KR100829928B1 - 혈액의 헤마토크리트 측정장치 및 방법 - Google Patents

Abstract

본 발명은 전기적 임피던스와 디지탈 신호처리 기술을 이용하여 직접 임상에서 실시간으로 혈액의 헤마토크리트 (즉 적혈구 용적률)를 측정하는 장치 및 방법에 관한 것으로서, 본 발명에 의한 헤마토크리트 장치는 작업전극 및 보조전극이 장착되는 전기신호감지부; 상기 전기신호감지부와 전기적으로 연결되는 전기화학부 및 신호 발생부; 전기화학부로부터 얻어진 아나로그 데이터 수집하여 디지털화하는 데이터 획득부; 데이터 획득부에서 디지털화된 데이터를 수학적 처리를 하기 위한 데이터 프로세스부; 및 상기 시스템 전체를 제어 관리하는 제어부;를 포함하여 이루어진다.

본 발명에 따르면, 전기신호감지부를 주사바늘에 장착하여 인체의 팔꿈치앞 정맥(anti-cubital vein)에 삽입하거나 인체로부터 채취된 미량의 혈액내에 바이오 센서칩 형태로 제조된 전기신호감지부를 수용된 용기에 침지하여 밀리볼트 크기의 펄스 형태의 전압을 아주 짧은 기간동안 흘려 보내 전극 사이의 전류의 최대값과 감소 변화를 측정함으로써, 혈액을 희석하지 않고 곧바로 헤마토크리트를 측정할 수 있는 효과가 있다.

혈액. 헤마토크리트(적혈구 용적률). 주사바늘. 바이오 센서칩.

Description

혈액의 헤마토크리트 측정장치 및 방법{Device for Measuring Hematocrit of Blood and Method using the same}

도 1은 종래 헤마토크리트 측정장치를 나타낸 것이다.

도 2는 도 1에 도시된 측정장치의 사용상태도이다.

도 3은 본 발명에 의한 헤마토크리트 측정장치의 개략도이다.

도 4는 도 3에 도시된 전기신호 감지부의 구성도이다.

도 5 및 6은 본 발명에 의한 전기신호 감지부의 서로 다른 실시예이다.

도 7a 및 도 7b는 도 6에 도시된 전기신호감지부를 이용하여 헤마토크리트를 측정하는 서로 다른 방법을 나타낸 것이다.

도 8a 및 도 8b는 전기신호 감지부의 다른 실시예이다.

도 9는 펄스전압이 가해진 후에 전류 신호의 감소 변화를 보여준다.

도 10은 본 발명에 의하여 측정된 전기저항 값이 나타내는 헤마토크리트 값을 보여준다.

**도면의 주요부분에 대한 부호의 설명**

10: 전기신호 감지부 11: 작업전극

12: 보조전극 13: 기준전극

20: 전기화학부 30: 신호발생부

40: 데이터획득부 50: 데이터 프로세스부

60: 제어부 70: 주사기

71: 주사바늘 80: 바이오 센서칩

90: 용기

본 발명은 전기적 임피던스와 디지탈 신호처리 기술을 이용하여 직접 임상에서 실시간으로 혈액의 헤마토크리트 (Hematocrit)를 측정하는 장치 및 방법에 관한 것으로서, 보다 구체적으로는 전기신호감지부를 주사바늘에 장착하여 인체의 정맥 혹은 동맥내에 삽입하거나 또는 바이오 센서칩 형상으로 제조하여 혈액이 수용된 용기에 침지함으로써, 혈액을 희석하지 않고 곧바로 헤마토크리트를 측정할 수 있는 혈액의 헤마토크리트 측정장치 및 방법에 관한 것이다.

헤마토크리트란 혈액 내에 포함되어 있는 적혈구의 용적율을 말한다. 헤마토크리트는 일반적으로 여성에 있어서는 37~47% 그리고 남성에 있어서는 45~52%의 범주에 있다. 비교적 간단한 측정 방법으로는 유리 모세관 내에 혈액 샘플을 주입하고 고속 회전시키면 혈액에 있는 적혈구 성분이 혈장으로부터 분리되어 층을 이루며 모세관 내에 혈액 샘플의 전체 길이에 대한 적혈구가 차지하는 길이를 측정함으 로서 헤마토크리트를 측정한다. 그러나 종합 병원이나 규모가 큰 임상실험실에서는 Coulter 카운팅 머신, Bayer ADVIA 120 분석기, Sysmex 분석기, ABX 분석기 등을 사용한다. 상기한 바와 같은 대부분의 자동화된 헤마토크리트 측정기기는 적혈구 세포가 두 전극 사이를 통과할 때 발생되는 임피던스를 측정하거나 광학적 분석 방법이다. 전자는 적혈구 세포에 의해서 발생되는 전기적 임펄스 (충격전위)를 측정하여 헤마토크리트를 측정한다. 적혈구들의 개개의 체적은 적혈구의 전기적 임피던스나 빛의 산란 성질을 이용하여 측정될 수 있다.

도 1은 전기적 임피던스 기법을 사용하여 자동화된 헤마토크리트 측정 장치 중 가장 잘 알려진 자동화된 기술 중에 하나인 Coulter 카운팅 머신(100)을 개략적으로 도시한 것이다. 이를 참조하여 설명하면, 희석한 혈액샘플(B)이 흐르는 관(110)과, 상기 관(110)의 양측면에 구비된 작업전극(121)과 보조전극(122), 상기 작업전극(121)과 보조전극(122)에 전기적으로 연결된 전기화학부(130)를 포함하여 이루어진다.

이와 같은 종래의 측정장치를 이용하여 헤마토크리트를 측정하는 방법을 설명한다. 먼저, 헤마토크리트를 측정하기 위하여 혈액샘플을 채취한다. 이렇게 채취된 혈액샘플을 전하를 띈 용액에 희석하고, 희석된 혈액샘플(B)을 두 전극 사이로 서서히 흐르게 하고, 상기 두 전극(121,122) 사이에는 특정 전류를 인가한다. 이 때, 각각의 세포가 상기 두 전극 사이를 통과하면 임피던스가 변화하며, 결과적으로 전압이 변화하여 전기펄스를 만들어내게 된다. 다시 말하면, 세포가 두 전극 사이를 지나가고 있는 동안 전기 저항이 올라가게 되어 전압이 갑자기 증가하게 된 다. 또한, 전압의 크기는 당연히 세포의 크기에 따라 달라진다. 이와 같은 방법으로 세포수가 카운트 되고 크기 또한 구별된다. 특히, 어떤 특정 값 이상으로 큰 입자들은 적혈구(R)로 카운트된다.

전기적 임피던스 기법의 원리를 간략하게 기술하면 다음과 같다. 적혈구의 세포막은 인지질층으로 구성되어 있으며 이 인지질층은 전기적 절연체의 성질을 갖고 있다. 반면에 플라즈마는 본질적으로 물로 이루어져 있으며, 전기절연체인 세포들에 비해 전자나 이온들을 잘 전달시킨다. 따라서, 전기전도도 혹은 혈액의 전기저항은 적혈구의 양의 함수로서 적혈구의 양에 따라서 현저히 변화한다. 예들 들어, 헤마토크리트가 40%와 50%일 때 혈액의 전기저항의 값은 각각 1.465 [Ohm.m]및 1.90[Ohm.m]이 된다. Maxwell과 Frick는 혈액의 전기저항과 헤마토크리트 값을 다음과 같은 식,

으로 제안하고 있다. 여기서 ρ는 혈액의 전기저항을, Hct는 헤마토크리트 양(%)을 나타내고 있다.

또한, Geddes와 Sadler는 1973년에 그들의 연구결과에서 다음과 같은 식

으로 그 관계식을 제안했다. 대부분 수도공사에서 대도시에 공급되는 수돗물(tap water)의 전기저항은 대략적으로 20[Ohm.m]인 반면에, 과도하게 칼슘이온을 함유하고 있는 경수(hard water)의 전기저항은 6[Ohm.m] 정도로 매우 낮다. 반면에 또한 플라스마의 전기저항은 나트륨과 같은 많은 양의 이온들로 인하여 단지 0.7[Ohm.m]에 불과하다.

상술한 종래의 자동화된 헤마토크리트 측정 장치들은 다음과 같은 단점들이 있다.

첫째로, 단지 한 개의 세포가 두 전극(121,122)이 설치된 매우 좁은 관(110)을 통과할 수 있도록 혈액 샘플을 희석 해야만 한다는 점이다. 다시 말하면 환자에게서 혈액을 뽑아서 즉시 헤마토크리트를 측정할 수 없다는 점이다.

둘째로, 혈액 샘플을 전극 사이의 좁은 간격으로 유동시켜야만 한다는 점이다. 이는 혈액이 정지되어 있는 상태에서는 헤마토크리트를 측정할 수 없다는 것을 의미한다.

이러한 두 가지의 요구조건이 측정장치를 더욱 복잡하게 만들고, 실제로 희석되지 않은 혈액을 이용해서 직접 임상실험에 적용하기가 매우 어렵게한다. 따라서, 헤마토크리트를 측정하는데 혈액 샘플을 희석시키지 않고 또한 좁은 채널 사이를 유동 시키지 않는 반면에 실시간으로 헤마토크리트를 측정할 수 있는 장치, 그리고 임상 환경에서 사용 가능한 새로운 측정기기가 요구된다.

부가적으로, 헤마토크리트 측정의 종래의 기술들은 전극 사이를 적혈구가 통과할 때 적혈구의 형상에 많은 영향을 받게 된다. 도 2는 적혈구 세포의 형태가 전기적 임피던스에 미치는 영향을 도식적으로 보여주고 있다. 도2(B)와 같이 세포가 유동방향으로 타원형으로 변형되면 임피던스는 도2(A)와 같은 경우의 값보다 적게 나타나는 반면에, 도2(C)와 같이 유동방향에 수직인 방향으로 타원형 형태로 변형되면 도2(A)에 비교하여 임피던스 값은 크게 될 것이다. 따라서, 세포의 형상의 변화와 위치에 의해서 야기되는 오차없이 헤마토크리트를 측정할 수 있는 새로운 기술의 필요성이 제기된다.

본 발명은 상기와 같은 문제점들을 해결하기 위하여 안출된 것으로서, 본 발명의 목적은 전기신호감지부를 주사바늘에 장착하여 인체에 삽입하거나 또는 바이오 센서칩 형상으로 제조하여 혈액이 수용된 용기에 침지함으로써, 혈액을 희석하지 않고 곧바로 헤마토크리트를 측정할 수 있는 혈액의 헤마토크리트 측정장치 및 방법을 제공함에 있다.

이와 같은 기술적 과제를 해결하기 위하여 본 발명에 의한 헤마토크리트 장치는 작업전극 및 보조전극이 장착되는 전기신호감지부; 상기 전기신호감지부와 전기적으로 연결되는 전기화학부 및 신호 발생부; 전기화학부로부터 얻어진 아나로그 데이터 수집하여 디지털화하는 데이터 획득부; 데이터 획득부에서 디지털화된 데이터를 수학적 처리를 하기 위한 데이터 프로세스부; 및 상기 시스템 전체를 제어 관리하는 제어부;를 포함하여 이루어진다.

또한 상기 전기신호감지부는 기준전극이 더 구비되는 것이 바람직하다.

또한 상기 작업전극, 보조전극 및 기준전극은 주사바늘 내부에 장착되거나 일회용으로 사용되는 바이오 센서칩에 집적된 형태로 구성되거나, 또는 각각 직경이 다른 원통으로 형성되어 동심원상으로 배열되는 것이 바람직하다.

또한 상기 작업전극, 보조전극 및 기준전극은 0.1μm ~ 1 mm 범위의 세선(細線)이나, 박판, 그리고 원통형으로 이루어지는 것이 바람직하다.

본 발명에 의한 헤마토크리트를 측정하는 방법은 1) 작업전극 및 보조전극을 구비한 전기신호감지부를 측정대상 혈액에 접촉시키는 단계; 2) 상기 전극들에 펄스전압을 가하는 단계; 및 3) 상기 펄스전압을 가하기 전, 후의 전류값의 차이를 측정하는 단계; 를 포함하여 이루어진다.

상기 1)단계는 상기 전기신호감지부의 각 전극을 주사바늘 내부에 장착하여 이를 혈관 내에 직접 삽입하여 수행하거나, 혈액샘플을 채취하여 용기에 수용한 후, 상기 전기신호 감지부를 상기 용기에 침지하여 수행할 수 있다.

상기 2)단계에서 펄스전압을 인가하는 기간이 1~100 마이크로초이고, 펄스전압은 1~999mV의 범위인 것이 바람직하다.

또한 상기 3)단계에서 전류 값의 측정 간격이 10 마이크로초 이하인 것이 바람직하다.

이하, 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 구성 및 작용을 구체적으로 설명한다.

도 3을 참조하면, 본 발명에 의한 헤마토크리트 측정장치는 전기신호감지부(10)와, 전기화학부(20)와, 신호발생부(30)와, 데이터 획득부(40)와, 데이터 프로세스부(50)와 제어부(60)를 포함하여 이루어진다.

상기 제어부(60)는 전체 장치를 제어관리하는 구성요소로서, 전기화학부(20)와 데이터처리, 신호발생부(30) 및 데이터 수집 등을 제어 관리한다.

상기 데이터 획득부(40)는 전기화학부(20)로부터 얻어진 아날로그 데이터를 수집하여 디지털 데이터로 변환하여 제어부(60)에 신호를 전달한다.

상기 데이터 프로세스부(50)는 데이터 획득부(40)에서 디지털 변환된 데이터를 수학적인 처리를 하기 위한 하드웨어와 프로그램으로 구성된다.

상기 신호발생부(30)는 시료분석에 적절한 전기화학적 소스신호를 발생한다.

상기 전기화학부(20)는 상기 전기신호감지부(10)에 전기화학적 신호처리와 시료에 따른 상기 전기신호감지부(10) 신호를 얻는 구성요소이다.

상기 전기신호감지부(10)는 2전극계 또는 3전극계를 통해 시료의 성분 및 특성을 감지하는 구성요소이다. 여기서 2전극계는 작업전극 (working electrode)(11)과 보조전극 (counter electrode)(12)으로 구성되며, 3전극계는 보다 정확한 측정을 위한 방법으로 상기한 2전극에 기준전극 (reference electrode)(13)을 추가한 것을 말한다.

작업전극(11)은 백금, 금 혹은 탄소 봉과 같은 비활성 재질로 제조하는 반면에 기준전극(13)은 은/염화은(Ag/AgCl)이나 감홍(염화 제1수은:HgCl₂)과 같은 보통의 수소전극으로 제조된다. 또한, 보조전극(12)은 백금(Pt)으로 제조되며 그 형태는 세선, 박판 그리고 세선망 모두 사용이 가능하다.

이를 참조하여 본 발명에 의한 헤마토크리트 측정장치의 작동 및 측정방법을 설명한다.

먼저, 혈액에 전기신호감지부(10)를 접촉시키고, 제어부(60)에서 신호발생부(30)에 펄스신호 발생을 지시한다. 신호발생부(30)에서 펄스 신호를 발생시키면 전기화학부(20)에 신호를 전달하고, 전달된 신호는 혈액에 접촉된 전기신호감지부(10)에 인가되어 헤마토크리트 측정을 한다. 전기신호감지부(10)에서 측정된 값을 전기화학부(20)에서 전위값으로 받고, 이를 데이터획득부(40)에서 수집하여 디지털화한다. 디지털화된 신호를 데이터 프로세스부(50)에서 처리하여 헤마토크리트 값을 수치화하여 출력함으로써 완료되며, 상기 순서는 제어부(60)에서 제어하여 진행한다.

도 4는 상기 3전극계의 전기적 회로도를 보여주고 있다.

2전극계에서 보조전극(12)과 작업전극(11)과의 관계는 한쪽의 전극표면에서 산화반응이 일어나면 다른 한쪽의 전극표면에서는 환원반응이 일어나며, 전극 사이에 존재하는 용액에 따라 그 반대 반응이 일어날 수도 있다.

그러나 본 발명에서는 전극에 일정한 전압을 가하여 전극 사이의 혈액의 전기저항을 순간적으로 측정함으로서 헤마토크리트를 측정하기 때문에, 전극표면에서 산화 환원 반응이 일어나지 않는짧은 시간과 범위 내의 작은 전압을 사용한다.

그러나 이 2전극 시스템에서는 전극 사이의 용액의 종류에 따라 전극표면에서 커페시턴스(C)가 달라지기 때문에 하나의 예시로서 보조전극(12)에 30mV의 전압을 걸어주면 작업전극(11)에서는 28mV 혹은 32mV와 같이 30mV 이상 혹은 그 이하로 나타날 수 있다. 따라서, 3전극계에서는 보다 정확한 정전압을 유지하기 위하여 두 전극(11,12) 사이에 기준전극(13)을 추가하여 구성되며, 기준전극(13)과 작업전극(11) 간에 일정한 전압을 유지할 수 있다. 이와 같이 기준전극(13)과 작업전 극(11) 사이에 일정한 전압이 유지될 경우에, 앞에서 언급한 바와 같이 전극 사이의 유체의 종류에 따라 달라지나 보조전극(12)에는 그 이상의 전압을 걸어 주어야 한다. 실험을 통하여 보조전극(12)과 작업전극(11)과의 전압차에 대한 데이터가 확보되면, 기준전극(13) 없이 2전극 시스템으로만 구현할 수 있다.

이와 같이 구성된 2전극계 또는 3전극계의 작동을 설명한다. 먼저 2전극계는 전기신호감지부에 혈액이 접촉되면, 전기화학부에서 보조전극에 일정 펄스 전위를 가하고 작업전극에서 변화된 전위를 얻는다.

또한 3전극계는 보조전극과 작업전극 사이에 일정한 화학전위를 인가하기 위한 기준전극을 걸어준다. 따라서 3전극계는 2전극계보다 안정적인 전위를 인가할 수 있는 것이다.

도 5는 본 발명에 의한 일 실시예로서, 세개의 전극(11,12,13)을 주사기(70)의 주사바늘(71)내에 장착하여 임상실험을 하는 개략도이다. 전극(11,12,13)의 배열 형태는 주사바늘(71) 끝에 일렬로 장착할 수도 있으며, 동심원상으로도 구성할 수 있다. 이와 같이 구성하여 주사바늘(71)을 정맥(V)에 삽입함으로써, 혈액샘플을 채취하지 않고 곧바로 헤마토크리트를 측정할 수 있다.

또한 도 6에 도시된 바와 같이, 전극(11,12,13)들이 집적된 바이오 센서 칩(80)을 사용할 수도 있다. 즉, 전극들이 칩 표면에 집적된다. 본 실시예를 이용하여 헤마토크리트를 측정하는 방법을 도 7a 및 도 7b를 이용하여 설명한다.

도 7a을 참조하면, 용기(90)에 혈액샘플(S)을 채취하여 수용하고, 수용된 용기(S)에 상기 바이오센서칩(80)을 침지하여 헤마토크리트를 측정한다.

또는 도 7b에 도시된 바와 같이, 사전에 용기(90)의 내측에 전극들이 집적된 바이오 센서칩을 장착한 상태로 구비할 수도 있다. 이 상태에서 혈액샘플(S)을 용기에 수용하면 헤마토크리트를 측정할 수 있다. 이러한 바이오 센서칩은 헤마토크리트를 일회 측정하고 버려진다.

본 발명에서 작업전극(11)은 전기화학적 방법에서 표준 크기인 0.5~5mm인 세선을 이용하여 제작한다. 또한, 본 발명에서는 작업전극(11)을 제작하는데 직경이 500 마이크로미터 이하인 세선을 이용 할 수 있다.

본 발명의 목적은 혈액 샘플을 희석시키지 않고 헤마토크리트를 실시간으로 측정하고 혹은 혈액 샘플을 채취하여 용이하게 측정하고자 하는 것이다. 이러한 목적을 달성하기 위해서는 혈액에 단시간의 전압펄스를 가하여 전류가 시간이 경과함에 따라 어떻게 감소되는가를 모니터링 함으로서 가능하다. 만일 직류 전압이 사용되면 전극 표면상에 산화환원반응(reduction-oxidation reaction)이 일어나고, 이 때문에 임피던스 측정에 영향을 주는 화학 반응이 발생할 수 있다.

그러나, 본 발명에서는 마이크로 초 단위의 펄스전압을 사용함으로써 전극 표면에 발생할 수 있는 원치 않는 화학반응의 영향을 최소화 할 수 있다. 본 발명에서는 전극간의 전압이 전극 표면에서 산화환원반응 (reduction-oxidation reaction)이 발생하지 않는 환경하에서 1 mV에서 999 mV 범위의 펄스전압이 사용 가능하다. 한 예시로서 본 발명에서는 60 mV이하의 전압을 사용한다. 이는 단위 전자반응 (one-electron reaction)에 상응하는 값, 즉 다시 말하여 pH의 단위변화에 상응하는 값이다. 본 발명에서는 매 10 마이크로초 단위 혹은 그 이상 단위의 전류 신호를 측정하며, 이를 Δt 시간 후에 측정된 전류값과 비교해서 전류가 감소함을 측정한다.

본 발명에서는 정전압 유지 방법을 사용하기 때문에 전류는 시간이 경과함에 따라 지수적으로 감소하며(도 9 참조),

와 같은 관계식으로 표시될 수 있다. 여기서

와

는 각각 시간 t 및 초기상태에서 전류값을 나타내며, 지수

는 혈액내에서 이온들의 확산계수, 산화환원반응 (reduction-oxidation reactions), 전극 재료 및 전극 표면의 특성에 따라 달라지는 비례상수이다.

또한 도 8a 및 도 8b를 참조하면, 상기 작업전극(11), 보조전극(12) 및 기준전극(13)은 각각 반경이 다른 원통으로 형성되어(r₁ ＞ r₂ ＞ r₃) 동심원상으로 배열될 수도 있다.

도 9는 본 발명에 혈액의 헤마토크리트 측정시 디지털 신호처리에 의한 실험결과를 보여주고 있다. 각각의 선은 혈액중에 적혈구의 양이 각각 다를 경우에 값을 나타낸다.

본 발명에서는 혈액에 단시간의 펄스 전압을 가했을 때 전류 신호의 초기 값, 즉 전류신호의 값이 감소하기 전의 크기를 측정해서 이 값이 혈액의 헤마토크리트를 나타낸다고 가정한다. 전류는 매 10마이크로초 (㎲) 당 측정되며 초기전류 값은 단시간 펄스전압을 가한 후 전류 값의 변화가 5% 이상 떨어질때의 초기전류 값으로 결정된다.

도 9에서 보는 바와 같이 초기 전류의 값을 대략 0.1~0.2 밀리초 (milliseconds) 내에 매우 빠르게 측정할 수 있다. 또한 헤마토크리트를 연속적으로, 예를 들어 하루 종일 모니터링 하고자 하면 단시간의 펄스전압을 가한 후 초기전류 값을 반복적으로 다시 측정 할 수 있다. 초기 전류 값이 측정되면 이에 상응하는 전기저항 값이 계산되며, 도 10에서와 같이 전기저항은 헤마토크리트 값으로 환산할 수 있다.

본 발명에 따르면, 전기신호감지부를 주사바늘에 장착하여 인체에 삽입하거나 또는 바이오 센서칩 형태로 제조하여 혈액이 수용된 용기에 침지함으로써, 혈액을 희석하지 않고 곧바로 헤마토크리트를 측정할 수 있는 효과가 있다.

또한 전기신호감지부를 3전극 시스템으로 구성함으로써, 보다 정확한 측정이 가능하다.

이상에서 본 발명은 기재된 구체예에 대해서만 상세히 설명되었지만, 본 발명의 기술사상 범위에서 다양한 변형 및 수정이 가능함은 당업자에게 있어서 명백한 것이며, 이러한 변형 및 수정이 첨부된 특허청구범위에 속함은 당연한 것이다.

Claims (13)

1. 작업전극 및 보조전극이 구비되는 전기신호감지부;

   상기 전기신호감지부와 전기적으로 연결되는 전기화학부 및 신호 발생부;

   상기 전기화학부로부터 얻어진 아나로그 데이터 수집하여 디지털화하는 데이터 획득부; 및

   상기 데이터 획득부에서 디지털화된 데이터를 수학적 처리를 하기 위한 데이터 프로세스부;를 포함하여 이루어지고,

   상기 전기신호감지부의 상기 작업전극 및 보조전극은 주사바늘 내부에 장착되는 것을 특징으로 하는 헤마토크리트 측정장치.
2. 헤마토크리트를 측정하는 방법에 있어서,

   1) 작업전극 및 보조전극을 구비한 전기신호감지부를 측정대상 혈액에 접촉시키는 단계;

   2) 상기 전기신호감지부에 1~999mV의 펄스전압을 가하는 단계; 및

   3) 상기 펄스전압을 가하기 전, 후의 전류값의 차이를 측정하는 단계; 를 포함하여 이루어지는 것을 특징으로 하는 헤마토크리트 측정방법.
3. 제2항에 있어서,

   상기 1)단계는 상기 전기신호감지부의 작업전극 및 보조전극을 주사바늘 내부에 장착하여 이를 혈관 내에 직접 삽입하여 수행하는 것을 특징으로 하는 헤마토크리트 측정방법.
4. 제2항에 있어서,

   상기 1)단계는 혈액샘플을 채취하여 용기에 수용한 후, 상기 전기신호 감지부를 상기 용기에 침지하는 것을 특징으로 하는 헤마토크리트 측정방법.
5. 제2항에 있어서,

   상기 전기신호감지부의 작업전극 및 보조전극이 바이오 센서칩에 집적된 것을 특징으로 하는 헤마토크리트 측정방법.
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