Design et méthodes de recherche
Technologie de moniteur de glycémie non invasif
La technologie utilisée pour le dispositif de mesure du glucose est basée sur le principe que le corps humain émet naturellement un fort rayonnement électromagnétique dans la région des longueurs d’onde micrométriques et sur la découverte que ledit rayonnement contient des informations spectrales des analytes tissulaires. Bien que cette technologie brevetée ait des applications pour mesurer les niveaux de diverses substances dans le corps humain, le plan initial est de l’utiliser dans un moniteur BG en raison de l’important besoin non satisfait de remplacer les méthodes de mesure actuelles.
Le corps humain émet un fort rayonnement électromagnétique. Les lois de la physique stipulent que tous les objets émettent un rayonnement IR et que l’intensité du rayonnement et les caractéristiques spectrales de l’objet sont déterminées par sa température absolue ainsi que par les propriétés et les états de l’objet.
La loi de Planck (19) décrit une relation entre l’intensité du rayonnement, la distribution spectrale et la température du corps noir. Le corps humain est un excellent corps noir qui émet de la lumière dans l’infrarouge moyen, précisément dans la bonne région spectrale. La caractéristique spectrale de l’émission thermique est influencée par la composition des tissus de l’individu et les concentrations d’analytes. La loi de Kirchhoff confirme que pour le corps entier à la même température et pour la même longueur d’onde, l’absorptivité est égale à l’émissivité monochromatique.
Les capteurs pour les mesures d’analytes doivent avoir la sensibilité et la sélectivité, la stérilisabilité et la stabilité à long terme requises. Les capteurs spectroscopiques peuvent répondre à toutes ces exigences. Parmi les différentes régions spectrales, la spectroscopie dans l’infrarouge moyen offre une sensibilité et une sélectivité accrues en raison du contenu en informations de la région de l’empreinte digitale. La sélectivité de cette technologie est basée sur le même principe que la sélectivité de la méthode de spectroscopie d’absorption pour les mesures d’analytes. Le glucose présente des caractéristiques spectrales très bien définies dans la région IR de l’empreinte, comme le montrent (par exemple, les études de Heise et al. et Vonach et al. et nos tracés de spectres d’émission thermique du plasma, Fig. 2).
Dans un dispositif expérimental simple, on peut démontrer que l’émission du glucose peut être détectée à l’aide de détecteurs à température ambiante dans une configuration basée sur des filtres. Un spectromètre à filtre non dispersif spécialement conçu (Fig. 1) a effectué les mesures d’absorption et d’émission. Un spectromètre à filtre présente l’avantage de la simplicité, d’un rapport signal/bruit élevé, d’un débit élevé et d’un faible coût. Les roues à filtre rotatif avec des courbes de transmission caractéristiques, lorsqu’elles sont placées dans le trajet de la lumière, génèrent des bandes passantes variables avec une faible résolution. Comme filtre, nous avons utilisé un filtre IR variable circulaire, segment n°3, fabriqué par l’Optical Coating Laboratory, avec une bande de transmission de 7,7 à 14,1 μm. Le rayonnement IR était collecté par un guide d’ondes IR fabriqué à partir d’un tube, avec une surface intérieure plaquée or, qui dirigeait le rayonnement IR dans un filtre variable très proche. De l’autre côté du filtre, un détecteur thermopile (Perkin Elmer/Heineman modèle TPS 434) a été placé sur l’axe optique du guide d’ondes, très près de la surface du filtre. La combinaison du diamètre du guide d’onde, du trou d’ouverture du détecteur et de la dimension de sa zone sensible a fonctionné comme une fente dans la spectrométrie standard avec <0,2μm de résolution spectrale. Des informations utiles sur les données spectrales ont été trouvées dans la plage de 9-13 μm, en raison de la combinaison de l’effet de bord sur les extrémités du filtre et de la résolution due à la largeur de la fente. Au moins six spectres ont été moyennés, et la procédure de Fourier à six points de lissage a été utilisée pour éliminer le bruit rapide du spectre. Les spectres de transmission et d’émission (après correction de l’émission thermique de fond de l’instrument) ont été divisés par les valeurs théoriques d’intensité de rayonnement du corps noir, ce qui a donné des valeurs proportionnelles à l’absorptivité et à l’émissivité monochromatique. Les changements mesurés de l’émissivité monochromatique étaient de l’ordre de 10-4, toujours au-dessus de la limite de bruit du système. À titre d’exemple, la figure 2A montre les spectres d’émission thermique IR (à 41°C) (courbe supérieure) du glucose dans un comprimé de KBr (bromure de potassium) avec un spectre de transmittance (courbe inférieure) pour comparaison. Même avec ces spectres de mauvaise qualité, on peut observer des bandes correspondantes d’absorption du glucose, par exemple, une bande principale à 9,6 μm, une bande à 10,9 μm (correspondant à l’état vibratoire 914 cm-1 du glucose), et une bande plus faible autour de 12 μm. On peut remarquer une image miroir typique entre les spectres de transmission et d’émission. Le spectre IR du glucose pur met en évidence des bandes spectrales fondamentales de la signature du glucose.
Les caractéristiques d’émission IR thermique de différentes concentrations de glucose dans des solutions d’eau et de plasma humain ont été mesurées. À notre connaissance, c’est la première fois que de telles mesures ont été rapportées. Les résultats de l’émission IR du plasma humain à 37°C sont présentés sur la figure 2B. Cette figure met en évidence deux caractéristiques importantes : premièrement, elle montre la région spectrale d’intérêt et, deuxièmement, elle présente la preuve expérimentale de la capacité de détection de l’émission thermique des détecteurs IR actuels à température ambiante. La déconvolution montre les bandes sensibles et non sensibles aux changements de concentration de glucose dans le plasma humain. Pour plus de clarté, les spectres sont décalés vers le haut le long de l’axe vertical. Les résultats de la déconvolution dans le tableau inséré montrent les changements d’intensité des pics en fonction de la concentration en glucose. Encore une fois, on peut observer dans l’émission les bandes correspondantes d’absorption du glucose, par exemple, une bande principale à 9,8 μm, une bande à 10,9 μm (correspondant à l’état vibratoire 914 cm-1 du glucose) et une bande plus faible autour de 11,9 μm.
Le rayonnement thermique du corps humain contient des informations sur les caractéristiques spectrales de l’objet et est déterminé par la température absolue du corps ainsi que par les propriétés et les états des tissus corporels émetteurs. Ainsi, on peut conclure que les caractéristiques spectrales du sang avec différentes teneurs en glucose (ou autres analytes) modifieront l’émissivité de la membrane tympanique et permettront de mesurer la concentration de glucose dans le sang.
La membrane tympanique est connue pour être en excellente position pour mesurer la température corporelle car elle partage son alimentation en sang avec l’hypothalamus, le centre de régulation de la température centrale du corps. Un thermomètre tympanique mesure l’intensité intégrale (sur toutes les longueurs d’onde) du rayonnement thermique IR. Un capteur inséré dans le canal auditif peut obtenir une vue claire de la membrane et de ses vaisseaux sanguins pour mesurer la quantité de rayonnement IR que la membrane émet. Comparé au rayonnement théorique du corps noir décrit par les lois de Planck et de Kirchhoff, ce rayonnement IR est modifié spectralement par la composition du tissu. Ainsi, le rayonnement IR présente des caractéristiques spectrales, par exemple, du sang dans la membrane tympanique.
Dans cet instrument, les caractéristiques spectrales de divers constituants du sang ont été séparées par des méthodes de spectroscopie de chimie analytique. L’instrument repose sur l’utilisation de filtres IR placés devant les fenêtres du détecteur IR. Un filtre laisse passer le rayonnement à travers les bandes d’émission thermique avec les signatures du glucose et est placé dans l’une des fenêtres du détecteur IR, tandis que l’autre fenêtre du détecteur IR est couverte par un filtre capable de laisser passer le rayonnement qui ne comprend pas les bandes d’émission caractéristiques de l’analyte à des longueurs d’onde dans la gamme d’intérêt. Une comparaison de l’intensité du rayonnement entre les deux fenêtres du détecteur (comme illustré sur la figure 3) fournit une mesure qui est proportionnelle à la concentration de l’analyte et peut être corrélée avec la concentration de BG.
La figure 3 montre un schéma simplifié de l’instrument. L’instrument reçoit optiquement le rayonnement IR de la cible objet, telle qu’une membrane tympanique. Le système de détection se compose d’un ensemble de filtres IR optiques et d’un détecteur thermopile sensible dans la région IR du rayonnement du corps humain. L’un des éléments de détection est couvert par un filtre IR sensible à la signature IR du glucose, tandis qu’un filtre approprié ne présentant pas de bandes spectrales caractéristiques de l’analyte mesuré couvre l’autre zone de détection. Dans notre conception de prototype, un point dit quasi-isosbatique à environ 8,5 μm pour les mesures d’intensité d’émission de référence et 9,6 μm pour les mesures de signature du glucose a été utilisé. Le rayonnement IR modifié spectralement provenant de la membrane tympanique illumine les deux fenêtres. La différence d’intensité du rayonnement entre les deux trajets de rayonnement fournit une mesure proportionnelle à la concentration de l’analyte.
Modèles d’étude clinique
Le conseil d’examen institutionnel de l’Université du Connecticut a approuvé l’étude, et tous les sujets ont donné leur consentement éclairé écrit avant de participer. Au total, 5 femmes et 26 hommes atteints de diabète insulinodépendant, âgés de 18 à 75 ans, ont été inscrits. Deux sujets inscrits ont été exclus des tests. L’un d’entre eux avait un mauvais accès veineux et l’autre avait une concentration de glucose sérique >400 mg/dl au début de l’étude et nécessitait un traitement médical. Les mesures de glucose appariées des 23 premiers sujets ont été utilisées pour calibrer la mesure de la concentration de glucose de la membrane tympanique par le moniteur non invasif avec la concentration de glucose sérique provenant d’une veine antécubitale. Cet étalonnage a ensuite été testé en comparant les concentrations de glucose de la membrane tympanique aux concentrations de glucose sérique chez six sujets.
Le matin de l’étude, les sujets ont continué à prendre leurs médicaments habituels mais n’ont pas pris d’insuline ni pris de petit-déjeuner. Le conduit auditif de chaque sujet a été examiné pour vérifier que la membrane tympanique était exempte de cérumen. Chez quatre sujets, une irrigation à l’eau chaude a été utilisée pour éliminer le cérumen qui obstruait la membrane tympanique. Une ligne intraveineuse a été placée dans une veine antécubitale et maintenue ouverte avec une solution saline à 0,45 %. À 0 min et toutes les 10 min pendant un total de 210-250 min, 3 ml de sang ont été prélevés pour mesurer la concentration de glucose sérique. Une mesure de la concentration en glucose de la membrane tympanique a été effectuée immédiatement après la fin de la phlébotomie. L’insuline à action prolongée habituelle du sujet a été administrée à 0 min, un petit déjeuner à base de glucides a été administré à 30 min, et le bolus d’insuline habituel du patient a été administré à 90 min. Pour les sujets n’utilisant pas normalement un bolus d’insuline, le bolus était déterminé par le médecin superviseur dans le but de normaliser la concentration de glucose sérique avant la fin de l’étude. Le médecin superviseur connaissait les résultats des mesures de la glycémie et faisait les interventions cliniquement appropriées pour les concentrations de glucose sérique >400 mg/dl ou <60 mg/dl. La température ambiante était maintenue entre 18 et 25°C. La température orale du sujet, la température ambiante et l’humidité de la pièce ont été enregistrées à 0 min et toutes les 30 min jusqu’à la fin de l’étude. L’humidité relative de la pièce pendant les expériences était comprise entre 20 et 60 %. Les mesures de la température auriculaire IR ont été effectuées 2 minutes après chaque mesure de glucose. L’infirmière effectuant les mesures était aveugle aux concentrations de glucose sérique de la membrane tympanique.
Un total de 432 points de données appariés de 20 sujets a été utilisé pour l’étalonnage de la concentration de glucose de la membrane tympanique avec la concentration de glucose sérique. Une infirmière formée a effectué les mesures de la concentration en glucose de la membrane tympanique pour 19 de ces sujets. Quatre sujets ont été formés et ont effectué eux-mêmes les mesures de la concentration de glucose dans la membrane tympanique. Deux moniteurs étaient disponibles pour l’utilisation. En mode d’étalonnage, le moniteur principal a été utilisé pour 16 sujets. Le moniteur de secours a été utilisé pour quatre sujets.
Les résultats de trois sujets n’ont pas été inclus dans l’analyse de l’étalonnage. Les résultats d’un sujet qui a effectué ses propres mesures et de deux autres sujets (dont les mesures ont été effectuées par une infirmière) ont été rejetés car les relevés ne répondaient pas aux critères fixés pour l’acceptabilité des données des instruments non invasifs (voir les méthodes d’analyse des données). Le moniteur principal a été utilisé pour ces trois sujets. Après l’étalonnage de l’appareil non invasif, le protocole d’étude a été réalisé en aveugle et de manière prospective sur six sujets utilisant tous le moniteur principal. L’observateur qui rapportait la concentration de glucose dans la membrane tympanique et celui qui recevait le rapport de la concentration de glucose dans le sérum étaient aveugles aux résultats de la mesure complémentaire. Tous les points de données rapportés ont été inclus dans l’analyse des données des six sujets étudiés prospectivement.
Méthodes d’analyse des données
Les études du moniteur de glucose non invasif ont été divisées en deux parties. Dans la première partie, le moniteur a été étalonné à l’aide d’un modèle de régression non linéaire avec les données du premier groupe de sujets. Dans la seconde partie, les études prospectives ont été réalisées pour la validation de l’étalonnage et de la méthode utilisée.
Dans la première partie de l’expérience, l’observateur rapportant la concentration de glucose sur la membrane tympanique avait accès à la fois aux mesures invasives et non invasives. Les données de 23 sujets (511 points de données appariés) ont été recueillies à des fins d’étalonnage du moniteur. Lors de l’analyse des données d’étalonnage, il a été constaté que pour trois sujets, >50 % des mesures (22 à 25 mesures ont été effectuées sur un seul sujet) présentaient une erreur d’instrument, alors que les autres sujets n’en présentaient aucune ou moins de quelques erreurs. Une erreur d’instrument était indiquée si un signal provenant du détecteur du moniteur n’était pas lisse (la valeur interne d’un signal provenant du détecteur change >20% pour certains des 60 points de données mesurés suivants par insertion unique du moniteur dans le canal auditif du sujet) ou si le signal du détecteur était hors de la plage définie en fonction de la température ambiante et de l’humidité de la pièce. Le groupe d’erreurs pour ces trois sujets suggérait une erreur fondamentale due à la procédure médicale (par exemple, interférence spectrale potentielle d’autres analytes qui nécessitera des études spécialement conçues ou un canal auditif non droit ou bien redressé) ou de mesure (le canal auditif n’était pas correctement scellé par l’embout de mesure de l’instrument, l’embout de mesure n’était pas placé dans l’axe du canal auditif et de la membrane tympanique, ou une erreur technique de l’opérateur s’est produite lors de la manipulation des mesures). Ces trois sujets ont été éliminés comme données d’entrée pour le calibrage. Pour le calibrage final, 20 sujets ont été utilisés (un total de 432 points de données appariés sans erreur d’instrument), avec une erreur d’instrument indiquée pour 13 points de données (2,9 % des 445 points totaux). Sur la base des résultats de l’étalonnage, une analyse de puissance des données ci-dessus a été effectuée par un statisticien de l’Université du Connecticut Health Center, qui a indiqué que quatre à six sujets sont nécessaires pour produire un mode prédictif de mesures pour la validation de l’étalonnage du moniteur de glucose non invasif.
Dans la deuxième partie de l’expérience, des mesures entièrement prédictives ont été effectuées. L’observateur rapportant la concentration de glucose de la membrane tympanique était aveugle aux résultats des concentrations sériques de glucose en laboratoire. Les estimations par les méthodes invasives et non invasives ont été effectuées de manière indépendante. Pour les six sujets, l’instrument a indiqué quatre erreurs de mesure (3,1 % d’un total de 130 points de données appariés). Une fois qu’une estimation a été faite et rapportée, aucun point n’a été écarté. Cette deuxième partie visait à démontrer la reproductibilité de la méthodologie une fois l’étalonnage du glucomètre établi.
Une analyse statistique finale des résultats des études sur les glucomètres non invasifs a été réalisée à l’aide d’une méthode d’erreur dans les variables (également appelée » régression orthogonale « ). La régression ordinaire des moindres carrés suppose que seules les mesures des coordonnées y sont associées à des erreurs de mesure aléatoires. Or, il arrive souvent que les incertitudes des données se situent à la fois au niveau des coordonnées x et y. C’est le cas lorsque x et y sont des quantités observées et donc connues pour avoir des erreurs. Le modèle d’erreur dans les variables prend en compte les erreurs de mesure pour les deux ensembles de mesures. Parmi ces modèles, on peut citer Deming (20), la méthode de Passing et Bablok (21) et la régression orthogonale. La méthode de Deming exige la spécification du rapport entre les écarts quadratiques pour deux quantités observées, mais ne permet pas d’utiliser des écarts quadratiques différents sur la plage de x ou y quantités mesurées. La plupart des procédures de régression orthogonale répartissent l’erreur de manière égale sur les coordonnées x et y. Dans cette analyse des études de moniteurs non invasifs, la méthode de régression orthogonale basée sur un algorithme décrit par Reilly et al. (22) a été utilisée. Le modèle ci-dessus permet d’introduire l’erreur de mesure pour les deux axes sur toute la gamme des quantités mesurées.
Mesures de laboratoire du glucose sérique
La concentration de glucose sérique de laboratoire a été déterminée par la méthode du taux de consommation d’oxygène à l’aide d’une électrode à oxygène (instrument Synchron LX20 ; Beckman Instruments, Brea, CA). Les écarts-type des mesures de laboratoire fournies par le laboratoire clinique du centre de santé de l’Université du Connecticut sont les suivants : pour le contrôle de qualité de niveau 1 (QC1) avec une glycémie moyenne de 61 mg/dl, écart-type = ±2 mg/dl ; pour le QC2 avec une glycémie moyenne de 120 mg/dl, écart-type = ±4 mg/dl ; et pour le QC3 avec une glycémie moyenne de 373 mg/dl, écart-type = ±11 mg/dl. L’erreur relative sur toute la gamme de concentrations de glucose était d’environ ±3,3 %.
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