的紫外光照射到生物組織上時，組織的吸收會激發特定波長的熒光。由于熒光光譜與激發光源的波長無關，只與熒光物質本身的特性相關，因此可以利用熒光光譜對血糖濃度進行定量分析圖5.1 為葡萄糖熒光圖。當波長為 308nm 的紫外光照射葡萄糖溶液時，會激發光波長分別為 340nm、380nm和 400nm 的熒光，波長為 380nm 的光光強最大，且熒光光譜的強度與葡萄糖溶液的濃度相關。

熒光光譜法用于血糖濃度檢測具有一定的可行性，但血液中熒光物質的豐富性也造成血糖濃度分析的復雜性，而且皮膚顏色和表皮層厚度也會對熒光光譜產生影響。

圖5.1 為葡萄糖熒光圖

6光聲光譜法

光聲光譜法（Photoacoustic spectroscopy）基于光致超聲現象與熱彈性機制，其原理是：用一束脈寬滿足熱限制 (~us)與壓力限制(~100ns)的短脈沖激光照射到組織體中,組織體吸收光能量引起溫升與熱彈性膨脹,擠壓周圍的組織體,從而產生外傳的本地超聲壓力波,即光致超聲波 。壓力波峰峰值與血糖濃度相關，據此可測得血糖濃度。

光聲光譜法常見的測量系統如圖6.1所示，將激光聚焦到樣本上，由壓電換能器檢測產生的熱彈性聲波，使用數字示波器放大并記錄光聲信號，最后由計算機進行數據處理。由于水具有較弱的光聲響應，與傳統的光譜法相比，光聲光譜法法具有更高的靈敏性，且可采用波長范圍從紫外波段到近紅外波段的激光作為光源。但是，此方法對接觸壓力和溫度等環境因素的變化非常敏感，也會受背景噪聲和生物組織內其他化學成分的干擾。

圖6.1 光聲光譜法系統示意圖

7 拉曼光譜法

拉曼光譜法的檢測原理為當光照射到透明物體時，被分子散射的光頻率會發生改變，散射光表現出不同的波長，這種現象叫做拉曼效應。拉曼光譜分析法通過測量入射光頻率與散射光頻率的差異，也就是拉曼位移，來分析分子的振動和轉動，再與葡萄糖分子的化學結構相關聯，從而達到對血糖濃度進行定量分析的目的，拉曼光譜位能圖如圖 1-9 所示。

圖7.1 拉曼光譜能級圖

拉曼光譜法有兩方面優勢：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；二是光譜譜峰清晰尖銳，易于分析處理。拉曼光譜法的主要局限是葡萄糖的拉曼散射信號非常微弱，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，必須考慮光譜重疊問題，因此光譜數據的處理與校正算法的選取非常重要。

8 對比總結

光學無創血糖檢技術在降低檢測成本、減少患者采血痛苦、提高糖尿病患者生存質量方面具有重要意義，目前相關研究表明，實現臨床意義上的光學無創檢測是可行的。除測量精度高以外，未來真正適用于個人血糖監測的無創血糖儀還應具備以下特點：(1)攜帶方便；(2)測量迅速；(3)副作用較??；(4)成本較低?；仡檸资陙砉鈱W無創血糖檢測技術的發展，無論是理論研究，還是相關實驗，成果都頗豐，但要真正實現其臨床應用并制成便攜的無創血糖儀，任重道遠。不同的方法的優缺點不同，集中常見的光學無創血糖檢測方法比較如下表8.1所示。

表8.1 幾種光學無創血糖檢測技術的比較