Systemy monitorowania stężenia glukozy

Sama choroba jest tak stara, jak stary jest świat. Pierwsze wzmianki pochodzą bowiem z Egiptu z około 1500 lat p.n.e. O pacjentach z objawami ciągłego pragnienia, nadmiernego oddawania moczu i utraty masy ciała wspominał także grecki lekarz Aretaeus z Kapadocji (130‑200 n.e.), któremu choroba ta zawdzięcza także swoją nazwę diabetes. Szczegółowe cechy kliniczne i powikłania oraz postęp choroby przytacza również w swych zapiskach arabski lekarz Avicenna (980‑1037 n.e.).

Przez długie lata nie wiązano jednak obserwowanych objawów z wysokim poziomem cukru we krwi. Dopiero w roku 1674 angielski lekarz T. Willis (1621‑1675) opisał w jednej ze swych prac, że „mocz chorych jest zadziwiająco słodki”, zaś niecałe sto lat później lekarz i fizjolog eksperymentalny M. Dobson (1732‑1784) odkrył przyczynę tego stanu rzeczy – stwierdził on, że „nerki pacjentów wydzielają do moczu cukier, który pochodzi z krwi”. Związek ten został poparty doświadczalnie w 1838 roku, kiedy to G. O. Rees (1813‑1889) – lekarz z Guy’s Hospital w Londynie wyizolował cukier z surowicy krwi pacjenta z cukrzycą.

Czy “cukier krzepi”[*] to faktycznie tylko reklamowy slogan?

Węglowodany (CHO) są podstawowym źródłem energetycznym, pokrywającym od 50 do 60% zapotrzebowania energetycznego człowieka, szczególnie istotnego w czasie wzmożonego wysiłku fizycznego. Metabolizm 1 g glukozy dostarcza bowiem organizmowi 4 kcal energii oraz szeregu produktów pośrednich, wykorzystywanych m.in. w syntezie aminokwasów i lipidów.

Zapas CHO w organizmie jest mały, gdyż stanowią one mniej niż 1% zmagazynowanej energii i dlatego wymagają ciągłego uzupełniania. Dla zdrowej osoby o zapotrzebowaniu kalorycznym 2500 kcal/dobę, dzienna podaż CHO powinna utrzymywać się na poziomie 300‑400 gramów.

Dostarczanie ich w diecie jest szczególnie istotne, gdyż w organizmie człowieka obok komórek insulinowrażliwych (mięśnie szkieletowe, tkanka tłuszczowa), w których insulina wzmaga wychwyt glukozy, stymulując przemieszczanie transporterów umożliwiających jej wejście do wnętrza komórki, współistnieją komórki insulinoniewrażliwe, w których wychwyt glukozy nie zależy od poziomu insuliny. Są to:

komórki całkowicie lub prawie całkowicie pozbawione mitochondriów, w których energia (ATP) powstaje wyłącznie na drodze glikolizy lub glikogenolizy; należą do nich m.in. erytrocyty, leukocyty (szpik kostny), przezierne tkanki oka, rdzeń nerki, ziarnina gojącej się rany;
komórki w znacznym stopniu zależne od glukozy, np. mózg, który może także czerpać energię z metabolizmu ciał ketonowych oraz mleczanów.

Metabolizm glukozy – równowaga hormonów

Węglowodany, jako element codziennej diety są dostarczane do organizmu człowieka w postaci:

monosacharydów (glukozy, fruktozy, galaktozy);
disacharydów (sacharozy, maltozy, laktozy);
oligosacharydów (maltodekstryn);
polisacharydów (skrobi, błonnika).

W procesie metabolizmu ustrojowego CHO z diety są trawione w trzewiach przez amylazy i izoamylazy do disacharydów, a następnie w rąbku szczoteczkowym enterocytów do heksoz, po czym podlegają wchłanianiu do krążenia wrotnego wątroby, skąd część glukozy jest uwalniana do krwioobiegu, jako bezpośredni materiał energetyczny, a reszta – magazynowana w postaci glikogenu (około 25% w wątrobie oraz około 75% mięśniach szkieletowych).

Metabolizm glukozy reguluje równowaga między hormonami katabolicznymi (glukagon, adrenalina, noradrenalina i kortyzol) wydzielanymi między posiłkami, zmniejszającymi wychwyt glukozy w tkankach insulinowrażliwych i stymulującymi produkcję glukozy w wątrobie (glikogenolizę i glukoneogenezę), a hormonem anabolicznym – insuliną produkowaną przez komórki beta wysepek Langerhansa trzustki.

Pomiędzy posiłkami jej wydzielanie jest stosunkowo niskie i zasadniczo reguluje tylko wytwarzanie glukozy w wątrobie. Zwiększa się natomiast po posiłku, a hiperinsulinemia ułatwia utylizację i magazynowanie glukozy w skutek pobudzenia wątrobowej glukokinazy odpowiedzialnej za jej fosforylację i wykorzystanie w syntezie glikogenu. Zaburzenia gospodarki CHO, przejawiające się w postaci zmniejszonej wrażliwości mięśni, tkanki tłuszczowej oraz hepatocytów na insulinę noszą nazwę insulinooporności i prowadzą prosto do hiperglikemii.

Hiperglikemia czy cukrzyca?

Hiperglikemia to stan, w którym poziom glukozy we krwi wzrasta ponad prawidłowy, wynoszący u zdrowego człowieka 70‑99 mg/dl na czczo i nieprzekraczający 140 mg/dl dwie godziny po posiłku. Za nieprawidłowy, oznaczający wystąpienie cukrzycy, uważa się chronicznie utrzymujący się na czczo poziom glukozy przekraczający 126 mg/dl (200 mg/dl u osób niebędących na czczo) oraz towarzyszące temu charakterystyczne objawy chorobowe.

Zgodnie z definicją Polskiego Towarzystwa Diabetologicznego cukrzyca to: „grupa chorób metabolicznych charakteryzująca się hiperglikemią, wynikającą z defektu wydzielania i/lub działania insuliny; przewlekła hiperglikemia wiąże się z uszkodzeniem, zaburzeniem czynności i niewydolnością różnych narządów, zwłaszcza oczu, nerek, nerwów, serca i naczyń krwionośnych.” Nazewnictwo stanów hiperglikemicznych według Światowej Organizacji Zdrowia (WHO) przedstawia się następująco:

prawidłowa glikemia na czczo: 70‑99 mg/dl;
nieprawidłowa glikemia na czczo (IFG, ang. Impaired Fasting Glucose): 100‑125 mg/dl;
nieprawidłowa tolerancja glukozy (IGT, ang. Impaired Glucose Tolerance): w 120 minucie doustnego testu tolerancji glukozy (OGTT, Oral Glucose Tolerance Test): 140‑199 mg/dl;
stan przedcukrzycowy, gdy stwierdzono IFG i/lub IGT;
cukrzyca – w przypadku spełnienia jednego z następujących kryteriów:

objawy hiperglikemii i glikemia przygodna[†] ≥ 200 mg/dl;
dwukrotnie oznaczana glikemia na czczo[‡] ≥ 126 mg/dl;
glikemia w 120 minucie OGTT ≥ 200 mg/dl.

W warunkach fizjologicznych glukoza nie jest wykrywana w moczu rutynowymi metodami analitycznymi. Jej obecność stwierdza się jedynie w przypadku hiperglikemi, gdyż próg nerkowy dla glukozy wynosi od 150 do 180 mg/dl.

Typy cukrzycy według WHO

Zgodnie z klasyfikacją etiologiczną według WHO wyróżniamy następujące typy cukrzycy:

Cukrzycę typu 1, związaną z przewlekłym autoimmunologicznym procesem niszczenia komórek β wysp trzustkowych: autoimmunologiczną lub idiopatyczną.

Cukrzycę typu 2, związaną z insulinoopornością i/lub upośledzeniem wydzielania insuliny.

Inne specyficzne typy cukrzycy;

genetyczne defekty czynności komórek β,
genetyczne defekty działania insuliny,
choroby zewnątrzwydzielniczej części trzustki,
endokrynopatie,
wywołane przez leki i substancje chemiczne,
wywołane przez infekcje,
rzadkie postacie cukrzycy wywołane procesem immunologicznym,
inne uwarunkowane genetycznie zespoły związane z cukrzycą.

Cukrzycę ciążową.

Wykrywanie glukozy w moczu

Dzięki testom chemicznym pozwalającym na wykrycie obecności cukru w moczu możliwe stało się jej diagnozowanie. Zawdzięczano to niemieckiemu chemikowi, weterynarzowi i farmaceucie C. A. Trommerowi (1806‑1879), który w 1841 roku opisał reakcję umożliwiającą wykrycie cukru w próbce moczu. Jako odczynnik zaproponował on alkaliczny roztwór siarczanu(VI) miedzi(II), a pozytywny wynik próby uwidaczniał pojawiający się czerwony osad tlenku miedzi(I) (Cu₂O), będący wynikiem redukujących właściwości glukozy. Modyfikacją tej metody była reakcja zaproponowana w 1848 roku przez niemieckiego chemika H. von Fehlinga (1812‑1885), w której powstający w reakcji Trommera wodorotlenek miedzi(II) został zastąpiony przez lepiej rozpuszczalny i bardziej reaktywny kompleks kationów miedziowych z anionami winianowymi.

W 1908 roku amerykański chemik S. R. Benedict (1884‑1936) opracował modyfikację odczynnika Fehlinga, stosując siarczan(VI) miedzi(II) oraz cytrynian i węglan sodu. Ciemnoniebieski cytrynianowy kompleks miedzi(II) charakteryzował się wyższą czułością, trwałością i był odporny na substancje towarzyszące występujące w moczu, np. kwas moczowy. Zmiana koloru roztworu z niebieskiego na żółty, pomarańczowy lub czerwony wskazywała na obecność glukozy, a zakres zmiany barwy pozwalał na oszacowanie jej ilości. Choć procedura ta nie była zbyt dokładna, ulepszony odczynnik stał się, z pewnymi modyfikacjami, podstawą monitorowania glukozy w moczu przez ponad 50 lat.

W 1941 roku naukowcom z Ames Divisions of Miles Laboratories w stanie Indiana udało się opracować tabletkę musującą Clinitest, zawierającą siarczan(VI) miedzi(II), wodorotlenek sodu, kwas cytrynowy oraz odrobinę węglanu sodu. Obecność glukozy w moczu można było oznaczyć po dodaniu do tabletki Clintest umieszczonej w probówce, kilku kropli moczu i porównanie uzyskanego barwnego wyniku reakcji ze wzornikiem barw umieszczonym na opakowaniu. Zgodnie z zapewnieniem twórców, Clinitest dokładniej mierzył poziom glukozy niż poprzednie testy, co czyniło go wczesnym i skutecznym narzędziem diagnostycznym. Prawdą jest jednak, że Clinitest wykrywał także obecność innych heksoz (cukrów redukujących), co mogło mieć wpływ na zawyżanie wyników oznaczenia.

Wykrywanie glukozy w moczu – paski testowe

Autorem pierwszego paskowego testu diagnostycznego wykrywającego cukier w moczu był w 1850 roku paryski chemik E-J Maumené (1818‑1898). Impregnowany chlorkiem cyny(II) pasek wełny owczej po nałożeniu kropli moczu i podgrzaniu płomieniem świecy stawał się czarny, jeśli mocz zawierał glukozę. Pomysł ten wykorzystał także angielski lekarz i fizjologG. Oliver (1841‑1915), który w 1883 roku opublikował Bedside Urine Testing w postaci papierowych pasków impregnowanych indygokarminem. Odczynnik ten, będący wskaźnikiem redoks, pod wpływem glukozy w środowisku zasadowym łatwo ulegał redukcji, zmieniając barwę z niebieskiej na żółtą, poprzez pośredni związek o barwie czerwonej, co pozwalało na wykrywania cukru w moczu.

Opracowanie paska testowego (ang. test strips) z „suchymi odczynnikami” do pomiaru stężenia glukozy w moczu zapoczątkowało nową erę w monitorowaniu cukrzycy. Stało to się dzięki zastosowaniu kluczowego enzymu – oksydazy glukozowej (GOD), otrzymanej w 1928 roku przez D. Müllera (1899‑1993) z Aspergillus Niger i Penicillium glacum. Enzym ten należący do klasy oksydoreduktaz katalizuje utlenianie β-D-glukopiranozy (β-D-glukozy) do kwasu glukonowego w obecności tlenu rozpuszczonego w roztworze. Za pionierów w analitycznym wykorzystaniu GOD uważa się jednak D. Keilina (1887‑1963) i E. F. Hartree (1910‑1994), którzy w 1948 roku wykorzystali ją w oznaczeniu glukozy poprzez manometryczny pomiar tlenu, powstającego wskutek reakcji dysproporcjonowania tworzącego się nadtlenku wodoru. (Schemat 1) Metoda oparta o GOD została z powodzeniem zastosowana w późniejszych latach w glukometrach z biosensorycznym pomiarem zawartości glukozy we krwi włośniczkowej.

Krokiem zbliżającym nas do współczesnych metod analitycznych było też zastosowanie w 1956 roku przez A. S. Kestona i J. Tellera układu enzymatycznego – oksydaza glukozowa/peroksydaza + chromogen do pomiaru poziomu glukozy w płynach biologicznych. W metodzie tej peroksydaza pełniła rolę katalizatora reakcji utlenienia chromogenicznego akceptora tlenu (o-toluidyny, o-anizydyny) tworzącym się w przemianie nadtlenkiem wodoru. Powstające zabarwienie można było jednak ocenić jedynie wizualnie. (Schemat 2)

Metoda Keston-Tellera została przeniesiona w 1957 roku przez Ames Divisions of Miles Laboratories na paski testowe typu „zanurz i odczytaj” o nazwie Clinistix, wykonane z bibuły filtracyjnej impregnowanej oksydazą glukozową (GOD), peroksydazą i o‑toluidyną. Reakcja ta, aczkolwiek specyficzna dla glukozy, nie odzwierciedlała jednak obrazu stanu glikemicznego pacjenta w czasie rzeczywistym, ze względu na wysoki próg nerkowy glikemii. Ponadto, jak powszechnie wiadomo w monitorowaniu cukrzycy badanie próbek moczu ma wiele istotnych ograniczeń. Na wynik, oprócz czułości paska, wpływają bowiem inne czynniki, w tym stężenie moczu (związane z ewentualnym przewodnieniem organizmu) oraz obecność leków, metabolitów leków i śladowych ilości innych silnych utleniaczy pochodzących np. ze środków dezynfekujących. Choć testy paskowe do półilościowego oznaczania glukozy w moczu są dostępne do dziś, najważniejszym ich mankamentem jest jednak brak korelacji między stężeniem glukozy w moczu i surowicy, co przyczynia się do preferowania oznaczania jej poziomu we krwi, odzwierciedlającego realne stężenie w organizmie.

Wykrywanie glukozy we krwi – paski testowe

Do końca XIX wieku ilościowy pomiar poziomu glukozy we krwi oparty był o redukcję soli miedzi i pomiary grawimetryczne. Metoda ta, aczkolwiek ilościowa, obdarzona była znacznym błędem i nie oddawała faktycznego jej poziomu. Dopiero późniejsze prace prowadzone w dwóch pierwszych dekadach XX wieku przez pionierów laboratoryjnych metod ilościowego oznaczania glukozy we krwi: O. Folina, R. C. Lewisa, S. R. Benedykt, P. A. Shaffera, oparte na reakcji soli miedzi, żelazicyjanku lub pikrynianu, po uprzednim usunięciu białek krwi, z miareczkowym lub kolorymetrycznym wyznaczeniem punku końcowego znacznie poprawiły stabilność barwy i precyzję metody, zmniejszając jednocześnie ilość materiału biologicznego wymaganego do przeprowadzenia oznaczenia. Ale mimo ciągłej poprawy metod analitycznych ograniczały się one jedynie do laboratoryjnego diagnozowania, a nie indywidualnego monitorowania glikemii.

W latach 50‑tych XX wieku pojawiły się pierwsze doniesienia o testach enzymatycznych oceniających poziom glukozy w surowicy, osoczu, a nawet w łzach (S. Seltzer w 1956 roku, D. N. Baron and C. M. Oakley w 1957 roku, J. G. Lewis w 1957 roku), ale uzyskiwane wyniki nie były zadawalające. Dopiero w 1957 roku J. Kohn – patolog szpitala królowej Maryi (Roehampton) w Londynie wykazał, że Clinistix może być także z powodzeniem stosowany do przybliżonego określania poziomu glukozy we krwi.

Rozpoczęło to erę poszukiwania efektywnych, prostych i dokładnych metod jej oznaczania, skutkujące opracowaniem w 1965 roku przez zespół Ames Divisions of Miles Laboratories pod kierunkiem E. Adamsa paska testowego Dextrostix. Wykorzystywał on do oznaczania układ oksydaza/peroksydaza, lecz jego innowacyjną stroną była zewnętrzna, półprzepuszczalna membrana, która skutecznie oddzielała czerwone krwinki, pozwalając jedynie na przepływ i reakcję z „suchymi odczynnikami” glukozie rozpuszczonej w surowicy. Dextrostix został zaprojektowany do użytku w gabinetach lekarskich do półilościowej oceny wartości stężenia glukozy we krwi. Metoda opierała się jednak na wizualnej ocenie koloru paska, a na uzyskany wynik wpływały zarówno warunki oświetlenia, jak i indywidualna ocena barwy, co utrudniało uzyskanie precyzyjnych odczytów. Lepszą dokładność wyniku analizy zapewniał wprowadzony na rynek w tym samym czasie test paskowy Chemstrip bG niemieckiej firmy Boehringer Mannheim. Bazował on na tej samej reakcji enzymatycznej, ale dwukolorowy podkład paska pozwalał na lepszą wizualizację wyniku reakcji.

Zgodne z powiedzeniem, że „potrzeba jest matką wynalazków” ograniczenia wynikające z braku dokładności odczytu, a przez to ciągle półilościowe wyniki czułej reakcji enzymatycznej zachodzącej na paskach stały się wyzwaniem do opracowania automatycznego czytnika pasków testowych Dextrostix. Był nim stworzony pod koniec lat 60‑tych XX wieku (dostępny na początku lat 70) przez A. Clemensa z Ames przyrząd, którego działanie polegało na pomiarze, za pomocą fotokomórki, światła odbitego od powierzchni jednolitego paska testowego. Uzyskany na tej drodze sygnał był wyświetlany na trzech skalach analogowych, co odpowiadało zawartości 0‑4, 4‑10 i 10‑55 mmol/l glukozy we krwi. Reflektometr Amesa pozwalał uzyskiwać stosunkowo precyzyjne wyniki. Jego mankamentem był z pewnością rozmiar i ciężar (ważył ok 1,2 kg) oraz problemy w obsłudze. Analizę mógł bowiem przeprowadzać wyłącznie dobrze przeszkolony personel, co uniemożliwiało zastosowanie go do celów samokontroli. Urządzenie to zostało w 1972 roku zmodyfikowane i „odchudzone” (wprowadzono m.in. zasilanie sieciowe) przez firmę Kyoto Daiichi, dzięki czemu reflektometr stał się mniejszy, bardziej kompaktowy i prostszy w obsłudze. Reflektometr Amesa przyczynił się do gwałtownego wzrostu liczby urządzeń do kontroli glikemii. Obok Reflomatu opartego o paski testowe Chemstrip bG (Boehringer Mannheim, 1974 rok) oraz przyrządu Dextrometer (Ames, 1980 rok), pojawiły się także na rynku pierwsze urządzenia (Glucocheck, Lifescan, 1980 rok) z wyświetlaczem cyfrowym, zasilaniem bateryjnym lub sieciowym, przeznaczone do samodzielnego stosowania przez diabetyków.

Lata 80‑te XX wieku były aktywnym okresem intensywnego rozwoju glukometrów, rozpoczynając erę urządzeń do samodzielnego monitorowania poziomu glukozy we krwi (SMBG, ang. Self-Monitoring Blood Glucose). Glukometry stały się łatwiejsze w obsłudze, o mniejszych rozmiarach, wyposażone w oprogramowanie pozwalające na przechowywanie wyników oznaczeń. Zmianie uległy także paski testowe, wymagające do wykonania pomiaru mniejszej objętości krwi włośniczkowej, kodowane kodami kreskowymi w celu autokalibracji i zapewnienia precyzji oznaczenia. W 1987 roku firma Lifescan wprowadziła na rynek glukometr OneTouch, określany mianem BGMS (ang. Blood Glucose Monitoring System) drugiej generacji. Jego zaletą był sposób aplikowania krwi – bezpośrednio na pasek umieszczony w mierniku oraz szybkość pomiaru, wynosząca zaledwie 45 sekund. Niezaprzeczalną wadą tego urządzenia była jednak dość niska precyzja, oceniana w badaniach kanadyjskich na poziomie 30% wyników znacząco odbiegających od uzyskanych metodą laboratoryjną.

Wykrywanie glukozy we krwi – biosensory

Zgodnie z definicją IUPAC (ang. International Union of Pure Applied Chemistry) biosensory to „samowystarczalne, zintegrowane urządzenia, które dostarczają specyficznych ilościowych lub półilościowych informacji analitycznych za pomocą składników umieszczonych w bezpośrednim kontakcie z elementem przetwarzającym”. Stanowią więc one połączenie biologicznego członu rozpoznającego oraz oprzyrządowania przetwarzającego sygnał odebrany przez część biologiczną sensora. W przypadku pomiarów stężenia glukozy we krwi włośniczkowej wykorzystuje się swoistość substratową znajdujących się na paskach testowych enzymów dla glukozy w połączeniu z układem przetwarzającym, który rozpoznaje zaistniałe zjawisko i zamienia je w mierzalny sygnał fotochemiczny (ilość odbitego światła, zależnego od zmiany zabarwienia pola testowego) lub elektrochemiczny (przepływ prądu elektrycznego przez pole reakcyjne paska testowego, rejestrowane przez zmianę potencjału elektrody – potencjometria lub natężenia płynącego prądu – amperometria).

Prekursorem badań nad biosensorami był L. C. Clark, który w 1962 roku, jako pierwszy opisał elektrodę enzymatyczną, stanowiącą biosensor glukozy, wykorzystującą oksydazę glukozową (GOD) immobilizowaną na elektrodzie platynowej. Urządzenie to, jako produkt komercyjny zostało udostępnione użytkownikom w 1973 roku przez firmę Yellow Springs International. Obecnie, w pomiarach poziomu glukozy we krwi włośniczkowej wykorzystuje się następujące enzymy immobilizowane na elektrodzie:

oksydazę glukozową (GOD)

GOD jest homodimerem składającym się z dwóch identycznych podjednostek związanych niekowalencyjnie z dwoma dinukleotydami flawinoadeninowymi (FAD), pełniącymi rolę nośnika elektronów w reakcjach redoks. Metoda wykorzystująca ten enzym opiera się na występujących po sobie reakcjach: przekształcenia pod wpływem enzymu mutarotazy α-D-glukozy (α-D-glukopiranozy) w β-D-glukozę (β-D-glukopiranozę), a następnie utlenieniu jej do kwasu glukonowego oraz nadtlenku wodoru. Katalizatorem tej reakcji jest właśnie GOD. Przebieg procesu prezentuje poniższy Schemat 1.

Ponieważ pomiar zredukowanej oksydazy glukozowej (GOD‑FADH₂) jest zbyt skomplikowany, w biosensorach glukozy pierwszej generacji dokonywano pomiaru stężenia nadtlenku wodoru na elektrodzie platynowej przy potencjale 0,6 V.

Utworzony w reakcji nadtlenek wodoru może być także zredukowany przez enzym peroksydazę chrzanową, z równoczesnym utlenieniem chromogenu (np. o-dianizydyny, DH2) do barwnego produktu końcowego (zgodnie ze Schematem 2). Wywołana zmiana barwy jest wtedy oceniana metodą fotochemiczną (reflektometryczną).

W elektrochemicznych biosensorach, dominujących obecnie na rynku, zastosowano natomiast mediatory (ferrocen[§], błękit pruski[**]) przenoszące elektrony ze zredukowanej oksydazy glukozowej (GOD‑FADH₂) do powierzchni elektrody węglowej, zgodnie z reakcją opisaną na Schemacie 3.

Glukometry oparte o GOD mają wysoką swoistość i nie reagują krzyżowo z innymi heksozami obecnymi w badanej próbce. Na wynik ma jednak wpływ stężenia tlenu we krwi, co u pacjentów z niedotlenieniem prowadzi do przeszacowania poziomu glukozy. Dlatego glukometry te należy stosować ostrożnie na oddziałach intensywnej terapii, na dużych wysokościach i w warunkach związanych z niedotlenieniem.

dehydrogenazę glukozową (GDH)

GDH katalizuje utlenienie D-glukozy do D-glukono-δ-laktonu z jednoczesnym zredukowaniem akceptora elektronów. Jako enzym utleniający GDH wykorzystuje różne koenzymy ulegające redukcji w toku utleniania glukozy w tym: dinukleotyd nikotynoamidoadeninowy (NAD), fosforan dinukleotydu nikotynamidoadeninowego (NADP), dinukleotyd flawinoadeninowy (FAD), czy pirolochinolinochinon (PQQ). Koenzymy te są ponownie utleniane bezpośrednio – przekazując elektrony na elektrodę pomiarową lub pośrednio, poprzez mediatory (np. fenantrolinodion, PQ), a zredukowany mediator jest utleniany na elektrodzie pracującej, co powoduje przepływ prądu elektrycznego proporcjonalnego do stężenia glukozy w próbce, mierzonego przez urządzenie pomiarowe. (Schemat 4.)

Schemat 4.

Za najbardziej dokładną uznana została metoda wykorzystująca układ GDH-FAD, gdyż eliminuje on wpływ na uzyskany wynik aż 74 substancji endo- i egzogennych, w tym niektórych leków. Glukometry oparte o kompleks enzymatyczny GDH reagują jednak krzyżowo z innymi heksozami, powodując przeszacowanie poziomu glukozy we krwi. Ponadto, zgodnie z danymi amerykańskiej Agencji Żywności i Leków (FDA, ang. Food and Drug Administration), opublikowanymi w sierpniu 2009 roku stosowanie glukometrów z paskami testowymi zawierającymi kompleks enzymatyczny dehydrogenaza glukozy/pirolochinolinochinon (GDH–PQQ) jest niewskazane u pacjentów poddawanych dializie otrzewnowej ze względu na prawdopodobieństwo wystąpienia interferencji ze stosowanymi produktami leczniczymi, wpływających na wynik pomiaru.

heksokinazę (HK)

HK jest enzymem z grupy transferaz, katalizującym pierwszy etap glikolizy, tj. fosforylację D-glukozy do D-glukozo-6-fosforanu. Reakcja ta zachodzi z udziałem adenozyno‑5’‑trifosforanu (ATP) w obecności jonów magnezowych. Utworzony D‑glukozo‑6‑fosforan podlega w następnym etapie przemian utlenieniu (przy udziale dehydrogenazy glukozo-6-fosforanowej ‑ G6PD) do 6‑fosfoglukonianu, przy jednoczesnej redukcji dinukleotydu nikotynoamidoadeninowego (NAD) do formy zredukowanej NADH. (Schemat 5) Powstaniu NADH towarzyszy wzrost absorbancji przy długości fali 340 nm, proporcjonalny do stężenia glukozy w badanej próbce.

Metoda ta pozwala na oznaczanie poziomu glukozy zarówno w surowicy krwi, jak i w osoczu oraz moczu, ale jest stosowana głównie w laboratoriach analitycznych. Zasadniczą jej wadą jest jednak mała specyficzność, gdyż w reakcji mogą wziąć udział wszystkie heksozy.

Glukometry oparte na metodzie biosensorycznej pomiaru glukozy we krwi włośniczkowej wprowadzono na rynek pod koniec osiemdziesiątej dekady XX wieku. Zapewniały one pomiar metodą elektrochemiczną, pozwalającą na znaczne zmniejszenie wymiarów glukometru oraz wyższy poziom precyzji wyników pomiarów. Była to absolutna nowość, gdyż większość dotychczasowych urządzeń wykorzystywała wciąż metodę reflektometryczną. Paski testowe stosowane w metodzie biosensorycznej zawierały układ trzech elektrod, na które składały się: elektroda robocza z aktywną warstwą enzymatyczną, wykrywająca rzeczywisty prąd reakcji, elektroda odniesienia, utrzymująca stałe napięcie względem elektrody roboczej oraz elektroda pomocnicza (przeciwelektroda), która służyła do zamykania wraz z elektrodą roboczą obwodu prądowego w ogniwie elektrochemicznym i pozwalała na zmierzenie potencjału elektrody roboczej względem elektrody referencyjnej bez utraty jej stabilności. Nowsze konstrukcje biosensorów zbudowane są już tylko z dwóch elektrod: roboczej i odniesienia. W zależności od modelu glukometru w oznaczeniu poziomu glukozy we krwi włośniczkowej urządzenia te wykorzystywały oksydazę glukozową (GOD) lub dehydrogenazę glukozową (GDH) dołączoną do odpowiedniego koenzymu, immobilizowaną na elektrodzie roboczej biosensora.

Pierwszy elektrochemiczny biosensor glukozy ExacTech do użytku domowego udostępniła użytkownikom w 1987 roku firma MediSense Inc. Wykorzystywał on oksydazę glukozową (GOD) oraz ferrocen, będący pośrednikiem (mediatorem) w przenoszeniu elektronów z ukrytej grupy flawinowej GOD do powierzchni elektrody węglowej, gdzie zredukowany mediator był ponownie utleniany, a wygenerowany prąd – wykrywany przez miernik amperometryczny. Sam glukometr dostępny był w dwóch bardzo oryginalnych formach: smukłego pióra lub cienkiej karty, wielkości karty kredytowej i pozwalał na uzyskanie wyników o zadawalającej precyzji. Innowację stanowił fakt, że stosowane w nim biosensory (paski testowe) produkowane były w tanim procesie sitodruku, co pozwalało na ich masową produkcję. Zastosowanie tej technologii stało też się podstawą pojawienia się na rynku urządzeń pomiarowych do samokontroli (SMBG) trzeciej generacji.

Wychodząc naprzeciw krytycznie chorym poddawanym terapii tlenowej lub pacjentom z zaburzeniami transportu tlenu, u których pomiar glukozy wykorzystujący metodę z użyciem oksydazy glukozowej (GOD) może prowadzić do przeszacowania (niskie pO₂) lub niedoszacowania (wysokie pO₂) wyników, w 1991 roku szwedzka firma Angelholm wprowadziła na rynek glukometr HemoCue – pierwsze urządzenie wyposażone w fotometr o podwójnej długości fali (660 i 840 nm), wykorzystujące dehydrogenazę glukozową (GDH), diaforazę i sól tetrazoliową. Podanie próbki krwi włośniczkowej rozpoczynało sprzężoną reakcję glukozy ze składnikami zawartymi w biosensorze z wytworzeniem barwnego formazanu, którego ilość była proporcjonalna do stężenia glukozy. Urządzenie to nie było jednak proste w obsłudze. Zamiast pasków testowych do badań używano kuwetek z odczynnikami, które należało przechowywać w warunkach chłodniczych. Zastosowana technologia pozwalała jednak na znaczne zmniejszenie objętość analizowanej próbki krwi, bardzo wysoką dokładność i precyzję oznaczenia. Nie mniej jednak, ze względu na skomplikowaną obsługę wykonywaną wyłącznie przez doświadczony personel, miejscami użytkowania tego typu glukometrów mogły być jedynie szpitale lub placówki podstawowej opieki zdrowotnej. Kontynuując ten kierunek poszukiwań firma Roche wypuściła także w 1996 roku swój pierwszy biosensorowy glukometr, AccuChek Advantage, który wykorzystywał GDH i koenzym pirolochinolinochinon (GDH/PQQ). Układ ten, aczkolwiek bardziej wrażliwy niż reakcja z oksydazą glukozową (GOD) był jednak bardziej podatny na zakłócenia wysokimi stężeniami innych heksoz, w tym maltozy, galaktozy i ksylozy lub produktami ich metabolizmu.

XXI wiek przyniósł nowe wyzwania. Producenci glukometrów skoncentrowali swoją uwagę na dwóch zasadniczych aspektach. Dotyczyły one dokładności i niezawodności z jednej strony, z drugiej zaś – potrzeby projektowania urządzeń spełniających szczególne potrzeby diabetyków w zakresie obsługi i zarządzania danymi. Elementem decydującym o tym kierunku prac był niewątpliwie obowiązek podporządkowania się wymaganiom dyrektywy 98/79/EC, dotyczącej wyrobów medycznych do diagnostyki in vitro oraz odnoszącym się do niej wymaganiom zasadniczym. Obowiązująca w krajach Unii Europejskiej od 30 czerwca 2017 roku norma EN ISO 15197:2015 (bardziej restrykcyjna w stosunku do wcześniejszych z roku 2013 i 2003) zaostrzyła wymagania dotyczące urządzeń pomiarowych do samokontroli, w tym glukometrów, pasków testowych i roztworów kontrolnych. Nowe kryteria zwracają szczególną uwagę na wysoką dokładność pomiaru, w tym maksymalne ograniczenie błędnych wyników, szybkość wykonywanej analizy, redukcję czynników zakłócających, łatwość obsługi oraz możliwość retrospektywnej oceny samokontroli. Najistotniejszy elementem był oczywiście jak najwyższy stopień zgodności uzyskanych wyników oznaczenia poziomu glukozy z wartością pomiarów metodami referencyjnymi, wykonanymi w laboratoriach analitycznych. Najnowsza norma wymaga, aby 95% wyników pomiaru stężenia glukozy we krwi wykonanych przy użyciu glukometru zawierało się w przedziale obarczonym błędem nie większym niż ±15 mg/dl (0,83 mmol/l) w stosunku do pomiaru referencyjnego przy stężeniu glukozy < 100 mg/dl (<5,55 mmol/l) lub ±15% przy stężeniu glukozy ≥ 100 mg/dl (≥5,55 mmol/l).

Współczesne urządzenia SMBG stały się mniejsze oraz łatwiejsze w użyciu dzięki uproszczeniu obsługi i autokalibracji. Informują użytkowników o popełnianych błędach związanych np. ze zbyt małą objętością badanej próbki krwi. Są wyposażone w zaawansowaną mikroelektronikę oraz oprogramowanie z szeregiem przydatnych funkcji. Dostępna stała się też bardziej zaawansowana obsługa danych. Wyniki można pobrać na komputery, konsole gier, urządzenia mobilne (iPhone’y, Smartfony). Dla osób niedowidzących zaproponowano automatyczny wyrzutnik zużytych pasków odczynnikowych, duże, czytelne wyświetlacze, prosty interfejs bez przycisków lub urządzenia z głosowym odczytem, pozwalające na wykonywanie w pełni samodzielnych pomiarów stężenia glukozy we krwi. Dla diabetyków ze zrostami/zbliznowaceniami opuszków palców uniemożliwiającymi wykonanie pomiaru lub osób, których praca wymaga manipulacji palcami (informatycy, muzycy) przygotowano nasadki do alternatywnych miejsc nakłucia AST (ang. Alternative Site Testing), które pozwalają na pobranie próbki z wnętrza dłoni (poniżej kciuka lub poniżej małego palca), uda, łydki, ramienia oraz zewnętrznej lub wewnętrznej strony przedramienia. Należy pamiętać jednak, aby miejsce nakłucia było oddalone od głębokich linii papilarnych, kości, bez widocznych żył i owłosienia.

Wydawałby się, że nie zmieniły jedynie wyglądu paski testowe, oparte o ten sam system biosensorów. Ale i w tej dziedzinie odnotowano znaczący postęp. Współczesne oznaczenia wymagają aplikowania bardzo małych ilości krwi (0,3‑1 μl). Postęp w konstrukcji sensorów glukozy znacząco obniżył interferencje związane z poziomem hematokrytu i zanieczyszczeniem elektrod przez krwinki czerwone. Przykładem takiego podejścia może być opracowany w 2007 roku przez firmę Nova Biomedical, uznanego specjalistę od biosensorów, system StatStrip wykorzystujący technologię elektrod wielodołkowych, zmniejszający poziom zakłóceń hematokrytem oraz innymi substancjami chemicznymi niebędącymi glukozą.

Dokładność SMBG zależy od niezawodności i dokładności glukometrów, ale także ich prawidłowego użytkowania, w tym skrupulatnego przestrzegania terminów ważności pasków testowych i płynów kontrolnych. Trzeba pamiętać, że każdy pomiar jest zawsze obciążony niewielkim błędem klasyfikowanym, jako przedanalityczny lub analityczny. Na uzyskany wynik mają wpływ czynniki z pozoru tak nieistotne, jak chociażby prawidłowe mycie rąk, eliminujące mydła zawierające dezynfektanty. Niewłaściwe przygotowanie miejsca pobrania krwi jest uważane za najczęściej popełniany błąd przedanalityczny. Powodem występujących nieprawidłowości w uzyskanych wynikach mogą być także alternatywne miejsca nakłucia (AST), gdyż jak wykazano w przeprowadzonych badaniach miejsce pobrania (opuszek palca) jest szczególnie istotne w hipoglikemii.

Błędy analityczne, przyczyniające się do przeszacowania/niedoszacowania poziomu glukozy we krwi włośniczkowej zależne są od stosowanej metody oznaczania oraz samej techniki pomiarowej. Można je także powiązać z interferencjami zachodzącymi z udziałem substancjami endogennych (hematokryt, pH krwi, pO₂ we krwi, mocznik, kreatynina kwas moczowy) oraz egzogennych (inne heksozy, leki i ich metabolity). Stąd istotne znaczenie ma dobór „odpowiedniego glukometru” pod kątem posiadanych certyfikatów, parametrów (pamięć i szeroki zakres pomiaru), czy techniki pomiarowej (enzymów immobilizowanych na paskach biosensorów oraz układów przetwarzających).

Systemy ciągłego monitorowania glukozy

Zasada ciągłego monitorowania (CGMS, ang. Continuous-Glucose-Monitoring System) opiera się na cyklicznym pomiarze śródmiąższowych poziomów glukozy. Pierwsze tego typu urządzenie, wyprodukowane przez firmę Medtronic Minimed, zostało dopuszczone do użytkowania przez FDA w czerwcu 1999 roku. Sam system CGMS składa się z trzech zasadniczych elementów:

bezprzewodowego odbiornika, który na wyświetlaczu pokazuje odczyty poziomu glukozy i służy również do gromadzenia i przeglądania zgromadzonych już danych,
podłączonego do biosensora nadajnika, przesyłającego pomiary do odbiornika za pomocą fal radiowych,
czujnika (biosensora elektrochemicznego), umieszczonego w tkance podskórnej wykorzystującego metodę enzymatyczną (opartą o GOD) utlenienia glukozy obecnej w płynie śródmiąższowym (ISF, ang. Interstitial Fluid) i przekazującego sygnał do nadajnika przetwarzającego informacje i obliczającego poziom glukozy.

Możliwość wykorzystania ISF w systemie CGMS jest efektem przemieszczania się D‑glukozy między osoczem a płynem śródmiąższowym (ISF) bez udziału transporterów. Proces ten jest bowiem regulowany dyfuzją, prowadzącą do wyrównania stężeń a w jej wyniku wzrost stężenia glukozy w osoczu skutkuje ruchem wody z ISF do osocza a glukozy do ISF, gdzie jest ona zużywana jako źródło energii przez komórki organizmu.

Istnieją dwa główne typy urządzeń CGMS:

retrospektywny, zwany również profesjonalnym, zbierający dane w okresie od 3‑5 dni, zapisywane co 5 minut (około 288 odczytów każdego dnia); zarejestrowane dane są pobierane w gabinecie lekarskim i dlatego ten typ CGMS nie podaje wartości w czasie rzeczywistym i nie można go połączyć z pompą insulinową;
osobisty lub nazywany także CGMS w czasie rzeczywistym, gdyż podaje wyniki w sposób ciągły, pokazuje trendy i przewiduje przyszłe odczyty poziomu glukozy; odbiornik wyników może być tu połączony z systemem alarmowym lub w sprzężeniu zwrotnym z pompą insulinową.

System CGMS stosuje się w przypadku grup chorych, u których pomiar profilu glikemii mierzony za pomocą zwykłych glukometrów jest niedostateczny. Dostarcza on bowiem informacji o dynamice zmian tj.: kierunku, wielkości, czasie trwania oraz częstotliwości wahań poziomu glukozy we krwi. Jest to więc skuteczne narzędzie do pomiaru zmienności i skoków glikemicznych.

CGMS, będące obiecującą technologią, nie są jednak idealnym systemem monitorowania poziomu glukozy. Na nieprecyzyjne wyniki oznaczenia wpływa bowiem wiele substancji endo- i egzogennych, w tym glutation, kwas askorbinowy i salicylany. Ograniczenie stanowi także czas potrzebny do wyrównania poziomu stężeń glukozy między ISF a krwią obwodową, który wynosi od 6 do 12 minut i ma szczególne znaczenie przy gwałtownych wahaniach poziomu glukozy. Ponadto, zastosowane biosensory są na ogół mniej dokładne w ciągu pierwszej doby działania z powodu miejscowego stanu zapalnego po urazie tkanki w obrębie miejsca ich wprowadzenia oraz wymagają kalibracji, co najmniej 4 razy dziennie, co skutkuje zależnością uzyskanych wyników od dokładności pomiarów glukometrem. Lukę tę próbuje się jednak niwelować przez zastosowanie algorytmicznego przetwarzania sygnału oraz odpowiednich technik analitycznych.

Minimalnie inwazyjne i nieinwazyjne metody pomiaru glukozy we krwi

Niestety, metody regularnego sprawdzania poziomu glukozy we krwi u diabetyków nie należą do zbyt przyjemnych. Choć lancety są teraz zaprojektowane tak, aby nakłucie było mniej bolesne, z bezpieczniejszym sposobem użytkowania i usuwania niezmienny pozostał sposób pobierania próbki do analizy. A co najistotniejsze, nieprawidłowy sposób lub miejsce pobrania krwi lub/i niewłaściwy sposób naniesienia jej na pasek pomiarowy są jednym z częściej popełnianych błędów, skutkujących nieprawidłowym odczytem poziomu glukozy. Technologie nieinwazyjne, bez bólu, dyskomfortu i ryzyka związanego ze standardowymi metodami pobrania krwi do analizy możemy podzielić na dwie główne grupy: minimalnie inwazyjne (MIGM, ang. Minimally Invasive Glucose Monitoring) i nieinwazyjne (NIGM, ang. Non-Invasive Glucose Monitoring).

Technologie MIGM to te, które wymagają nieinwazyjnego pobrania z organizmu płynu ustrojowego np. łez, śliny, przy czym sam pomiar poziomu glukozy odbywa się z wykorzystaniem reakcji enzymatycznych. Do MIGM zalicza się także bardziej wyrafinowane sposoby pobrania próbki płynu śródmiąższowego (ISF) np. przez sonoforezę (ang. Sonophoresis). Metoda ta bazuje na podłużnych falach ultradźwiękowych o niskiej częstotliwości służących do „wypychania” przez skórę płynu śródmiąższowego (IFS). Odwrócona jonoforeza (RI, ang. Reverse Iontophoresis) jest także klasyfikowana, jako technologia MIGM. Uzyskanie dostępu do niewielkiej ilości ISF umożliwia tu przepływ prądu elektrycznego między anodą i katodą umieszczoną na powierzchni skóry, wywołujący elektroosmotyczny obieg ISF, przenoszącego cząsteczki glukozy w kierunku katody, na której znajduje się standardowy biosensor mierzący stężenie glukozy bezpośrednio metodą enzymatyczną z wykorzystaniem oksydazy glukozowej (GOD).

Nieinwazyjne monitorowanie poziomu glukozy (NIGM) stanowi przyszłość systemów analitycznych. Technologie te polegają wyłącznie na wykorzystaniu pewnej formy promieniowania, bez konieczności dostępu do jakiegokolwiek płynu ustrojowego. Prowadzone prace badawcze lub zastosowane technologie obejmują cztery podstawowe techniki:

optyczne – wykorzystujące odbicie, absorpcję i rozpraszanie światła w zakresie widzialnym i podczerwieni podczas przechodzenia przez media biologiczne, w tym:

polarymetrię optyczną (OP, ang. Optical Polarimetry) – opartą o zdolność cząsteczek chiralnych do skręcania płaszczyzny światła spolaryzowanego i polegającą na pomiarze natężenia i kąta skręcenia płaszczyzny światła spolaryzowanego odbitego od cieczy wodnistej przedniej komory oka;
optyczną tomografię koherencyjną (OCT, ang. Optical Coherence Tomography) – bazującą na napromieniowaniu skóry koherencyjnym światłem o długości fali między 800 a 1300 nm i detekcji sygnału interferometrycznego przez fotodetektor; metoda jest wykorzystana do pomiarów stężenie glukozy przez skórę z akceptowalną dokładnością i specyficznością;
spektroskopię w bliskiej podczerwieni (NIRS, ang. Near-Infrared Spectroscopy) – polegającą na analizie rozproszenia i pochłaniania promieniowania IR (ang. Infrared) w zakresie od 780 nm do 2500 nm przechodzącego przez tkanki; ilościowe wyznaczenie zawartości glukozy metodami spektroskopowymi polega na zbudowaniu matematycznego modelu zależności między wartościami absorbancji promieniowania przy określonych długościach fali a zawartością oznaczanej substancji (w tym glukozy);
spektroskopię w zakresie średniej podczerwieni (MIRS, ang. Mid-infrared Spectroscopy), zwaną również spektroskopią odcisku palca – w zakresie od 120 THz (2,5 mm) a 30 THz (10 mm);
spektroskopię Ramana (ang. Raman Spectroscopy) – której podstawą jest analiza stopienia rozproszenia światła monochromatycznego na podstawie efektu Ramana; metoda wykorzystuje światło laserowe i rejestruje zmiany energii molekularnej cząsteczek (w tym glukozy) w tkankach wystawionych na działanie tego promieniowania;
spektroskopię w zakresie dalekiej podczerwieni (FIR, ang. Far-Infrared Spectroscopy) – w zakresie 0,3 THz (1000 mm) and 30 THz (10 mm);
pomiary czasu przelotu (TOF, ang. Time of Flight) – metoda opiera się o analizę pochłaniania i rozpraszania (migracji) fotonów podawanych na skórę w postaci krótkich impulsów laserowych.

termiczne, działające w paśmie dalekiej podczerwieni, w tym:

spektroskopię emisji cieplnej (TES, ang. Thermal Emission Spectroscopy) – związaną z pomiarem energii emitowanej przez ciało w paśmie dalekiej podczerwieni między 8‑14 mm zabsorbowanej przez różne cząsteczki, znajdujące się w organizmie, w tym glukozę;
metaboliczne wytwarzanie ciepła (MHC, ang. Metabolic Heat Conformation) – powiązane z pomiarem energii wytwarzanej w procesie utleniania glukozy; rejestrowane parametry mierzone na opuszkach palców metodami spektroskopii obejmują wytwarzanie ciepła, stężenie hemoglobiny (Hb) i oksyhemoglobiny (O₂Hb) oraz szybkość przepływu krwi wraz z temperaturą opuszków palców, temperaturą otoczenia i promieniowaniem tła; dane te są analizowane za pomocą różnych narzędzi statystycznych;
spektroskopię fotoakustyczną (PAS, Photoacoustic Spectroscopy) – technologia wykorzystuje krótkie impulsy laserowe o długości fali absorbowanej przez określoną cząsteczkę w płynie ustrojowym w celu podwyższenia temperatury ośrodka, które rozszerzając się generuje falę ultradźwiękową wykrywaną za pomocą czujnika akustycznego; śledząc zmiany wykrytego sygnału, można go skorelować ze zmianami poziomu glukozy we krwi.

elektryczne, wykorzystujące właściwości dielektryczne glukozy przy użyciu niskich częstotliwości i niewielkich ilości promieniowania elektromagnetycznego, prądu i ultradźwięków w tym:

czujniki mili- i mikrofalowe (ang. Millimeter and Microwave Sensing) – bazujące na właściwości odbicia, transmisji i absorpcji tych pasm przez tkanki i krew, aby skorelować ich przenikalność i przewodnictwo ze stężeniem glukozy w organizmie;
czujniki elektromagnetyczne (ang. Electromagnetic Sensing) – technologia ta mierzy prąd lub napięcie, które jest proporcjonalne do sprzężenia magnetycznego między dwoma induktorami; ponieważ sprzężenie zależy od właściwości dielektrycznych ośrodka między dwiema cewkami, jest również proporcjonalne do stężenia i rodzaju analitu (w tym glukozy);
spektroskopię bioimpedancji (BS, ang. Bioimpedance Spectroscopy) – metoda ta stosując prąd o znanym natężeniu, ocenia zmiany w zakresie przenikalności i przewodności błony komórkowej krwinek czerwonych (RBC) wywołane zmianami stężenia glukozy w osoczu;
ultradźwięki (ang. Ultrasound) – technologia mierzy czas propagacji fal ultradźwiękowych przez media; im wyższe stężenie glukozy, tym szybciej fala ultradźwiękowa rozchodzi się przez media, skracając czas propagacji.

nanotechnologiczne, w tym:

powierzchniowy rezonans plazmonowy (SPR, ang. Surface Plasmon Resonance) w połączeniu z technikami optycznymi;
techniki fluorescencyjne – wykorzystujące wyspecjalizowane cząsteczki zwane fluorofortami, które emitują światło fluorescencyjne o określonych właściwościach, proporcjonalne do stężenia rozpatrywanego analitu (w tym glukozy).

Pierwsze nieinwazyjne urządzenia do pomiaru glukozy we krwi pojawiły się na rynku prawie trzydzieści lat temu. Ale wiele z nich nie przetrwało próby czasu. Głównym problemem w praktycznym ich zastosowaniu była niska dokładność i zmienność pomiaru w zależności warunków, uwidaczniająca się podczas praktycznego użytkowania. Obecnie istnieje wiele nowych urządzeń wykorzystujących różne techniki pomiarowe, łącząc je także ze sobą w celu kompensowania wad każdej z nich. Niemniej jednak, niezależnie od rodzaju zastosowanej technologii, wszystkie one dążą do zminimalizowania wpływu zmienności fizjologicznej i różnych warunków środowiskowych.

Uważa się, że system NIGM/ MIGM niewymagający pobierania do analizy próbki krwi wydają się być idealnym sposobem ciągłego, nieinwazyjnego monitorowania glukozy, a włączenie go w układ zamknięty z pompą insulinową, dozującą insulinę zgodnie potrzebami organizmu, uzyskanymi na podstawie wyników pomiarów poziomu glukozy stanowi przyszłość i klucz do rozwiązania problemów pacjentów z cukrzyca typu 1.

Podsumowanie

Monitorowanie poziomu glukozy ewoluowało na przestrzeni XIX‑XXI stulecia od jakościowej analizy próbek moczu pod kątem obecności glukozy do pierwszych pasków testowych, pozwalających na wizualne lub reflektometryczne oznaczenie poziomu glukozy we krwi. Potem nadeszła era biosensorów i ręcznie kalibrowanych glukometrów. Obecnie jesteśmy w epoce współczesnych urządzeń do samokontroli o wysokiej dokładności pomiaru i uproszczonej obsłudze, eliminujących bądź znacznie ograniczających dyskomfort związany z częstym pobieraniem próbki krwi do analizy. Ale poszukiwanie idealnego systemu do samodzielnego oznaczania poziomu glukozy we krwi (SMBG) trwają nadal. I choć poczyniono znaczne postępy w opracowywaniu inwazyjnych/nieinwazyjnych urządzeń pomiarowych należy pamiętać, że celem SMBG jest monitorowanie stopnia wyrównania glikemii u diabetyków, a nie diagnostyka. Dlatego nie mogą one zastąpić tradycyjnej kontroli laboratoryjnej, a oznaczenie poziomu hemoglobiny glikowanej (HBA1c), ukazujące średnią wartość glikemii w ostatnich 2-3 miesiącach pozostaje nadal złotym standardem w monitorowania leczenia cukrzycy.

Piśmiennictwo

dr n. farm. Wiesława Lewgowd

R. K. Murray, D. K. Granner V. W. Rodwell: „Biochemia Harpera”, PZWL Warszawa 2015.
Guidelines on the management of diabetic patients. A position of Diabetes Poland. Clin Diabetes 2019; 8, 1.
S. F. Clarke, J. R. Foster: „A history of blood glucose meters and their role in self-monitoring of diabetes mellitus.” Br J Biomed Sci 2012; 69(2), 83-93.
S. Pandey, S. Sharma, G. Ansari: „The study of evolution in the blood glucose monitoring system.”, IJSRD National Conference on Inspired Learning, October 2015; 199-201.
E. Waymouth-Reid: „A method for the estimation of sugar in blood.” J Physiol 1896; 20(4–5), 316–21.
O. Folin, H. Wu: „A system of blood analysis.” J Biol Chem 1919; 38, 81–110.
R. C. Lewis, S. R. Benedict: „A method for the estimation of blood sugar in small quantities.” J Biol Chem 1915; 20, 61–70.
P. A. Shaffer, A. F. Hartmann: „Iodometric determination of reducing sugars in blood, urine and milk.” J Biol Chem 1921; 45, 865–90.
J. Kohn: „A rapid method of estimating blood glucose ranges.” Lancet 1957; 273,(6986), 119–21.
E. Magner: „Biosensory elektrochemiczne – możliwości i ograniczenia komercjalizacji.” Chemik 2013; 67(2), 11-13.
K. S. Khadilkar, T. Bandgar, V. Shivane, A. Lila, N. Shah: „Current concepts in blood glucose monitoring.” Indian J Endocrinol Metab 2013; 17(Suppl 3), 643–649.
W. V. Gonzales, A. T. Mobashsher, A. Abbosh: „The Progress of Glucose Monitoring—A Review of Invasive to Minimally and Non-Invasive Techniques, Devices and Sensors.” Sensors 2019; 19, 800-845.
S. K. Vashist: „Continuous Glucose Monitoring Systems: A Review.” Diagnostics 2013; 3, 385-412.
M. Eadie, R. Steele: „Non-invasive Blood Glucose Monitoring and Data Analytics.” Conference Paper May 2017, https://www.researchgate.net/publication/319436243; dostęp 07.10.2019.
A. B. Shoshan, M. Deutsch: „Diabetes and non-invasive glucometers status review.” Geriatria 2018; 12, 198-203.
S. Munasingha: „Non-Invasive Blood Glucose Monitoring using a Hybrid Technique.” May 2018, https://www.researchgate.net/publication/32751749; dostęp 08.11.2019.

[*] Melchior Wańkowicz

[†] Glikemia przygodna — oznaczona w próbce krwi pobranej o dowolnej porze dnia, niezależnie od pory ostatnio spożytego posiłku.

[‡] Glikemia na czczo — oznaczona w próbce krwi pobranej 8‑14 godzin od ostatniego posiłku.

[§] metaloorganiczny związek chemiczny, w którym atom żelaza tworząc atom centralny znajduje się między dwoma płaskimi, równolegle ułożonymi pierścieniami cyklopentadienylowymi.

[**] FeK[Fe(CN)₆] – nieorganiczny związek chemiczny, mieszana sól kompleksowa zawierająca anion heksacyjanożelazianowy(II) oraz kationy potasu i żelaza