KR101292762B1 - 전기전도도 측정 셀을 이용한 생리 유체의 분석물 농도 측정방법 및 측정장치 - Google Patents

전기전도도 측정 셀을 이용한 생리 유체의 분석물 농도 측정방법 및 측정장치 Download PDF

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Abstract

생리 유체(physiological fluid) 내의 분석물(analyte) 농도를 측정하기 위한 방법은, 측정공간 내에서 이격되어 있는 작동전극 및 수신전극을 포함하는 측정 셀을 제공하는 단계, 측정 셀에 생리 유체를 공급하는 단계, 작동 전극에 바이폴라 신호를 공급하는 단계, 및 바이폴라 신호에 대응하여 수신전극으로부터 측정되는 전기적 신호를 이용하여 상기 전극들 간의 전기 전도도를 산출하는 단계를 포함하며, 상기 측정된 전기 전도도를 이용하여 분석물의 농도를 측정한다.

Description

전기전도도 측정 셀을 이용한 생리 유체의 분석물 농도 측정방법 및 측정장치 {METHOD AND DEVICE OF MEASURING CONCENTRATION OF ANALYTE IN PHYSIOLOGICAL FLUID}
본 발명은 생리 유체의 분석물 농도 측정에 관한 것으로서, 보다 자세하게는, 전혈과 같은 생리 유체로부터 원심분리과정 없이 헤마토크리트와 같은 분석물의 농도를 바로 측정할 수 있는 측정방법 및 측정장치에 관한 것이다.
헤마토크리트(hematocrit)는 전혈 중 적혈구의 용적비율을 의미한다. 헤마토크리트는 환자의 현재 상태를 관찰하는데, 아주 중요한 정보, 특히 혈액 점도 등에 대한 정보를 제공하고 있다. 병원에서는 환자의 증상에 대한 다양한 진단 목적으로 일련의 혈액 검사들과 함께 헤마토크리트를 측정하고 있다.
헤마토크리트는 체내의 산소 전달량을 결정하는 하나의 요소로서, 최근 들어서는, 혈액점도와 함께 심혈관 질환 및 신장 질환에 대한 사망 위험을 평가하는 중요한 지표로도 사용되고 있다.
헤마토크리트를 측정하기 위해서는 기존에는 혈액이 들어있는 마이크로 튜브를 원심 분리하여 적혈구를 분리한 뒤, 그 비율을 눈으로 읽는 방법이 주로 사용되어 왔다. 마이크로 튜브에 혈액을 넣기 위해서는 측정자가 직접 혈액을 만져야 하고, 원심분리한 뒤 직접 헤마토크리트의 비율을 재야하는 불편함을 해결하기 위하여 다양한 방법들이 시도되어 왔으며, 전기 전도도를 이용한 측정 방법이 대표적이라고 할 수 있다.
그 동안 전기 전도도와 혈액의 헤마토크리트의 관계를 파악하기 위한 많은 방법들이 시도 되어 왔으나, 혈액의 혈장 저항, 적혈구 내부의 전도도, 그리고 적혈구 표면의 컨덕턴스(Conductance) 등과 같은 다양한 변수들에 의해서 야기되는 어려움으로 인하여 전기 전도도를 이용한 혈액의 헤마토크리트 측정은 상대적으로 정확하지 못하였다.
예를 들어, 전극에서 산화/환원 반응이 일어나고, 혈장의 전해질 효과(electrolyte effect)로 인해 정확한 측정이 방해를 받을 수 있다. 또한, 전극에서 분극 현상이 발생할 수 있으며, 전류의 감소(decay)가 발생할 수도 있다. 특히, 적혈구의 셀 자체에서 전도 현상이 일어날 수 있으며, 적혈구의 멤브레인에서 축전 현상이 일어나 측정의 정확도에 문제를 일으킬 수 있다.
혈장의 전기 분해 효과에 의해서 야기되는 측정 시의 문제점을 해소하기 위해서 직류가 아닌 사인(Sine) 교류 신호를 사용하였으나, 여전히 혈장 저항에 의한 측정 편차를 해결하지 못하였다. 또한, 특정 주파수 이상에서 적혈구 내부의 전도도 변화 및 적혈구 표면의 컨덕턴스(Condcutacne) 변화에 의한 측정의 어려움을 해소하기 위하여 듀얼(D㎂l) 주파수를 사용한 측정 방법이 소개 되었으나, 이는 혈액이 흐르지 않는 정지 상태에서 측정이 이루어지기 때문에, 적혈구 침강(Sedimentation)에 의해서 전기 전도도가 일정한 값을 나타내지 못하였다.
예를 들어, 한국등록특허 제10-829928호에는 전기적 임피던스와 디지털 신호처리 기술을 이용하여 혈액의 헤마토크리트를 측정하는 방법이 개시되어 있다. 상기 측정방법에서는 1~999mV의 펄스 전압을 사용하며, 싸인파와 같은 아날로그 데이터를 수집하여 디지털 데이터로 변환하고 이를 제어 관리한다. 하지만, 이 역시도 펄스 신호를 사용하더라도, 직류전원 사용에 비해 정도의 차이는 있지만, 전극의 산화/환원, 혈장의 전해질 효과 및 전극에서의 분극 현상은 여전히 발생할 수가 있다.
게다가, 펄스 전압의 주파수가 지나치게 높으면, 전류 파형의 감소 현상이 발생하게 되고, 적혈구 셀 자체가 전도체 역할을 하는 현상이 발생할 수 있고, 싸인파 형태의 펄스 전압이 제공되면 적혈구 표면(멤브레인)에서 축전 현상이 발생할 수가 있다.
본 발명은 전기 전도도를 이용하되, 전극에서의 산화/환원 및 혈장의 전해질 효과를 방지하고, 전극에서의 분극 현상 및 전류의 감소를 억제할 수 있는 측정장치 및 측정방법을 제공한다.
본 발명은 적혈구 셀 자체가 전도체 역할을 하는 현상을 방지할 수 있고, 적혈구 멤브레인에서 축전 현상이 발생하는 것을 방지할 수 있으며, 적혈구를 비절연체로 인식하고 혈장의 전기 전도도를 측정할 수 있는 측정장치 및 측정방법을 제공한다.
본 발명은 인체로부터 혈액을 획득하거나 이미 획득한 전혈로부터 별도의 원심분리 과정 없이 저주파수 바이폴라(Bipolar) 구심파(Square wave) 신호를 이용하여 전기전도도를 측정하고, 전기전도도 값을 통해서 헤마토크리트를 자동으로 측정할 수 있는 측정장치 및 측정방법을 제공한다.
본 발명은 전혈을 원심분리 하지 않고, 자동으로 헤마토크리트를 측정할 수 있으며, 세척이 불필요하도록 일회용으로 사용이 가능한 구조로 되어 있고, 인체로부터 채혈 시 또는 기타 장치들을 이용한 측정 시 함께 장착되어 사용될 수 있는 측정장치 및 측정방법을 제공한다.
본 발명의 예시적인 일 실시예에 따르면, 생리 유체(physiological fluid) 내의 분석물(analyte) 농도를 측정하기 위한 방법은, 측정공간 내에서 이격되어 있는 작동전극 및 수신전극을 포함하는 측정 셀을 제공하는 단계, 측정 셀에 생리 유체를 공급하는 단계, 작동 전극에 바이폴라 신호를 공급하는 단계, 및 바이폴라 신호에 대응하여 수신전극으로부터 측정되는 전기적 신호를 이용하여 상기 전극들 간의 전기 전도도를 산출하는 단계를 포함하며, 상기 측정된 전기 전도도를 이용하여 분석물의 농도를 측정하는 것을 특징으로 한다.
본 명세서에서 생리 유체라 함은, 혈액, 혈청, 플라즈마, 타액, 소변 등과 같이 신체로부터 추출할 수 있는 유체를 포함할 수 있으며, 분석물이라 함은 분석의 대상이 되는 대상물로서, 바람직하게는 상기 생리 유체의 매질이 갖는 전기적 특성과 구분될 수 있는 전기적 특성을 가진 물질 또는 세포가 될 수 있다. 예를 들어, 혈액에서 적혈구의 세포막은 인질층으로 구성되어 있으며, 이 인질층은 전기적으로 절연체와 같은 성질을 갖고 있다. 반면 혈액에서 플라즈마는 대부분 물로 이루어져 전자나 이온들을 잘 전달시킬 수가 있다.
하지만, 전기 전도도를 이용하여 혈액 중 적혈구의 용적률 또는 농도, 즉 헤마토크리트를 측정하다가 보면, 플라즈마의 저항이나 적혈구의 표면 컨덕턴스를 그대로 반영하기가 매우 어렵다는 것을 알 수 있다. 이때, 바이폴라 신호, 즉 전압 0V를 기준으로 규칙적인 주기로 (+), (-)를 반복하는 신호를 공급함으로써 혈장의 저항 및 적혈구의 컨덕턴스를 그대로 반영한 안정된 측정 값을 얻을 수가 있으며, 혈장의 전기 분해에 의해서 야기되는 전기 전도도의 편차를 해결할 수가 있다.
또한, 바이폴라 신호를 구형파(square wave)로 제공함으로써 적혈구 표면의 컨덕턴스 변화를 피할 수 있으며, 그 결과 전기 전도도의 정확성을 높일 수 있다. 또한, 바이폴라 신호를 약 10kHz이하, 바람직하게는 약 5kHz의 저주파 신호를 이용하여 혈액 내의 신호 감소를 해결할 수가 있으며, 적혈구 내부 전도도 변화에 따른 영향을 최소화할 수가 있다.
측정 셀 내부에서 작동전극과 수신전극 사이에서, 생리 유체가 수평하게 이동하게 함으로써 분석물, 예를 들어 혈액 내의 적혈구 침강을 억제할 수 있으며, 적혈구 등의 침강에 따른 전기 전도도의 변화를 피할 수가 있다.
본 발명의 측정방법 및 측정장치에 따르면, 인체로부터 혈액을 획득하거나 이미 획득한 전혈로부터 저주파수 바이폴라(Bipolar) 구심파(Square wave) 신호를 이용하여 전기전도도를 안정적으로 측정할 수가 있다. 일반적으로 적혈구의 표면 컨덕턴스 및 내부 전도도에 의해서 혈장 내 전기 전도도가 계속 변화할 수 있으며, 이러한 변화는 안정된 측정을 방해한다.
하지만, 바이폴라 신호를 사용함으로써, 안정된 전기 전도도를 측정하는 것은 물론 별도의 원심분리 과정 없이 바로 헤마토크리트와 같은 분석물의 농도를 자동으로 측정할 수 있다.
또한, 상술한 바와 같이, 바이폴라 신호를 구형파(square wave)로 제공함으로써 적혈구 표면의 컨덕턴스 변화를 피할 수 있으며, 그 결과 전기 전도도의 정확성을 높일 수 있다. 또한, 저주파 신호를 사용하는 경우 혈액 내의 신호 감소를 해결할 수가 있으며, 적혈구 내부 전도도 변화에 따른 영향을 최소화할 수가 있다.
측정 셀 내부에서 작동전극과 수신전극 사이에서, 생리 유체가 수평하게 이동하게 함으로써 분석물, 예를 들어 혈액 내의 적혈구 침강을 억제할 수 있으며, 적혈구 등의 침강에 따른 전기 전도도의 변화를 피할 수가 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 측정장치의 구성도이다.
도 2는 도 1의 측정장치 중 측정 셀의 사시도이다.
도 3은 도 1의 측정 셀의 단면도이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 측정방법을 설명하기 위한 측정장치의 회로도이다.
도 5 내지 도 11은 본 실시예에 따라 헤마토크리트를 산출하는 과정에서 회로 순서에 따라 생성되는 신호를 도시화한 도면이다.
이하 첨부된 도면들을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시예들을 상세하게 설명하지만, 본 발명이 실시예들에 의해 제한되거나 한정되는 것은 아니다. 참고로, 본 설명에서 동일한 번호는 실질적으로 동일한 요소를 지칭하며, 이러한 규칙 하에서 다른 도면에 기재된 내용을 인용하여 설명할 수 있고, 당업자에게 자명하다고 판단되거나 반복되는 내용은 생략될 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 측정장치의 구성도이며, 도 2는 도 1의 측정장치 중 측정 셀의 사시도이고, 도 3은 도 1의 측정 셀의 단면도이고, 도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 측정방법을 설명하기 위한 측정장치의 회로도이다.
도 1 내지 도 4를 참조하면, 혈액의 헤마토크리트를 측정하기 위한 측정장치(100)가 도시되어 있다. 상기 측정장치(100)는 혈액 공급부(110), 신호 발생부(130), 측정 셀(120), 데이터 분석부(140)를 포함한다. 혈액 공급부(110)는 측정 셀(120)로 정량의 혈액을 공급할 수 있으며, 측정 셀(120) 내로는 혈액이 통과하면서 내부의 전극 사이로 혈액이 통과하도록 한다. 신호 발생부(130)에서는 혈액의 전기 전도도를 측정하기 위한 바이폴라(bipolar) 구형파(square wave) 신호를 공급할 수 있으며, 데이터 분석부(140)는 측정된 전기적 신호로부터 전기 전도도를 산출할 수 있다.
도 1을 참조하면, 이미 신체에서 획득하여 항응고제가 함유된 전혈을 이용하여 헤마토크리트를 측정할 수 있다. 이 경우, 대략 3mL의 혈액을 혈액 공급부(110) 중 시린지 펌프(104)나 기타 유사한 장치를 이용하여 측정 셀(120)에 공급할 혈액을 이동시킬 수 있다. 혈액이 혈액 저장조(102)에 있다가 공급관을 따라 측정 셀(120)로 공급되면, 신호 발생부(130)의 회로에서 생성된 교류 바이폴라 구형파 전압 신호를 측정 셀(120)의 두 개의 전극으로 보내게 되고, 이 신호에 의해서 측정 셀(120) 내부에서는 혈액을 통하여 전류가 흐르게 된다.
일반적으로 이 전류 값은 혈액의 적혈구 양에 반비례하게 되며, 측정된 전류 값을 이용하여 저항을 계산할 수 있고, 그로부터 전기 전도도를 계산할 수 있게 된다.
도 2 및 도 3에 도시된 바와 같이, 전기 전도도를 측정하기 위한 측정 셀(120)은 크게 작동전극(122), 수신전극(124) 및 절연용 구조(126)를 포함한다. 절연용 구조(126)는 전극 간의 절연을 위해 전극 사이 및 전극 양 단부에 제공될 수 있으며, 중공형으로 형성되어 그 내부로는 측정공간(128)이 제공될 수 있다.
작동전극(122) 및 수신전극(124)은 스테인레스강 304L을 이용하여 제작될 수 있으며, 그 치수도 직경은 대략 1/4 인치 및 길이는 대략 1.5cm로 형성될 수 있다. 중력에 의해서 자연적으로 발생하는 적혈구 침강 현상을 방지하기 위해서 측정 셀(120)은 측정공간(128)이 수평으로 이어지도록 수평 형태로 설계될 수 있으며, 도시된 바와 같이 2개의 고정용 클립전극(150)에 의해서 회로와 전기적으로 연결되는 동시에 고정될 수가 있다.
측정 셀(120) 내부에서 두 개의 전극을 합한 측정공간(128)의 내부 부피는 대략 1.2 mL 정도일수 있으며, 측정 셀(120)은 고정용 클립전극(150)에 의해서 탈착 및 전기적 연결이 가능하다. 고정용 클립전극(150)을 통해서 전기적인 연결을 손쉽게 해줄 수 있으며, 전기 전도도 측정 셀(120)을 일회용으로 사용하는 것도 가능하다.
본 실시예에서 측정 셀(120)은 별도의 저장조(102)와 연결되고, 시린지 펌프(104)에 의해서 공급되지만, 경우에 따라서는 인체로부터 혈액을 채취하는 도중에도 채혈관 중간에서 양 채혈관 단부를 삽입하게 하여 손쉽게 헤마토크리토를 측정하게 할 수 있다. 그 외에도 기타 다른 혈액 검사용 장비에서 혈액 주입부 이전에 간단하게 측정 셀(120)을 설치하여 헤마토크리트를 측정할 수도 있다.
다시 도면을 참조하면, 측정장치(100)를 구성하는 내부 회로를 설명할 수 있다. 도 4를 보면, 측정 셀(120)을 중심으로 그 이전은 신호 발생부(130)를 형성할 수 있으며, 그 이후로는 데이터 분석부(140)를 형성할 수 있다.
회로는 바이폴라 구형파 전압 신호를 발생하여 측정 셀(120)에 보내어지도록 설계되었다. 전극 표면에서의 산화현상을 방지하기 위해서 전압은 50mV를 사용할 수 있으며, 분극 현상을 방지하기 위하여 바이폴라(Bipolar) 방법을 사용할 수 있다. 그에 따라, 적용된 전압 신호는 피크-투-피크(peak to peak) 약 100mV의 구형파를 형성할 수 있다.
혈액에 의한 절연 효과로 인한 전기 신호가 쇠약해지는 것을 방지하기 위하여 약 5kHz 주파수를 사용할 수 있으며, 이러한 저주파 영역대의 신호를 사용함으로써 고주파 신호에 의하여 적혈구가 전도성을 띄는 현상을 방지할 수 있으며, 그에 따라 전혈은 일정한 저항값을 나타내게 할 수 있다.
(+), (-) 로 이루어진 바이폴라 신호의 전압이 회로에 공급되고, 그에 연결된 신호 발생부(130)(예를 들어, CMOS schmidt trigger relaxation oscillator)에 의해서 구형파가 생성될 수 있다. 이때 공급 전압은 약 2.5V 제너 다이오드(Zener diodes)에 의해서 정밀하게 설정될 수 있다. 신호 발생부(130)에서 생성된 구형파는 정밀 디바이더(precision divider)에 의해서 100mV 로 크기가 조절되어서, 전기 전도도 측정 셀(120)로 공급될 수 있다.
측정 셀(120)에 공급된 구형파에 의해서 생성된 전류는 ㎂ 단위이며, 오피엠프 회로(Op-amp circuit)는 이 구형파 신호를 받아서 ㎂ 당 5 mV 피크 출력 전압을 출력하도록 설계될 수 있다. 출력 전압은 스케일링(scaling) 스위치에 의해서 혈액의 저항 정도에 따라서 2배 또는 3배로 출력 값을 크게 나타낼 수도 있다.
위에 따라 출력된 전압 값을 이용하여 디지털 전압계(Digital voltmeter, 3 1/2 digital LCD)에 약 0-199.9 범위 안에서 전기 전도도 측정 셀(120)에서 측정된 전류 값을 ㎂로 나타내게 할 수 있다.
본 실시예에서 측정되는 전기 전도도(Conductivity) G [S or mS]는 저항의 역수로써 옴의 법칙을 이용하여 다음과 같이 계산 되어진다
Figure 112011041056451-pat00001
Figure 112011041056451-pat00002
여기서 Rcell 은 혈액이 흐르는 측정 셀(120)에서 측정된 저항 값을 의미한다. 측정 셀(120)의 형상 차이에 따른 전기 전도도 값을 표준화하기 위하여 비전도계수(Specific conductivity) C [S/m or μS/m]를 사용하며, 다음과 같이 정의할 수 있다.
Figure 112011041056451-pat00003
Figure 112011041056451-pat00004
여기서 d는 두 전극 간의 거리이며, A 는 두 전극의 총 면적을 의미한다.
셀 계수(Cell constant) K (
Figure 112011041056451-pat00005
Figure 112011041056451-pat00006
, 는 본래 두 전극의 총 면적과 두 전극 간의 거리의 비로 다음과 같이 나타낸다.
Figure 112011041056451-pat00007
Figure 112011041056451-pat00008
Figure 112011041056451-pat00009
Figure 112011041056451-pat00010
하지만, 이 공식은 전극의 계면에서 발생하는 저항 및 프린지 전기장 효과(Effect of fringe electric field)를 고려하지 않은 형태이기 때문에, 보통 전기 전도도가 알려진 표준 전기 전도도 용액을 이용한 교정을 통하여 K 값을 얻을 수 있다.
도 5 내지 도 11은 본 실시예에 따라 헤마토크리트를 산출하는 과정에서 회로 순서에 따라 생성되는 신호를 도시화한 도면이다.
도 5를 참조하면, 도 3의 회로도에서 A1 및 A2는 회로의 구동 시그널을 5 kHz 로 발생시킨다. A2 소자의 4번 핀에서 발생되는 파형은 도시된 바와 같다. 적용된 구동 파형이 50%의 듀티 사이클(Duty cycle)을 보여주는지 확인하기 위하여, 해당 신호를 A3 소자의 카운터를 지나가게 하였고, 카운터의 출력부 A3 소자의 1번 핀에서 파형을 확인하여 보면 도 6과 같다.
구형파의 진폭이 부정확한 전원 공급(Inaccurate supply voltage)에 의해 변할 수 있으므로, Q1 소자, Q2 소자, 및 정밀 레퍼런스 다이오드(precision reference diode), D1 소자(제너 다이오드)를 사용하여 이를 안정화 할 수 있다. 상기의 구형파 신호는 정확한 바이폴라 신호를 구현하기 위하여 각각의 끝은 접지(전압 0)와 연결되고 있으며, 그에 따라 출력되는 양극(연한 파랑선)과 음극(짙은 파랑선)에서의 전압 파형은 도 7과 같다.
저항 소자 R5, R6에 의해서 합해진 전압을 다른 저항 소자 R19에서 측정하면, 100 mV 피크-투-피크 값을 도 7에서와 같이 확인할 수 있다. 오피엠프 U1의 3번 핀 및 6번 핀에서의 시그널은 도 8처럼 측정이 되며, 동일한 시그널이 U1 단위 게인 앰플리파이어(unity gain amplifier)에서도 구현이 될 수 있다.
측정 셀(120)에서 출력되는 전류 값은 오피엠프 U2 에서 전압 신호로 변환되며, 변환은 게인(Gain) 세팅을 조절하여 세 가지 단계로 설정할 수 있다. 예를 들어, 게인(Gain) 세팅을 1X 위치에 놓게 되면, 출력 미터는 측정 셀(120)에서 ㎂ 로 출력되는 전류 값을 그대로 표시하게 되며, 2X 또는 3X 위치에 놓게 되면, 출력 미터는 기존 값을 2 또는 3으로 나누어서 표시할 수 있다. 1X 위치에 세팅을 위치한 후, U2 회로의 6번 핀에서 측정되는 톱니 모양의 신호는 도 9와 같다.
회로 U3 과 U4 는 측정 셀(120)에서 출력되는 전류의 절대값을 증폭하기 위한 것이며, 회로 U4의 7번 핀에서 측정하였을 때, 파형은 도 10과 같다. 도 10에서 보여지는 대로 절대 값으로 증폭된 전류는 인덱스 라인에서 표시되는 것처럼 전압기(Voltmeter)를 통하여 전압으로 표시되며 이는 측정 셀에서 출력되는 전류 값과 연계될 수 있다. 예를 들어, 측정전압이 1.21 V 이면, 측정 셀에서 출력되는 전류는 121㎂를 의미한다고 할 수 있다.
도 11의 신호는 회로 U5-A 와 회로 U5-B에서 측정된 것으로, 수평으로 표시된 진한 파랑색은 도 10의 증폭된 신호를 겹쳐서 나타낸 DC 레벨 신호이다. 스위치 S2는 신호의 평균 값 또는 피크 값으로 화면상에 표시할 지 선택할 수 있도록 하기 위한 것이다. 도 11의 경우에는 피크 값으로 나타낸 것으로 그 값은 약 1.77 V이며, 이는 측정 셀에서 177 ㎂ 의 전류가 출력됨을 의미한다.
결과적으로, 본 실시예를 통해서 개발된 회로를 이용하여 바이폴라 구형파 전압 신호를 발생시킬 수 있으며, 측정 셀에 적용된 구형파는 혈액의 전기 전도도에 비례하는 전류를 출력하며, 이 전류 신호를 다시 읽어들인 후 도 11에서 보여지는 것처럼 최종적으로 매우 안정된 전류 값을 측정할 수 있게 된다.
본 실시예에서 사용된 측정방법은 매우 안정되고, 노이즈가 없으며, 특히 측정 셀(120)을 통하여 혈액이 흐르는 동안에도 적혈구 침강이 발생하지 않아서 측정 시 출력 값의 편차가 발생하지 않는다.
상술한 바와 같이, 본 발명의 바람직한 실시예를 참조하여 설명하였지만 해당 기술분야의 숙련된 당업자라면 하기의 청구범위에 기재된 본 발명의 사상 및 영역으로부터 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명을 다양하게 수정 및 변경시킬 수 있음을 이해할 수 있을 것이다.
100：측정장치 110：혈액 공급부
120：측정 셀 130：신호 발생부
140：데이터 분석부

Claims (12)

  1. 생리 유체 내의 분석물 농도를 측정하기 위한 방법에 있어서,
    측정공간 내에서 이격되어 있는 작동전극 및 수신전극을 포함하는 측정 셀을 제공하는 단계;
    상기 측정 셀에 생리 유체를 공급하는 단계;
    상기 작동 전극에 바이폴라 신호를 공급하는 단계; 및
    상기 바이폴라 신호에 대응하여 상기 수신전극으로부터 측정되는 전기적 신호를 이용하여 상기 전극 간의 전기 전도도를 산출하는 단계;를 포함하며,
    상기 측정된 전기 전도도를 이용하여 분석물의 농도를 측정하는 것을 특징으로 하는 생리 유체 내의 분석물 농도 측정방법.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 바이폴라 신호는 구형파(square wave)인 것을 특징으로 하는 생리 유체 내의 분석물 측정방법.
  3. 제2항에 있어서,
    상기 바이폴라 신호는 10kHz 이하의 저주파수 신호인 것을 특징으로 하는 생리 유체 내의 분석물 측정방법.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 측정 셀 내부의 상기 작동전극 및 상기 수신전극은 수평으로 배열되는 것을 특징으로 하는 생리 유체 내의 분석물 측정방법.
  5. 삭제
  6. 제1항에 있어서,
    상기 생리 유체를 공급하는 단계에서, 신체로부터 추출된 상기 생리 유체의 저장조를 통해서 공급하는 것을 특징으로 하는 생리 유체 내의 분석물 측정방법.
  7. 생리 유체 내의 분석물 농도를 측정하기 위한 장치에 있어서,
    측정공간 내에서 이격되어 있는 작동전극 및 수신전극을 포함하는 측정 셀;
    상기 작동 전극에 바이폴라 신호를 공급하는 신호 발생부; 및
    상기 바이폴라 신호에 대응하여 상기 수신전극으로부터 측정되는 전기적 신호를 이용하여 상기 전극 간의 전기 전도도를 산출하는 데이터 분석부;를 포함하며,
    상기 측정된 전기 전도도를 이용하여 분석물의 농도를 측정하는 것을 특징으로 하는 생리 유체 내의 분석물 농도 측정장치.
  8. 제7항에 있어서,
    상기 신호 발생부는 구형파(square wave)를 발생시키는 것을 특징으로 하는 생리 유체 내의 분석물 측정장치.
  9. 제8항에 있어서,
    상기 구형파는 10kHz 이하의 저주파수 신호인 것을 특징으로 하는 생리 유체 내의 분석물 측정장치.
  10. 제7항에 있어서,
    상기 측정 셀 내부의 상기 작동전극 및 상기 수신전극은 수평으로 배열되는 것을 특징으로 하는 생리 유체 내의 분석물 측정장치.
  11. 삭제
  12. 제7항에 있어서,
    상기 측정 셀에 상기 생리 유체를 공급하기 위한 유체 공급부를 더 포함하며, 상기 유체 공급부는 신체로부터 추출된 상기 생리 유체의 저장조를 통해서 공급하는 것을 특징으로 하는 생리 유체 내의 분석물 측정장치.
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