CN104655694A

CN104655694A - 血容比测量系统及利用其测量的方法

Info

Publication number: CN104655694A
Application number: CN201410465097.3A
Authority: CN
Inventors: 郑淳铭; 吴李腾翌; 朱清渊
Original assignee: Apex Biotechnology Corp
Current assignee: Apex Biotechnology Corp
Priority date: 2013-11-19
Filing date: 2014-09-12
Publication date: 2015-05-27
Anticipated expiration: 2034-09-12
Also published as: CN104655694B; EP2873969B1; EP2873969A1; US20150136617A1; ES2879914T3; TW201520545A; TWI504889B; US9719955B2

Abstract

本发明涉及一种血容比测量系统及利用其测量的方法。该血容比测量系统包含电化学试片及测量仪。所述测量仪包含：连接器将该电化学试片上的血液样品产生相应的反应信号传送到该测量仪；容抗特性调整器设置于该测量仪与该电化学试片的连接处；计算单元用以换算该电化学试片上的血液样品的浓度值及HCT值；模拟数字转换器将该相应的反应信号转换成数字化反应信号；及信号处理器，处理该数字化反应信号并将测量结果显示于显示器，其中所述计算单元采用分压原理而测得该血液样品的HCT值，以避免信号波形电压产生饱和或遭到截止而导致测量信号曲线失真。

Description

血容比测量系统及利用其测量的方法

技术领域

本发明涉及一种血容比测量系统及利用其测量的方法，特别涉及一种具有容抗特性调整器的血容比测量系统及利用容抗特性调整器提高血液血容比的容抗特性有效提高测量精准度的方法。

背景技术

鉴于生活饮食的富足，因不当饮食习惯所造成的疾病日益增加，具高度可靠性的电化学生化测量系统对需要长时间监控身体状态(如血糖、血脂等)的人们来说已成为生活中所不可或缺的工具。

以往的的电化学生化测量系统的测量结果存在显著误差，主要因为血液组成中含有干扰测量结果的成分，其中最具代表的干扰成分即红血球于血液中所占比例的血容比(Hematocrit，于下文中简称HCT)。血液的HCT是导致测量结果发生误差的重要参数，例如，在进行血糖、胆固醇、凝血速度或尿酸等测量时，红血球会阻碍血液与酵素进行反应，使得呈现高HCT者其测量结果较实际值低，而呈现低HCT者其测量结果较实际值高。

在现有技术中，已存在多种技术方案解决HCT所造成的问题，例如美国专利US5,628,890号已公开一种电化学系统测量试片，在试片上设置有一过滤层，将红血球从待测血液中分离，然而此专利公开仍有试片制程困难、成本高、测量时间长及需要大量测量血液等实用上的缺点。

美国专利US7,407,811号公开了一种检测HCT并校正待测物浓度的方法，通过提供1Hz～20KHz的AC信号至待测血液，并测量该血液反应的相位角(phase angle)及导纳强度(admittance magnitude)而计算出血液中的HCT值。然而此专利所公开的技术方案仍需要反复提供二至五个不同频率的信号到测量血液中，并藉由该不同频率信号来测量HCT，导致整体存在反应时间长、增加运算困难及耗电等实用上的缺点。

此外，美国专利US8,480,869号涉及关于一种以氧化还原方应测量HCT的方法，其公开于电化学试片电极上设置铁氰化钾或亚铁氰化钾，在与红血球进行反应后，藉此测量HCT。然而美国专利US8,480,869所公开的氧化还原药剂会干扰电化学试片上其他酵素，导致测量结果失真。再者，虽然美国专利US7,407,811与US8,480,869所公开的测量方法都可测量血液中HCT值，然而若血液中尚有其他成分同时存在，该其他成分亦对HCT测量准确度造成威胁。更有甚者，虽然美国专利US5,628,890可将红血球从待测血液中分离，却未能完全滤除HCT的存在。基于上述现有技术的缺点，使得业界目前急切需要具高精准度及可靠度的HCT测量系统。

发明内容

为克服上述现有技术的缺点，本发明实施例提供一种血容比测量系统，其包含电化学试片及测量仪，藉由具有血液容抗特性调整器的测量仪可有效地提高血液HCT容抗特性，并提高测量精准度。

所述测量仪包含：连接器，将该电化学试片上的血液样品产生相应的反应信号传送到该测量仪；容抗特性调整器，设置于该测量仪与该电化学试片的连接处，该容抗特性调整器包含负载电阻及调整电容所组成的一电路；计算单元，用以换算该电化学试片上的血液样品的浓度值及HCT值；模拟数字转换器，将该相应的反应信号转换成一数字化反应信号；及一信号处理器，处理该数字化反应信号并将测量结果显示于一显示器；其中所述计算单元采用分压原理而测得该血液样品的HCT值，以避免信号波形电压产生饱和或遭到截止而导致测量信号曲线失真。

根据实施例，所述容抗特性调整器调整电容与血液容抗特性而呈现并联关系，其中该信号处理器的整体电路容抗Ceq满足以下关系式：

C_eq＝C_b+C_ac

其中C_eq为整体电路容抗，C_b为血液容抗，C_ac为调整电容，藉此可获致将测量信号放大，减少测量所需的血液量的功效。

根据另一实施例，所述容抗特性调整器调整电容与血液容抗特性而呈现串联关系，其中该信号处理器的整体电路容抗Ceq满足以下关系式：

1/C_eq＝1/C_b+1/C_ac

其中C_eq为整体电路容抗，C_b为血液容抗，C_ac为调整电容，藉此可获致将干扰信号有效地滤除。

再者，藉由采用分压原理而实施的所述计算单元，可得知血液HCT值，具有防止因信号波形电压产生饱和或遭到截止造成测量信号曲线失真的功效。

根据另一实施例，一种使用血容比测量系统测量血液血容比的方法，包含：提供测量用的电化学试片；将该电化学试片置入血容比测量系统中；由电源单元通过连接器及容抗特性调整器提供波形信号至该电化学试片上；通过该测量仪测量分压阻抗得到测量信号；通过该信号处理器分析该测量信号；以及通过该处理器显示测量血液的HCT值于该显示器上或利用该HCT值演算其他生化浓度。

附图说明

图1表示根据本发明一实施例所绘制的电化学试片的结构分解示意图。

图2a～图2d是根据本发明的一实施例而绘制电极系统的布置示意图。

图3是表示根据本发明的实施例而绘制的测量仪的系统方块示意图。

图4是表示根据本发明的实施例而绘制的计算单元的等效电路图。

图5是表示根据本发明另一实施例而绘制的另一计算单元的等效电路图。

图6a至6p表示根据本发明实施例而绘制的容抗特性调整器的等效电路图，其中图6a～6f中所表示的是容抗特性调整器的调整电容与血液容抗呈现并联关系，图6g至图6k中所表示的是该容抗特性调整器的调整电容与血液容抗呈现串联关系，图6l至6p中所表示的是将两调整电容对血液进行串联与并联状态。

图7为根据本发明的并联调整电容的实施例与无容抗特性调整器的测量仪，针对10％、30％及50％输出信号进行对比的结果。

图8表示针对各测量仪输出信号差异系数进行对比的结果。

图9表示使用本发明血容比测量系统的测量HCT方法的流程说明图。

具体实施方式

以下以各实施例详细说明并基于附图说明的范例，做为本发明的参考依据。在附图或说明书描述中，相似或相同的部分都使用相同的符号。且在附图中，实施例的形状或是厚度可扩大，并以简化或是方便标示。再者，附图中各组件的部分将以分别描述说明的，值得注意的是，图中未示出或描述的组件，为所属技术领域中技术人员所公知的形式，另外，特定的实施例仅为揭示本发明使用的特定方式，其并非用以限定本发明。

本发明实施例主要提供一种藉由生化测量系统测量血液HCT的方法。该生化测量系统包括测量仪及电化学试片，其中该电化学试片尚包括有至少一对电极。当进行测量时，使用者需先行将该电化学试片插入该测量仪，然后利用采血针扎刺自己的皮肤以渗出微量血液，并将此血液直接滴在电化学试片上。当血滴被吸入到位于电极上方的反应层时，因血液中的红血球在结构上具有电容及电阻特性，利用该电抗及容抗特性与HCT浓度有直接关系，因此通过测量血液中阻抗及容抗即可得知HCT浓度。

图1表示根据本发明一实施例所绘示电化学试片的结构分解示意图。在图1中，电化学试片100包含绝缘基板102、电极系统104、绝缘层106、下隔片108、亲水性隔片110及上隔片112。绝缘基板102为具有电绝缘性的基材，其材料可包含但不限于：聚氯乙烯(PVC)、玻璃纤维、聚酯、电木、聚对苯二甲酸二乙酯(PET)、聚碳酸酯(PC)、聚丙烯(PP)、聚乙烯(PE)、聚苯乙烯(PS)、陶瓷或上述材料的任意组合。

电极系统104的材料可为任何导电物质，例如碳胶、银胶、铜胶、金银混合胶、碳银混合胶、或上述导电材料的任意组合。在一实施例中，电极系统是由导电碳粉层所构成。在另一实施例中，电极系统是由金属层所构成。又一实施例中，电极系统是由导电银胶层及位于其上的导电碳粉层所组成，其中该导电碳粉层的阻抗一般远大于导电银胶层或其他金属胶层。再者，根据本发明实施例，因应实际测量需求电极系统可由彼此间相互绝缘的多个电极所任意组成的电极组，此电极组可包含彼此间相互绝缘的多个电极。在本实施例中，电极系统包含浓度电极组及HCT电极组，而浓度电极组包含彼此相互绝缘的工作电极、参考电极；HCT电极组包含第一HCT电极及第二HCT电极。在测量时，该等工作电极、参考电极、第一HCT电极及第二HCT电极的两端以分别与测量仪及血液样品电性连接。值得注意的是，本发明并不限制电极的构型，只要能与测量仪间形成电性回路即可。一般来说，只要在电极组中配置如上述作用的各电极，且各电极的间在未与血液样品连接前，彼此绝缘就已经足够实施，本发明的实施并不限制各电极的间的安排方式，也不限制电极的数量，可根据实际应用所需而增加其他电极。

绝缘层106覆盖部分的电极系统104，使得未被覆盖的电极系统104的一端形成用以容纳血液样品的反应区，另一端则形成用以与测量仪相接的连接区，其中反应区具有入口，供血液样品注入。绝缘层106的材料包含但不限于PVC绝缘胶带、PET绝缘胶带、热干燥型绝缘漆或紫外光干燥型绝缘漆。根据本发明实施例的电化学试片100可于反应区中设置至少一个反应层，此反应层包含至少一个氧化还原酶，用以与血液样品产生化学反应，其中该氧化还原酶的种类随血液样品的性质而决定。再者，该反应层至少覆盖于反应区中的电极系统。

下隔片108置于绝缘层106的之上，且下隔片108包含开口109，以暴露出电极系统104的一部分。一般而言，开口109只要能够暴露出电极系统部份电极即足以实施，本发明的范畴并不欲限制开口的形状。此外，下隔片108暴露出绝缘基板102的连接区，以使位于连接区中的电极系统的一端可与测量仪电性相接。下隔片108的材料可包含但不限于PVC绝缘胶带、PET绝缘胶带、热干燥型绝缘漆或紫外光固化型绝缘漆。此外，在制造下隔片108的过程中，可将已裁切出开口的下隔片放置于绝缘基板与电极系统上，另可选择避开开口109及绝缘基板的连接区的位置，直接以印刷的方式形成下隔片于部分的绝缘基板与电极系统的上。

上隔片112的材质可选用但不限于透明或半透明的材料，以方便观察反应区是否已填入样品，避免在血液样品未填入的情况下即进行检测，而导致错误的测量结果。上隔片112在接近反应区的下表面可涂布亲水性隔片110，以加强反应区内部壁面的毛细作用，更迅速且有效地将样品导入反应区中。上隔片112更包含相应于开口的通气孔(未图未)，加强毛细作用，用以排出反应区内的气体。一般而言，通气孔靠近闭口内侧末端。本发明的实施并不限制通气孔的形状，举例来说，通气孔可为圆形、椭圆形、长方形、菱形等。

在一实施例中，电化学试片100可设置辨识单元114，该辨识单元114可形成于上隔片112的上表面电极系统104与测量仪相接的连接一侧。该辨识单元114包含多个电性组件。该电性组件可为各种具有导电性的电性组件，例如为具有被动组件的电性特征的电性组件。在一实施例中，电性组件可为电阻，其材料与电极系统104相同，其形成方法可例如为网印(screen printing)、压印(imprinting)、热转印法(thermal transfer printing)、旋转涂布法(spin coating)、喷墨印刷(ink-jet printing)、雷射剥镀(laser ablation)、沈积(deposition)、电镀(electrodeposition)、网印(screen-printing)等技术。然在另一实施例中，辨识单元114所包含的电性组件可为电阻、电容、电感、及/或其结合。当电化学试片100置入测量仪时，测量仪可侦测出辨识单元114上的各电性组件的位置及数量，藉此而辨别电化学试片100的种类，进而实行相对应校正参数或模式进行测量。换言的，此多个电性组件的数量及位置决定电化学试片100的辨识码，使测量议可据此而辨别电化学试片100。本发明并不限制辨识单元114所包含的电性组件的数量、形状及配置方式。另本发明并不限制辨识单元114的设置位置及工作方式，该辨识单元114仅需能让测量仪读取辨识码即可，有关其他可能实施的辨识单元，另公开于同一申请人所申请的台湾专利申请号096146711、097202289、097208206、097207619、097133258、098202095、098131024、098215494及099144438中，本申请参照上述申请，并包含所述申请的全部内容。

图2a～图2d是根据本发明的一实施例而绘制的电极系统的布置示意图。如图2a～图2d中所示，为配合测量需求，在单一电化学试片上布置有多个电极组所组成的电极系统。在本发明实施例中，电极系统包含但不限于有浓度电极组及HCT电极组，该浓度电极组具有至少一个工作电极W及参考电极C。HCT测量因无氧化还原反应，而是通过测量仪提供波形信号到血液中并测量HCT的反应信号，因此测量HCT的HCT电极组经由第一HCT电极H1及第二HCT电极H2组成。

本发明的各电极组的布置并无特别限制，当血液样品自反应区的入口I注入，依序会接触到电极系统中的HCT电极组及浓度电极组。应注意的是，本发明并不限制血液样品进入反应区后接触电极的顺序，可根据实际测量需求调整该电极组位置，只要该电极组能与血液样品构成回路并完成测量即已足够实施本发明的实施。在一实施例中，电化学试片电极组的布置可如图2a，浓度电极组的工作电极W及参考电极C设置相较于HCT电极组近血液样品入口I。在另一实施例中，电化学试片电极组的布置可如图2b，HCT电极组的第一HCT电极H1及第二HCT电极H2设置相较于浓度电极组近血液样品入口I。又一实施例中，电化学试片电极组的布置可如图2c，浓度电极组的工作电极W及参考电极C设置于HCT电极的第一HCT电极H1及第二HCT电极H2的间。然而本发明电化学试片电极系统亦可如图2d，除浓度电极组及HCT电极组外，尚有其他电极组O的布置。应注意的是，本发明并不限制各电极组间的布置及测量关系，可根据实际测量需求调整其电性连接关系，各电极组间可分别单独进行单一测量工作，亦可于同一电极组上进行一种以上测量，如同一电极组上进行HCT及浓度测量。另电极系统亦可设置一ㄇ字型电极，其与各测量用的电极组呈现电性绝缘状态，该ㄇ字型电极与测量仪间进行电性连接。当电化学试片置入测量仪后，ㄇ字型电极将测量仪间形成一回路，进而启动测量仪。

为简化说明，以下说明内容仅针对HCT测量作说明，然本领域技术人员均可轻易将本发明说明所公开的HCT测量与其他生理参数测量结合，例如通过本发明HCT测量方法得知血液样品HCT值，并利用该HCT值演算生化浓度值，该生化浓度值包含但不限于血糖、胆固醇、尿酸、乳酸、血红素。

当血液样品进入电化学试片后，通过测量仪施加波形信号到反应层，血液样品与该波形信号进行反应后会释放出电信号，产生相应的一反应信号，测量该反应信号即可得知测量时使用者的HCT状况。

在本发明说明中，定义「波形信号」为随时间进行稳定及循环电流或电压起伏的信号，该信号可以是100％的交流信号，或者是交流与直流信号的迭合，较佳者是直流波形信号。本发明说明所称「直流波形信号」是指通过当测量仪提供信号至电化学试片反应区时，单一信号即呈现有波形特性，且该波形特性信号不包含负周信号。该直流波形信号可以是但不限于脉波、方波、三角波或锯齿波。在本实施例中，较佳的该波形信号为方波信号，其频率为1KHz～22KHz；电压为50mV～5V，较佳的该电压为300mV～800mV。

图3是表示根据本发明的实施例而绘示的测量仪的系统方块示意图，此系统包含本发明的电化学试片320以及测量仪310。电化学试片320包含用于测进行浓度测量的浓度电极组，具有工作电极W及参考电极C，用于测量HCT的HCT电极组，具有第一HCT电极H1及第二HCT电极H2。测量仪310包含用以对外连接的连接器311、用于换算浓度或/和HCT值的计算单元312、模拟数字转换器313、处理器314及显示器315。当血液样品进入电化学试片反应区后，血液样品分布在浓度电极组及HCT电极组上。当电源单元316将波形信号施加到HCT电极组后，血液中的红血球与该电信号会产生相应的反应信号并通过连接器311传送到测量仪310的计算单元312。然后，藉由计算单元312将该反应信号进行转换，输出到模拟数字转换电路(analog to digital converter，简称ADC)313，以取得一数字化的反应信号，此数字化的反应信号经由处理器314进行进一步处理及/或经由显示器315将显示测量结果。

图4是表示根据本发明的实施例而绘示的计算单元312a的等效电路图。有别于以往的电路直接利用信号增益(gain)的测量方法，于本实施例中，计算单元312a是采用分压原理而得知血液HCT值，因此具有防止因信号波形电压产生饱和(saturation)及/或遭到截止(cut off)所造成测量信号曲线失真(distortion)的功效。计算单元312a设置有分压电阻410及信号处理器412，当电源单元316通过连接器提供波形信号至血液样品322，该波形信号会先经过分压阻抗410，此时分压阻抗410与血液样品322呈现一串连状态，串行电路中，根据奥姆定律得知，各阻抗组件上的电流相等，因此分压阻抗与带血电化学试片的电流相同，测量分压阻抗的电流即可得知血液样品上的电流值。另根据克希荷夫电压定律及奥姆定律，各阻抗组件两端电压总和等于电路上所有阻抗组件上的电压加总，因此该信号输出端的电压Vo满足以下关系式：

Vo＝〔R_SR/(R_SR+R_BR)〕VS (1)

其中R_SR为样品阻抗，R_BR为分压阻抗，VS为电源端的电压。。

根据本发明实施例，分压阻抗的阻抗值并无任何限制，然而却以该分压阻抗的阻抗值以不影响计算单元测量血液信号为限，较佳的该阻抗值为200Ω～2MΩ，再佳的该阻抗值为2KΩ～700KΩ，更佳的该阻抗值为20KΩ～200KΩ。另该测量信号再经由信号处理器412进行处理，该信号处理器412可以但不限于为运算放大器、加法器、积分器的单一或组成电路，优选为该信号处理器为减法器。

因红血球细胞中的细胞膜脂质(Lipid Biayer)构成了绝缘层，该绝缘层把细胞的内液及细胞外液可区分开，进而形成类似电容器结构状态，因此红血球细胞具有似电容的特性，在居家应用上，测量系统所需求的血液样品为15μL～0.1μL甚至更低，然经实验实证0.5μL血液样品中所含容抗值为150pF～1.5nF，对以往的电化学系统而言，因血液中尚有其他成份，因此干扰信号相当明显，导致测量结果的变异系数极大。

另红血球细胞膜上含有离子匣式跨膜ATP酶(Na+/K+-ATPase)，当外部施加电信号到血液后，离子匣式跨膜ATP酶会因为细胞内外的电位差而释放带电信号的钠或钾，以达到细胞内外电位平衡。而于HCT测量时，测量仪提供波形信号进行测量，因此该施加电位为正电与零电位交替时，血液内电位改变，离子匣式跨膜ATP酶因细胞内外电位反复差异而不断导入及导出钠或钾，以使细胞内外达到电位平衡，然此作用所产生的电位信号差却为HCT测量的干扰噪声，而影响测量准确度。

图5是表示根据本发明另一实施例而绘制的另一计算单元312b的等效电路图。为使测量仪能明确且精准检测到血液中的电容特性，进而增加HCT测量精准度，特地在本实施例中的测量仪与电化学试片连接处增加血液容抗特性调整器420。该容抗特性调整器420与用于使血液中红血球呈现电性连接关系，进而提高测量仪所测量到的容抗值精准度，除此的外，藉由容抗特性调整器420可将血液HCT浓度值放大，因此可减少测量所需的血液样品量。

图6a至6p表示根据本发明实施例而绘制的容抗特性调整器的等效电路图，该容抗特性调整器的等效电路包含但不限于负载电阻及调整电容，接点a设置于分压电阻与信号处理器电性连接处，该调整电容可由单一电容组件或多个电容组件所组成。在一实施例中，因电化学试片电极上已有定值阻抗，因此如图6a、6g及6l中所显示的该负载电阻可由电化学试片电极上的阻抗取代。

然而电化学试片电极在制造过程中，因每批次原料存在有不可避免的差异，导致每批次生产的电极阻抗值有所差异。如上所述，本发明容抗特性调整器的负载电阻与血液样品呈现电性连接状态，因此该电极阻抗直接影响测量仪所侦测到的电信号，因此该批次电极阻抗差导致不同批次电化学试片进行测量时带有误差，因此发明人特利用电化学试片上的辨识单元记载该批次电极阻抗差校正值，当电化学试片插入测量仪后，测量仪通过辨识单元得知批次电极阻抗差校正值，并将该校正值带入测量结果进行校正，以避免批次电极阻抗差所带来的测量误差。

基于血液中红血球具有电容特性，图6a～6f中所示容抗特性调整器的调整电容与血液样品容抗呈现并联关系，使得整体电路容抗Ceq满足以下简化关系式：

C_eq＝C_b+C_ac

其中C_eq为整体电路容抗，C_b为血液样品容抗，C_ac为调整电容。

调整电容与血液样品并联的目的在于增加整体电路的储存容抗特性能量，增加整体电路的电容值，进而增强HCT特性信号的敏感性，另并联该调整电容亦具有稳压及虑波功能，可滤除离子匣式跨膜ATP酶及血液其他成分所造成的测量噪声，提高测量精准，使计算电路能精准计算血液中的容抗特性。除此的外，藉由并联该调整电容将反应信号放大，因此可减少测量所需的血液样品量，达到检测微小化的目的。

图7为根据本发明的并联调整电容的实施例与无容抗特性调整器的测量仪，针对10％、30％及50％HCT浓度输出信号进行对比的结果。如图7所示，比较例在输入测量信号后，血液样品开始进行反应，其信号逐渐爬升，待信号稳定需要至少0.8秒，而本发明实施例中因调整电容与血液样品呈现并联状态，当用户将电化学试片插入并启动测量仪时，该调整电容已进行能量储存，当血液样品进入电化学试片反应区后，该调整电容开始释放能量，待血液样品开始释放反应信号时则即可迭加在电容所释放的能量上即可。因此可减少血液样品反应信号爬升时间，在0.4秒时信号已呈现稳定状态，具有减少测量时间的功效。

在图6g至图6k中，该容抗特性调整器的调整电容与血液样品容抗呈现串联关系，使得整体电路容抗C_eq满足以下简化关系式：

1/C_eq＝1/C_b+1/C_ac (3)

电容串联相当于电容电极的距离变大，因此整体电容值减小。意外的是，整体电路容抗虽然减小，测量仪所侦测到的电信号亦减小，但同时亦将离子匣式跨膜ATP酶及血液其他成分造成的测量噪声降低，使得计算单元可轻易分析出HCT浓度，进而有效地降低血液中其他成分对于HCT测量值影响。

于图6l至6p中，将两调整电容对血液样品进行串联与并联状态，使得整体电路容抗为：

C_eq＝〔(C_C1*C_b)/(C_C1+C_b)〕+C_C2 (4)

当电容同时与血液样品呈现串联及/或并联时，血液样品与CC1呈现串联状态，将离子匣式跨膜ATP酶及血液其他成分造成的噪声减小，再通过CC2将整体电路容抗值提升，以利计算单元信号的撷取。

根据本发明实施例，容抗特性调整器的调整电容值并无任何限制，然而却以该调整电容的容抗值以不影响血液样品电容特性为限，较佳的该容抗值为1pF～150uF，更佳的该容抗值为50pF～20uF。

于以下比较例中，利用市售的生物复阻抗测量仪电路，搭配碳电极及金属电极电化学试片与本发明分别进行HCT测量比较。其实施步骤如下：

1.将两生物复阻抗测量仪电路分别连接上碳电极电化学试片及金属电极电化学试片，并将本发明测量电路连接上同一型号及批次的碳电极电化学试片。

2.分别于碳电极电化学试片及金属电极电化学试片上放置预先调配好各种浓度的HCT浓度血液样品分别滴入电化学试片。

3.测量各电路在30秒内的测量信号。

4.重复步骤5次。

通过上述实施步骤，即可得知各测量仪在HCT测量上的信号反应曲线，该反应曲线通过后端运算电路可转换为电流信号，然而各测量仪会因血液中其他成分对电信号的反应而导致HCT测量信号含有干扰信号的存在。

图8表示针对各测量仪输出信号变异系数(coefficient of variation，CV)进行对比的结果。本领域技术人员已知所述变异系数代表测量结果的误差值，如8图所示，比较例1为生物复阻抗测量仪电路搭配碳电极电化学试片的误差平均为2.6％。而比较例2为生物复阻抗测量仪电路搭配金属电极电化学试片，因金属电极导电良好，可避免电极阻抗的影响，因此其变异系数较碳电极较小，其变异系数为0.6％。实施例1因设置有容抗特性调整器，因此可有效的降低血液其他成分对HCT测量的干扰，本发明搭配碳电极电化学试片的测量值误差平均仅有0.12％，且在10％～60％浓度测量上更可保持在0.1％水平，误差值趋近于0。

图9表示使用本发明血容比测量系统的测量HCT方法的流程说明图。首先，提供测量用的电化学试片(步骤S810)。此电化学试片可以包含但不限于互相绝缘的4个电极：工作电极、参考电极、第一及第二HCT测量电极，其中该第一及第二HCT测量电极与测量仪连接器及容抗特性调整器进行电性连接。如前述，该容抗特性调整器的调整电容与血液样品呈现串联及/或并联状态。接着，将电化学试片置入测量仪中(步骤S820)，测量仪可藉此置入动作启动此测量仪或由使用者进行手动启动。测量仪启动后，由电源单元通过连接器及容抗特性调整器提供波形信号至电化学试片上(步骤S830)。接着，通过计算单元得到测量信号(步骤S840)，例如测量仪测量分压阻抗的信号，计算单元的信号处理器将撷取分压阻抗上的信号。的后，信号处理器分析该测量信号(步骤S850)，将该信号通过模拟数字转换器将信号数字化并传送到处理器。处理器通过显示器显示测量结果或利用HCT值演算其他生化浓度测量(步骤S860)，处理器接收到该数字化后的信号可直接通过显示器显示测量结果，或通过该HCT值演算其他生化值浓度的测量。

本发明虽公开了如上的各种实施例，但其并非以此限定本发明的范围，任何所属技术领域中的技术人员，在不脱离本发明的精神和范围内，当可做些许的变更与润饰。本发明的保护范围以权利要求所保护的范围为准。

【符号说明】

100 电化学试片

102 绝缘基板

104 电极系统

106 绝缘层

108 下隔片

109 开口

110 亲水性隔片

112 上隔片

114 辨识单元

310 测量仪

311 连接器

312 计算单元

312a、312b 计算单元

313 模拟数字转换器

314 处理器

315 显示器

316 电源单元

320 电化学试片

322 血液样品

410 分压阻抗

412 信号处理器

420 电容特性调整器

420a～420p 电容特性调整器

S810～S860 测量步骤

I 血液样品入口

C 参考电极

W 工作电极

H1、H2 HCT电极

O 其他电极组。

Claims

1.一种血容比测量系统，其特征在于，

具有电化学试片、以及测量仪，

其中所述测量仪包含：

电源单元，其用于提供信号；

连接器，其接收所述电源单元所提供的所述信号并将所述信号传送到所述电化学试片上，且将所述电化学试片上的血液样品与所述信号所产生的相应的反应信号传送到所述测量仪；

容抗特性调整器，其设置于所述测量仪与所述电化学试片的连接处；

计算单元，其用以换算所述电化学试片上的血液样品的浓度值及HCT值；

模拟数字转换器，其将所述相应的反应信号转换成数字化反应信号；以及

信号处理器，其处理所述数字化反应信号。

2.根据权利要求1所述的血容比测量系统，其特征在于，

所述计算单元测量分压阻抗信号而测得所述血液样品的HCT值。

3.根据权利要求2所述的血容比测量系统，其特征在于，

所述分压阻抗值的范围为200Ω～2MΩ。

4.根据权利要求1所述的血容比测量系统，其特征在于，

所述波形信号为直流方波信号，其频率为1KHz～22KHz，电压为50mV～5V。

5.根据权利要求1所述的血容比测量系统，其特征在于，

所述信号处理器包含运算放大器、加法器、减法器、积分器、或由上述组件任意组成的电路。

6.根据权利要求1所述的血容比测量系统，其特征在于，

所述容抗特性调整器包含负载电阻及调整电容所组成的电路。

7.根据权利要求1所述的血容比测量系统，其特征在于，

所述调整电容的容抗值为1pF～150uF。

8.根据权利要求7所述的血容比测量系统，其特征在于，

所述信号处理器的所述调整电容与血液样品容抗呈现并联关系。

9.根据权利要求8所述的血容比测量系统，其特征在于，

所述信号处理器的整体电路容抗C_eq满足以下关系式：

C_eq＝C_b+C_ac

10.根据权利要求7所述的血容比测量系统，其特征在于，

所述信号处理器的所述调整电容与血液样品容抗呈现串联关系。

11.根据权利要求10所述的血容比测量系统，其特征在于，

所述信号处理器的整体电路容抗C_eq满足以下关系式：

1/C_eq＝1/C_b+1/C_ac

12.根据权利要求7所述的血容比测量系统，其特征在于，

所述信号处理器的所述调整电容与血液样品容抗呈现串联与并联并存关系。

13.根据权利要求12所述的血容比测量系统，其特征在于，

所述信号处理器的整体电路容抗C_eq满足以下关系式：

C_eq＝〔(C_C1*C_b)/(C_C1+C_b)〕+C_C2

其中C_eq为整体电路容抗，C_b为血液样品容抗，C_C1为串联调整电容，C_C2为并联调整电容。

14.根据权利要求1所述的血容比测量系统，其特征在于，

所述电化学试片设置辨识单元。

15.一种使用血容比测量系统测量血液血容比的方法，其特征在于：

提供测量用的电化学试片；

将所述电化学试片置入如根据权利要求1所述的血容比测量系统中；

由电源单元通过所述连接器及所述容抗特性调整器提供波形信号至所述电化学试片上；

通过计算单元得到测量信号；

通过所述信号处理器分析所述测量信号；以及

通过所述处理器将测量血液的HCT值显示在所述显示器上或利用所述HCT值演算其他生化浓度。

16.根据权利要求15所述的测量血液血容比的方法，其特征在于，

通过计算单元得到测量的信号是以测量仪器测量分压阻抗而得到所述测量信号。