KR101314797B1 - 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치 - Google Patents

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Abstract

혈액이 저장된 저장 용기로부터 혈액을 자동으로 추출하여 혈액의 산소공급능력지수를 측정하는 산소공급능력지수 자동측정장치는, 저장 용기를 수용하기 위한 용기 수용부재, 용기 수용부재에 수용된 상기 저장 용기로부터 혈액을 공급하는 혈액 공급부재, 혈액 공급부재로부터 공급되는 혈액을 이용하여 상기 혈액의 점도를 측정하는 점도 측정부재, 혈액 공급부재로부터 공급되는 혈액을 이용하여 혈액의 헤마토크리트를 측정하는 헤마토크리트 측정부재, 및 점도 측정부재와 헤마토크리트 측정부재로부터 획득된 혈액의 점도 및 헤마토크리트 값을 이용하여 혈액의 산소공급능력지수를 연산하는 제어부를 포함한다.

Description

혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치{DEVICE FOR AUTOMATICALLY MEASURING OXIGEN DELIVERY INDEX OF BLOOD}
본 발명은 혈액의 산소공급능력지수에 관한 것으로서, 보다 자세하게는, 채취된 혈액으로부터 산소공급능력지수를 자동으로 측정할 수 있는 산소공급능력지수 자동측정장치에 관한 것이다.
일반적으로 혈액의 점도는 혈액의 헤마토크리트가 증가함에 따라 증가함을 보여주고 있다. 혈액의 유동의 일차적인 목적은 산소의 운반에 있고, 산소의 운반능력은 혈액의 유량에 비례하므로 혈액의 유량이 헤마토크리트가 증가함에 따라 어떻게 변화하는가는 아주 중요한 문제가 될 수 있다.
이에 따라 혈액의 산소공급능력지수(Oxygen delivery index; ODI)를 정의할 수 있는데, 일 예로 산소공급능력지수의 최대값은 헤마토크리트가 약 33%일때 얻어짐을 알 수 있다.
[ 산소공급능력(ODI) = 헤마토크리트 / 혈액의 점성 ]
여기서, 헤마토크리트(hematocrit)는 전혈 중 적혈구의 용적비율을 의미한다. 헤마토크리트는 체내의 산소 전달량을 결정하는 하나의 요소로서, 최근 들어서는, 혈액점도와 함께 심혈관 질환 및 신장 질환에 대한 사망 위험을 평가하는 중요한 지표로도 사용되고 있다.
성인 남자들의 헤마토크리트가 대략 44-49%임을 생각해 보면, 산소 공급의 측면에서 볼 때 불필요하게 헤마토크리트가 증가되어 유동저항이 증가됨을 알 수 있다. 다시 말하면 대부분의 성인 남자들의 경우 헤마토크리트를 약 35% 정도로 낮춘다면 혈액의 순환을 개선해서 산소공급을 훨씬 효율적으로 할 수 있고 그 결과 혈관질환을 획기적으로 해결할 수 있는 가능성이 있다는 것이다.
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(Dual) 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.
근래의 혈액 점도 측정장치는 신체로부터 얻은 혈액이 유동 저항관(flow restrictor tube)을 통하도록 하고, 유동 저항관 내에서 혈액의 유동 특성을 측정하여 혈액의 점도나 혈구 응집률 등을 측정할 수 있다.
한국등록특허 제747605호에는 이중 수직관/단일 모세관을 이용한 점도 측정장치가 개시되어 있다. 상기 점도 측정장치는 환자의 순환 혈액으로부터 2개의 대향-유동하는 혈액 기둥의 높이 변화를 모니터링하고, 혈액이 유동하는 일정 치수의 모세관 튜브는 전단력, 특히 저전단력 범위에 걸쳐서 혈액 점도를 측정한다. 상기 시스템은 한 쌍의 수직관 튜브, 상기 수직관 튜브 사이에 연결되는 모세관 튜브, 및 환자로부터 상기 수직관 튜브로 순환 혈액 유동을 제어하기 위한 밸브 장치를 포함하며, 개별 센서는 각각의 상기 수직관 튜브내 혈액 기둥의 유동을 모니터링하고, 마이크로프로세서는 모세관 내에서의 혈액 유동을 분석한다.
이렇게 혈액 점도를 측정하기 위한 혈액을 공급하기 위해서, 신체 혈관에 직접 바늘이나 관을 삽입할 수 있으며, 별도의 저장 용기에 혈액을 보관하여 점도 측정장치로 이송할 수가 있다. 인위적으로 혈액을 이송할 때에도 진공을 이용할 수 있으며, 공기나 기타 유체를 특정 압력으로 가압하여 혈액을 이송시킬 수도 있다. 진공을 이용하여 혈액을 이송하는 방법으로 한국공개특허 제2003-8223호(2003. 1. 24. 공개)를 참조할 수 있다.
본 발명은 혈액의 산소공급능력을 자동으로 측정할 수 있는 장치를 제공한다.
본 발명은 혈액의 온도 유지 및 니들의 삽입에서부터 혈액의 일정량 공급까지 자동으로 수행할 수 있는 산소공급능력 자동측정장치를 제공한다.
본 발명은 니들의 장착 및 분리가 용이하며 자동화를 통해서 혈액을 취급하여 혈액의 점도 및 헤마토크로트를 자동으로 측정할 수 있는 산소공급능력 자동측정장치를 제공한다.
본 발명은 니들의 장착 및 분리 과정에서 작업자가 니들에 찔리거나 혈액에 노출되는 경우를 방지할 수 있으며, 안정적이면서 빠른 시간 내에 원하는 작업을 완료할 수 있는 산소공급능력 자동측정장치를 제공한다.
본 발명은 헤마토크리트 측정을 위해 전기 전도도를 이용하되, 전극에서의 산화/환원 및 혈장의 전해질 효과를 방지하고, 전극에서의 분극 현상 및 전류의 감소를 억제할 수 있는 산소공급능력 자동측정장치를 제공한다.
본 발명은 헤마토크리트를 측정하는 과정에서 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 산소공급능력 자동측정장치를 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 측정하여 활용할 수 있는 산소공급능력 자동측정장치를 제공한다.
본 발명은 자동화된 진행으로 인해 작업자의 실수를 줄이고, 작업자의 숙련도에 대한 의존성을 경감할 수 있으며, 매회 반복되더라도 동일한 조건을 제공할 수 있는 산소공급능력 자동측정장치를 제공한다.
본 발명의 예시적인 일 실시예에 따르면, 산소공급능력지수 자동측정장치는 혈액이 저장된 저장 용기로부터 혈액을 자동으로 추출하여 혈액의 산소공급능력지수를 측정하는 장비로서, 저장 용기를 수용하기 위한 용기 수용부재, 용기 수용부재에 수용된 저장 용기로부터 혈액을 공급하는 혈액 공급부재, 혈액 공급부재로부터 공급되는 혈액을 이용하여 혈액의 점도를 측정하는 점도 측정부재, 혈액 공급부재로부터 공급되는 혈액을 이용하여 혈액의 헤마토크리트를 측정하는 헤마토크리트 측정부재, 및 양 측정부재로부터 획득된 혈액의 점도 및 헤마토크리트 값을 이용하여 혈액의 산소공급능력지수를 연산하는 제어부를 구비한다.
본 발명의 산소공급능력 자동측정장치는 혈액공급부재로부터 공급되는 혈액을 이용하여 혈액의 점도 및 혈액의 헤마토크리트를 자동으로 측정하고, 측정된 점도 및 헤마토크리트를 이용하여 혈액의 산소공급능력지수를 연산할 수가 있다. 이러한 과정에서 혈액은 작업자 등에 전혀 노출되지 않으면서, 숙련도와 무관하게 일관된 결과를 얻을 수가 있다.
점도 측정부재 및 헤마토크리트 측정부재는 혈액 공급부재에 대해 직렬 또는 병렬로 연결될 수 있으며, 공급되는 혈액을 이용하여 각각 점도 및 헤마토크리트를 측정한 후, 측정된 값을 이용하여 산소공급능력지수를 산출할 수 있다.
또한, 혈액 공급부재는 니들부 및 니들고정부를 포함하며, 저장 용기와 니들부 간의 거리 조절을 위한 니들 이송부재를 더 포함할 수 있다. 니들 이송부재에 의해서 니들부가 저장 용기 내로 삽입되면, 압력기체 공급부재에 의해서 공기 등의 압력기체가 니들부를 통해 저장 용기 내로 공급되며, 압력기체가 공급됨에 따라 혈액은 다시 니들부를 통해 외부의 점도 측정장치로 공급될 수 있다.
니들부를 통한 혈액의 공급이 완료되면, 압력기체 공급부재는 작동을 중지하고, 니들 이송부재는 니들부를 저장 용기로부터 분리할 수 있다. 니들부 및 저장 용기는 작업자로부터 분리되어 자동으로 점도 측정을 위한 액체를 공급할 수 있으며, 압력기체 공급부재는 스태핑 모터나 정교한 구동 또는 펌핑 장치를 이용하여 일정한 압력 및 유량으로 압력기체를 공급할 수 있다.
또한, 니들부는 기존과 같이 분리된 2개의 니들을 이용하여 각각 압력기체 및 샘플액체를 이송시킬 수 있으나, 후술하는 이중 니들을 사용하여 휘어짐을 예방하고 삽입 및 분리가 용이하도록 할 수가 있다.
예를 들어, 이중 니들은 길게 연장된 중공형의 내부 니들, 내부 니들보다 상대적으로 짧은 길이로 형성되며 내부 니들을 수용하는 외부 니들, 및 양 니들을 고정하기 위한 고정 몸체를 포함할 수 있다. 외부 니들과 내부 니들은 중공형으로 형성되며, 그 사이에는 압력 기체를 위한 유로가 형성될 수 있다. 또한, 고정 몸체에 의해서 내부 니들과 외부의 점도 측정장치 및 헤마토크리트 측정부재를 연결하는 유로 및 압력 기체 공급을 위해 압력 기체 공급원과 연결되는 유로가 각각 독립적으로 제공될 수 있다. 이중 니들은 니들 이송부재를 통해서 한번에 저장 용기의 고무 패킹을 통해 삽입될 수 있다. 압력 기체를 위한 유로로 공기와 같은 압력 기체가 공급될 수 있으며, 내부 니들의 단부는 혈액에 담겨진 상태로 있다가 혈액을 외부의 점도 측정장치로 이송할 수 있다.
용기 수용부재는 항온부를 포함하며, 수용부에 수용된 저장 용기를 약 36.5~37℃ 또는 특정 온도로 유지하여 액체의 점성이 온도에 의해 변화하는 것을 방지할 수 있다.
헤마토크리트 측정부재는 측정공간 내에서 이격되어 있는 작동전극 및 수신전극을 포함하는 측정 셀을 포함할 수 있으며, 제어부는 작동 전극에 바이폴라 신호를 공급하는 신호 발생부, 및 바이폴라 신호에 대응하여 상기 수신전극으로부터 측정되는 전기적 신호를 이용하여 전극 간의 전기 전도도를 산출하는 데이터 분석부를 포함할 수 있고, 제어부는 측정된 전기 전도도를 이용하여 혈액의 헤마토크리트를 측정할 수 있다.
본 명세서 "제어부"는 장비를 제어하고 측정된 값을 취급하는 장비 또는 회로의 총체로 이해될 수 있으며, 물리적으로도 단일체 또는 2개 이상의 부품으로 분리되어 제공될 수 있다.
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, 혈액이 수평하게 이동하게 함으로써 혈액 내의 적혈구 침강을 억제할 수 있으며, 적혈구 등의 침강에 따른 전기 전도도의 변화를 피할 수가 있다.
본 발명의 자동측정장치는 혈액의 온도 유지 및 니들의 삽입에서부터 액체의 일정량 공급까지 자동으로 수행할 수 있다.
또한, 니들의 장착 및 분리가 용이하며 자동화를 통해서 혈액을 취급할 수 있기 때문에, 니들의 장착 및 분리 과정에서 작업자가 니들에 찔리거나 혈액에 노출되는 경우를 방지할 수 있으며, 안정적이면서 빠른 시간 내에 원하는 작업을 완료할 수 있다.
본 발명의 자동측정장치는 자동화된 진행으로 인해 작업자의 실수를 줄이고, 작업자의 숙련도에 대한 의존성을 경감할 수 있으며, 매회 반복되더라도 동일한 조건을 액체의 점성을 측정할 수 있도록 보조할 수 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 산소공급능력 자동측정장치의 사시도이다.
도 2는 도 1의 자동측정장치의 일 사용 상태를 설명하기 위한 사시도이다.
도 3은 도 1의 이송파트 및 점도 측정파트를 설명하기 위한 정면 사시도이다.
도 4는 도 3의 이송파트의 배면 사시도이다.
도 5는 도 3의 이중 니들부를 설명하기 위한 정면도이다.
도 6은 도 5의 이중 니들부를 설명하기 위한 분해도이다.
도 7은 도 3의 용기 수용부재를 설명하기 위한 분해 사시도이다.
도 8은 도 3의 헤마토크리트 측정파트의 기능을 설명하기 위한 구성도이다.
도 9는 도 8의 헤마토크리트 측정파트 중 측정 셀의 사시도이다.
도 10은 도 8의 측정 셀의 단면도이다.
도 11은 헤마토크리트 측정방법을 설명하기 위한 측정장치의 일 예시 회로도이다.
도 12 내지 도 18은 본 실시예에 따라 헤마토크리트를 산출하는 과정에서 회로 순서에 따라 생성되는 신호를 도시화한 도면이다.
도 19는 도 1의 자동측정장치를 설명하기 위한 정면도이다.
도 20은 도 3의 점도 측정파트를 설명하기 위한 정면도이다.
도 21은 본 실시예에 따른 자동 점도측정장치를 이용하여 점도를 측정하는 과정을 설명하기 위한 흐름도이다.
도 22는 점도 측정파트의 작동과정을 설명하기 위한 정면도들이다.
도 23은 점도 측정파트의 광학 센서를 이용한 결과를 도시한 그래프이다.
도 24는 본 발명의 다른 실시예를 설명하기 위한 자동측정장치의 구성도이다.
이하 첨부된 도면들을 참조하여 본 발명의 바람직한 실시예를 상세하게 설명하지만, 본 발명이 실시예에 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 산소공급능력 자동측정장치의 사시도이며, 도 2는 도 1의 자동측정장치의 일 사용 상태를 설명하기 위한 사시도이다.
도 1 및 도 2를 참조하면, 자동 점도측정장치(100)는 베이스 몸체(110), 이송파트(200), 점도 측정파트(400), 헤마토크리트 측정파트(500), 제어파트(160) 및 디스플레이파트(140)를 포함한다. 베이스 몸체(110)의 상부에는 스테이지(130)가 형성되며, 스테이지(130)로 이송파트(200), 점도 측정파트(400) 및 헤마토크리트 측정파트(500)가 제공된다. 스테이지(130)는 커버(120)에 의해서 선택적으로 개폐될 수 있으며, 보관 또는 작동 시에는 커버(120)가 닫힌 상태에 있을 수 있으며, 셋팅이나 니들/도구 교체 등이 필요한 경우에는 일시적으로 커버(120)를 열 수가 있다.
제어파트(160)는 일반적인 개인용 컴퓨터나 기타 컨트롤러 장비를 사용할 수 있으며, 필요한 정보를 입력하기 위해 키보드, 마우스, 유무선 정보 리딩장치 등의 입력파트(150)가 베이스 몸체(110)에 부설될 수 있다. 디스플레이파트(140)로는 일반적인 모니터 또는 유사 장비가 사용될 수 있으며, 프린팅 기능을 더 추가할 수도 있다.
사용자는 커버(120)를 열고 저장 용기나 니들, 유동 저항관, 헤마토크리트 측정 셀 등을 교체할 수 있으며, 저장 용기를 수용부재에 장착한 후 커버(120)를 닫고, 점도측정장치(100)를 작동시킬 수가 있다. 경우에 따라서는 커버(120)의 닫힘과 동시에 점도측정장치(100)의 측정 기능이 작동할 수 있으며, 커버(120)도 투명한 재질로 형성되어 내부 진행을 확인하도록 할 수도 있다.
도 3은 도 1의 이송파트 및 점도 측정파트를 설명하기 위한 정면 사시도이며, 도 4는 도 3의 이송파트의 배면 사시도이다.
도 3 및 도 4를 참조하면, 이송파트(200)는 혈액이 저장된 진공의 저장 용기(20)로부터 헤마토크리트 측정파트(500) 및 점도 측정파트(400)로 혈액을 자동으로 공급하기 위한 것으로서, 저장 용기(20)을 수용하기 위한 용기 수용부재(220), 압력기체를 저장 용기(20)로 공급하여 혈액을 헤마토크리트 측정파트(500) 및 점도 측정파트(400)로 공급하는 혈액 공급부재(240), 니들과 저장 용기(20) 간의 간격을 조절하기 위한 니들 이송부재(230), 및 압력기체 공급부재(250)를 포함한다. 이들 구성들은 하나의 베이스 플레이트(210) 상에 장착되며, 제어 모듈의 제어에 따라 순차적으로 또는 동시에 작동될 수 있다. 참고로, 점도 측정파트(400)는 유동 저항관을 이용하여 점도를 측정할 수 있지만, 그 외에도 다양한 점도 방법을 이용한 측정장치로 대체될 수 있다. 헤마토크리트 측정파트(500)도 전기 전도도를 이용하여 적혈구의 농도를 측정하지만, 역시 다른 헤마토크리트 측정방법을 이용하여 자동측정장치를 구성할 수도 있다.
우선 니들 이송부재(230)가 베이스 플레이트(210) 상에서 상하로 수직 이동 가능하게 장착되며, 상기 니들 이송부재(230) 상에 용기 수용부재(220)가 고정된다. 니들 이송부재(230)가 상하로 이동하면서 저장 용기(20) 내로 혈액 공급부재(240)의 이중 니들부(300)가 삽입될 수 있다. 저장 용기(20)는 상부의 실리콘 패킹을 포함하고 이중 니들부(300)의 단부는 뾰족하기 때문에, 이중 니들부(300)는 실리콘 패킹을 통과하여 저장 용기(20) 내부로 진입할 수 있다.
참고로, 본 실시예에서는 용기 수용부재(220)가 니들 이송부재(230)에 장착되어 이동하고 혈액 공급부재(240)가 고정되어 있지만, 경우에 따라서는 혈액 공급부재가 이동하고 용기 수용부재가 고정될 수 있으며, 또 다른 경우에는 혈액 공급부재 및 용기 수용부재 모두 이동하도록 제공될 수도 있다.
압력기체 공급부재(220)는 공기와 같은 압력 기체를 공급하며, 일정한 압력, 일정한 유량 또는 일정한 압력/유량으로 공기를 공급할 수 있다. 압력기체 공급부재(220)는 도시된 바와 같이 주사기 원리를 이용하여 공기를 제공할 수 있고, 다른 원리의 펌핑장비 또는 펌핑수단을 이용하여 공기를 제공할 수 있다. 본 실시예에서 압력기체 공급부재(250)는 주사부(260) 및 주사부(260)의 피스톤을 이동시키기 위한 스태핑 구동부(270)를 포함한다. 주사부(260)의 실린더 몸체(262)는 베이스 플레이트(210) 상에 고정되며, 피스톤(264)은 스태핑 구동부(270)의 이동 블록(276)을 통해서 상하로 이동하 수 있다.
도 4를 참조하면, 스태핑 구동부(270)는 베이스 플레이트(210)의 정면에서 슬릿을 따라 이동하는 이동 블록(276) 외에도, 스태핑 모터(272) 및 스태핑 모터(272)의 회전에 대응하여 이동 블록(276)을 이동시키기 위한 블록 가이드(274)를 포함한다. 스태핑 모터(272)의 구동에 의해서 이동 블록(276)은 정해진 속도 및 압력으로 이동할 수 있으며, 제어된 속도 및 이동량으로 이동 블록(276)을 통해 피스톤(264)을 가압할 수 있다.
니들 이송부재(230) 역시 모터(232) 및 용기 수용부재(220)를 장착하기 위한 장착 블록(236)를 포함하며, 모터(232)의 구동을 이용해서 장착 블록(236)을 상하로 이동시킬 수 있다. 이 때도 스태핑 구동부(270)와 마찬가지로 로드(rod) 가이드 및 볼 스크류 등이 사용될 수가 있으며, 모터(232)도 스태핑 모터나 리니어 모터 등이 사용될 수 있다.
혈액 공급부재(240)는 이중 니들부(300) 및 이중 니들부(300)를 베이스 플레이트(210) 상에 고정하기 위한 니들 고정부(245)를 포함한다. 니들 고정부(245)는 이중 니들부(300)를 착탈 가능하게 고정할 수 있으며, 혈액 점도 측정 시마다 새로운 이중 니들부(300)로 교체할 수가 있다. 도시된 바와 같이, 이중 니들부(300)는 내부 니들과 외부 니들이 동일 축 상에 형성된 이중 구조를 가지며, 이중 구조의 니들들이 동시에 저장 용기(20)의 실리콘 패킹을 통과하여 저장 용기(20)에 삽입 및 분리될 수 있다.
참고로, 본 실시예에서 저장 용기(20)는 혈액을 보관하기 위한 진공 용기로서, 저장 용기(20)에는 혈액의 점도를 측정하는 동안 혈액이 응고되지 않도록 항응고제가 들어있을 수 있으며, 항응고체로는 에틸렌디아민 사초산(EDTA), 헤파린(heparin) 또는 구연산나트륨(sodium citrate) 등이 사용될 수 있다.
도 5는 도 3의 이중 니들부를 설명하기 위한 정면도이고, 도 6은 도 5의 이중 니들부를 설명하기 위한 분해도이다.
도 5 및 도 6을 참조하면, 이중 니들부(300)는 내부 니들(310), 외부 니들(320) 및 고정 몸체(330)를 포함한다. 내부 니들(310)은 경사진 방향으로 절단되어 연한 조직으로 침투가 가능한 단부를 가지며, 외부 니들(320) 역시 내부 니들(310)보다 큰 직경으로 형성되고 경사진 방향으로 절단된 단부를 가진다.
고정 몸체(330)는 일반적으로 플라스틱 사출을 통해서 형성되는 것이 가능하며, 외부 니들(320)이나 내부 니들(310)은 제조 시부터 인서트 사출을 통해서 형성될 수 있으며, 다르게는 나중에 고정하는 것도 가능하다. 구체적으로, 고정 몸체(330)는 중간부(332), 내부 니들 고정부(336) 및 외부 니들 고정부(338)를 포함할 수 있다. 중간부(332)는 Ｔ자형의 연결된 통로를 형성한다. Ｔ자형의 통로에서 직선으로 연결된 통로가 수직하게 배치된다고 할 때, 그 통로의 상단에는 내부 니들 고정부(336)가 장착되며, 하단으로 외부 니들 고정부(338)가 장착된다. 내부 니들 고정부(336)는 내부 니들(310)과 인서트 사출 등을 통해서 일체로 형성되며, 내부 니들(310)에 의한 유로(I)는 중간부(332)에 의해서 제공되는 유로와 분리된다. 외부 니들 고정부(338)가 중간부(332)의 하단에 고정되며, 외부 니들(320)로 내부 니들(310)이 통과한다.
외부 니들(320)과 내부 니들(310) 사이로 공기 유입을 위한 유로(Ⅲ)가 형성되며, 중간부(332)에서 측부에 형성된 주입구(334)와 하단에 형성된 배출구는 주사부(260)의 노즐과 저장 용기(20) 내부를 연통하는 유로(Ⅱ)를 형성한다. 호스를 통해 공급되는 공기는 이중 니들부(300)의 압력기체 주입구(334)로 제공되며, 고정 몸체(330) 내부로 공급되는 유로(Ⅱ)를 통해 혈액 저장 용기(20) 내부로 유입될 수 있다.
내부 니들 고정부(336)는 중간부(332)의 상단에서 억지 끼움이나 후크 결합 등을 통해서 고정될 수 있으며, 외부 니들 고정부(338)는 중간부(332)의 하단에서 나사 결합을 통해 고정될 수 있다.
참고로, 상기 이중 니들부(300)는 상기 이송파트(200)에 장착되어 사용될 수도 있지만, 자동 또는 수동으로 작동하는 다른 점도측정장치에서도 사용될 수가 있으며, 이중 니들부(300)가 동심 구조를 갖기 때문에 저장 용기에 삽입 및 분리하는 것이 매우 용이하다.
다시 도면을 참조하면, 압력기체 공급부재(250)의 피스톤(264)을 움직임으로써, 연통된 유로(Ⅱ, Ⅲ)를 통해 공기를 저장 용기(20)로 이동시킬 수 있다. 공기가 유입됨에 따라 내부의 혈액은 내부 니들(310)을 통해 외부로 배출될 수 있으며, 내부 니들(310)을 통해 상승한 혈액은 고정 몸체(330) 내의 다른 유로(I)를 따라 점도 측정파트(400)로 공급될 수 있다.
도 7은 도 3의 용기 수용부재를 설명하기 위한 분해 사시도이다.
도 7을 참조하면, 용기 수용부재(220)는 저장 용기(20)를 수용하기 위한 수용구(222), 수용구(222)를 니들 이송부재(230)에 고정하기 위한 홀더(224) 및 수용구(222) 주변으로 약 36~37℃의 온도로 유지하기 위한 항온부(226)를 포함한다. 항온부(226)는 열선이 내장된 실리콘 히터로 제공될 수 있으며, 항온부(226)는 바인딩 클립과 같은 도구를 이용하여 저장 용기(20)의 주변에 제공될 수가 있다. 제어파트(160)는 이송파트(200)의 항온부(226)를 통해 수용구(222) 내부 및 저장 용기(20)의 온도를 균일하게 유지할 수 있으며, 점도를 측정하는 동안 혈액의 점도가 온도 변화에 의해서 영향을 받지 않도록 할 수가 있다.
도 8은 도 3의 헤마토크리트 측정파트의 기능을 설명하기 위한 구성도이며, 도 9는 도 8의 헤마토크리트 측정파트 중 측정 셀의 사시도이고, 도 10은 도 8의 측정 셀의 단면도이고, 도 11은 헤마토크리트 측정방법을 설명하기 위한 측정장치의 일 예시 회로도이다.
도 8 내지 도 11을 참조하면, 혈액의 헤마토크리트를 측정하기 위한 측정파트(500)가 도시되어 있다. 상기 헤마토크리트 측정파트(500)는 측정 셀(520)을 포함하며, 제어부(160)의 신호 발생부(162) 및 데이터 분석부(164)와 함께 혈액의 헤마토크리트를 측정할 수 있다. 혈액 공급부재(240)는 측정 셀(520)로 정량의 혈액을 공급할 수 있으며, 측정 셀(520)로 혈액이 공급되면서 내부의 전극 사이로 혈액이 통과하도록 한다. 신호 발생부(162)에서는 혈액의 전기 전도도를 측정하기 위한 바이폴라(bipolar) 구형파(square wave) 신호를 공급할 수 있으며, 데이터 분석부(164)는 측정된 전기적 신호로부터 전기 전도도를 산출할 수 있다.
도 8을 참조하면, 이미 신체에서 획득하여 항응고제가 함유된 전혈을 이용하여 헤마토크리트를 측정할 수 있다. 이 경우, 압력기체 공급부재(250)의 주사부(260)나 기타 유사한 장치를 이용하여 측정 셀(520)에 공급할 혈액을 이동시킬 수 있다. 혈액이 저장 용기(20)에 있다가 공급관을 따라 측정 셀(520)로 공급되면, 신호 발생부(162)의 회로에서 생성된 교류 바이폴라 구형파 전압 신호를 측정 셀(520)의 두 개의 전극으로 보내게 되고, 이 신호에 의해서 측정 셀(520) 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 9 및 도 10에 도시된 바와 같이, 전기 전도도를 측정하기 위한 측정 셀(520)은 크게 작동전극(522), 수신전극(524) 및 절연용 구조(526)를 포함한다. 절연용 구조(526)는 전극 간의 절연을 위해 전극 사이 및 전극 양 단부에 제공될 수 있으며, 중공형으로 형성되어 그 내부로는 측정공간(528)이 제공될 수 있다.
작동전극(522) 및 수신전극(524)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(520)은 측정공간(528)이 수평으로 이어지도록 수평 형태로 설계될 수 있으며, 도시된 바와 같이 2개의 고정용 클립전극(550)에 의해서 회로와 전기적으로 연결되는 동시에 고정될 수가 있다.
측정 셀(520) 내부에서 두 개의 전극을 합한 측정공간(528)의 내부 부피는 대략 1.2 mL 정도일수 있으며, 측정 셀(520)은 고정용 클립전극(550)에 의해서 탈착 및 전기적 연결이 가능하다. 고정용 클립전극(550)을 통해서 전기적인 연결을 손쉽게 해줄 수 있으며, 전기 전도도 측정 셀(520)을 일회용으로 사용하는 것도 가능하다.
측정 셀(520)은 저장 용기(20)와 공급관을 통해 연결되고, 혈액 공급부재(240)에 의해서 혈액을 공급 받지만, 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(520)을 설치하여 헤마토크리트를 측정할 수도 있다.
다시 도면을 참조하면, 헤마토크리트 측정파트(500)를 구성하는 내부 회로를 설명할 수 있다. 도 11을 보면, 측정 셀(520)(CONDUCTANCE CELL)을 중심으로 그 이전은 신호 발생부(162)를 형성할 수 있으며, 그 이후로는 데이터 분석부(164)를 형성할 수 있다.
회로는 바이폴라 구형파 전압 신호를 발생하여 측정 셀(520)에 보내어지도록 설계되었다. 전극 표면에서의 산화현상을 방지하기 위해서 전압은 약 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(162)(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(162)에서 생성된 구형파는 정밀 디바이더(precision divider)에 의해서 100mV 로 크기가 조절되어서, 전기 전도도 측정 셀(520)로 공급될 수 있다.
측정 셀(520)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(520)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 112011092924912-pat00001
여기서 Rcell 은 혈액이 흐르는 측정 셀(520)에서 측정된 저항 값을 의미한다. 측정 셀(520)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 112011092924912-pat00002
여기서 d는 두 전극 간의 거리이며, A 는 두 전극의 총 면적을 의미한다.
셀 계수(Cell constant) K (
Figure 112011092924912-pat00003
, 는 본래 두 전극의 총 면적과 두 전극 간의 거리의 비로 다음과 같이 나타낸다.
Figure 112011092924912-pat00004
Figure 112011092924912-pat00005
Figure 112011092924912-pat00006
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 12 내지 도 18은 본 실시예에 따라 헤마토크리트를 산출하는 과정에서 회로 순서에 따라 생성되는 신호를 도시화한 도면이다.
도 12를 참조하면, 도 11의 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 13과 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 14와 같다.
저항 소자 R5, R6에 의해서 합해진 전압을 다른 저항 소자 R19에서 측정하면, 100 mV 피크-투-피크 값을 도 14에서와 같이 확인할 수 있다. 오피엠프 U1의 3번 핀 및 6번 핀에서의 시그널은 도 15처럼 측정이 되며, 동일한 시그널이 U1 단위 게인 앰플리파이어(unity gain amplifier)에서도 구현이 될 수 있다.
측정 셀(520)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(520)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 16과 같다.
회로 U3 과 U4 는 측정 셀(520)에서 출력되는 전류의 절대값을 증폭하기 위한 것이며, 회로 U4의 7번 핀에서 측정하였을 때, 파형은 도 17과 같다. 도 17에서 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 18의 신호는 회로 U5-A 와 회로 U5-B에서 측정된 것으로, 수평으로 표시된 진한 파랑색은 도 17의 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 18의 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 18에서 보여지는 것처럼 최종적으로 매우 안정된 전류 값을 측정할 수 있게 된다.
본 실시예에서 사용된 측정방법은 매우 안정되고, 노이즈가 없으며, 특히 측정 셀(520)을 통하여 혈액이 흐르는 동안에도 적혈구 침강이 발생하지 않아서 측정 시 출력 값의 편차가 발생하지 않는다.
다시 도 3을 참조하면, 혈액이 저장된 저장 용기(20)는 진공 상태로 혈액을 보관하고 있으며, 용기 수용부재(220)에 고정되어 있다. 용기 수용부재(220)는 니들 이송부재(230)에 고정되어 저장 용기(20)와 함께 상하로 수직하게 이동할 수 있으며, 도 19에 도시된 바와 같이, 혈액 저장 용기(20)가 위로 상승하면서 고정된 이중 니들부(300)의 니들들(310, 320)이 실리콘 패킹을 통과하여 혈액 저장 용기(20) 내부로 삽입될 수 있다.
이때 니들 이송부재(230)는 센서(238, 239)를 이용하여 저장 용기(20)의 적절한 위치를 센싱할 수 있으며, 이중 니들부(300)에서 내부 니들(310)은 혈액에 잠기고, 외부 니들(320)은 노출되는 위치까지 저장 용기(20)를 이송시킬 수 있다.
이중 니들부(300)의 위치를 용이하게 제어하기 위해서 내부 니들(310) 또는 외부 니들(320)의 외면에 적정 위치를 표시하기 위한 표시가 형성될 수 있다. 용기 이송부(240)는 표시에 따라 혈액 저장 용기(20)를 더 상승시키거나 하강시킬 수 있으며, 혈액이 공급되는 도중에도 깊이에 따라 용기의 높이를 조절할 수 있다. 한편, 본 실시예에서는 베이스 플레이트(210)의 측면에 센서(238, 239)를 장착하고, 센서(238, 239)를 이용하여 용기 수용부재(220) 또는 니들 이송부재(230)의 이동 거리를 측정할 수가 있다.
내부 니들(310)과 외부 니들(320)이 동일 축 상에 위치하기 때문에 혈액 저장 용기(20)가 상승하는 동안에도 니들들(310, 120)이 구부러지거나 꺾이는 경우가 발생하지 않을 수 있으며, 니들들(310, 320)을 삽입 및 분리하는 과정이 매우 간단하고 안전하다.
도면을 참조하면, 베이스 플레이트(210) 상에 항온조(280)를 더 포함할 수 있다. 항온조(280) 역시 점도 측정 대상이 되는 혈액을 저장한 다른 저장 용기를 임시로 보관하기 위한 것으로서, 내부 또는 저장 용기의 온도를 약 36~37℃로 유지하기 위한 발열체를 포함할 수 있으며, 측정 대상이 되는 저장 용기(20)의 혈액 점도를 측정하는 동안 대기 중인 혈액의 점도가 변하지 않도록 유지시킬 수 있다.
항온조(280)에는 4개의 수용구가 형성되어 있지만, 경우에 따라서는 그 수가 변경될 수 있으며, 하나 또는 복수개 등 다양하게 선택될 수 있다. 또한, 항온조(280)는 그 위치도 이송파트(200)의 베이스 플레이트(210)가 아닌 인접한 다른 위치에 배치될 수도 있다.
도 20은 도 3의 점도 측정파트를 설명하기 위한 정면도이다.
도 3 및 도 20을 참조하면, 점도 측정파트(400)는 하단부가 상호 연결된 2개의 수직 저항관(412, 414), 수직 저항관(412, 414)에 혈액의 공급을 조절하기 위한 3방(Three-way) 밸브(460), 수직 저항관(412, 414) 또는 그 연결 부위에 제공되는 모세관 영역(430), 및 수직 저항관(412, 414)에 각각 인접하게 장착되어 시간에 따른 혈액의 높이 변화를 측정하기 위한 광학 센서(440, 450)를 포함한다.
수직 저항관(412, 414)은 하단부가 연결된 Ｕ자형 형상으로 제공된 U 튜브(410)로서 1회용으로 공급될 수 있으며, 별개로 제공된 저항관들의 하부가 조립에 의해서 일체로 연결되고 3방 밸브(460)가 일체로 연결된 다른 형상의 관 구조로 제공될 수가 있다. 점도 측정파트(400)에서 수직 저항관(412, 414)은 고정 브라켓(419)을 통해 고정되어 있으며, 혈액을 이용한 점도측정 후 다음 혈액점도 측정을 위해 다른 새로운 저항관으로 교체될 수가 있다.
수직 저항관(412, 414)의 일측에 밸브가 제공될 수 있다. 본 실시예에서 밸브(460)는 헤마토크리트 측정파트(500)를 통과한 혈액의 유입을 제어하기 위한 것으로서, 액체의 유동 차단이나 유로 변경 등을 수행할 수 있다. 본 실시예에서 3방 밸브(460)는 한 수직 저항관(412)의 하부에 연결되며 이송파트(200)로부터 공급되는 혈액을 한 수직 저항관(412)에 소정의 높이까지 제공하며, 그 이후 다른 수직 저항관(414)에 다른 소정의 높이까지 제공하고, 양 수직 저항관(412, 414)을 상호 연결할 수가 있다. 또한, 상기 3방 밸브(460)는 점도 측정파트(400)에 내장된 솔레노이드 액츄에이터(465)에 의해서 제어될 수 있는 것으로서, 제어파트(160)는 솔레노이드 액츄에이터(465)를 통해 3방 밸브(460)를 제어할 수가 있다.
수직 저항관(412, 414)이 장착되는 위치에 대응하여 각각 다수의 광학 센서(440, 450)가 제공되는데, 예를 들어 이들 광학센서(440, 450)는 LED-CCD 어레이(Array)로 구성될 수 있다. 상기 광학 센서(440, 450)는 수직 저항관(412, 414) 내에서 상승 및 하강을 반복하는 혈액의 수면 변화를 측정하기 위한 것으로서, 시간에 따른 높이 변화나 속도 변화 등을 감지하기 위한 용도로 제공될 수 있다.
본 실시예에서, 점도 측정파트(400)는 하단이 힌지(405)로 연결되어 개폐가 가능한 구조로 제공되며, 수직 저항관(412, 414)의 후방으로 다수의 광학 센서(440, 450)가 수직한 배열로 제공된다. 광학 센서(440, 450)에 대응하여 점도 측정파트(400)의 정면 커버(405)에는 LED-CCD 어레이 센서의 작동을 위한 반사판 또는 레퍼런스 플레이트(442)가 제공되며, 정면 커버(405)가 닫힌 조건에서 즉, 외부에서 들어오는 모든 빛을 완전히 차단한 상태에서 상기 광학 센서(440, 450)의 감도를 더욱 증가시킬 수가 있다. 물론, 이 경우에도 수직 저항관을 중심으로 발광부 및 수광부를 서로 반대측에 위치시킨 광학 센서가 사용될 수도 있다.
이하, 상기 자동 점도측정장치(100)를 이용하여 진공 저장 용기(20)에 저장된 혈액의 점도를 측정하는 과정을 설명한다.
도 21은 본 실시예에 따른 자동 점도측정장치를 이용하여 점도를 측정하는 과정을 설명하기 위한 흐름도이며, 도 22는 점도 측정파트의 작동과정을 설명하기 위한 정면도들이며, 도 23은 점도 측정파트의 광학 센서를 이용한 결과를 도시한 그래프이다.
도 21을 참조하면, 점도 측정파트(400)의 고정브라켓(419)에 일회용 U 튜브(410)를 장착하며(S11), 일회용 U 튜브(410)의 정보를 인지한다. 본 실시예에서는 U 튜브(410)의 일단에 RFID 태그(470)가 장착될 수 있으며, 점도 측정파트(400)는 도시되지 않았지만 RFID 리더기를 통해 U 튜브(410)에 관한 정도, 예를 들어, 저항관 및 모세관 사이즈, 길이 등의 정보를 입력 받을 수 있다(S12).
고정브라켓(419)이나 점도 측정파트(400)의 다른 부위에 온도 측정 센서가 있어 U 튜브(410)가 37도 또는 소정의 온도인지 확인할 수 있으며(S13), 측정 조건이 확인되면 혈액 자동 이송파트(200)가 작동을 시작할 수 있다(S14).
우선 공급되는 혈액은 헤마토크리트 측정장치(500)의 측정 셀(520)을 통과하며, 혈액에 구형파를 공급하면서 전기 전도도를 측정하면서 혈액의 헤마토크리트를 측정할 수가 있다(S15).
이때, 3방 밸브(460)는 왼쪽의 수직 저항관(412)을 먼저 연결하며, 헤마토크리트 측정파트(500)를 통과한 혈액을 공급 받는다(도 22의 (a)참조). 이때 왼쪽의 수직 저항관(412)으로 미리 정해진 소정의 기준 높이(416)까지 혈액을 공급할 수 있다(S16)(도 22의 (b)참조). 여기서 혈액의 높이는 광학 센서(440)를 통해 확인할 수 있다.
왼쪽의 수직 저항관(412)에 혈액을 채운 후, 밸브(460) 동작에 의해서 모세관 영역을 통해서 오른쪽의 수직 저항관(414)으로 혈액을 공급할 수 있다(S17)(도 22의 (b)참조). 오른쪽의 수직 저항관(414)에 채워지는 혈액의 높이 역시 소정의 높이(418)로 제한될 수 있으며, 역시 광학 센서(450)를 이용하여 혈액 높이를 확인할 수 있다(S18)(도 22의 (c)참조). 이때 오른쪽의 수직 저항관(414)의 혈액 높이가 왼쪽의 수직 저항관(412)의 혈액 높이보다 낮은 것이 바람직하다.
정해진 높이까지 혈액을 채운 후, 3방 밸브(460)는 이송파트(200)로부터의 혈액 공급을 차단하고, 좌우 수직 저항관(412, 414)을 연결할 수 있으며, 그 결과 왼쪽 수직 저항관(412)으로부터 오른쪽 수직 저항관(414)으로 혈액이 이동한다(S19)(도 22의 (d)참조).
시간에 따른 좌우 수직 저항관(412, 414)에서의 혈액 높이 변화는 도 23을 통해 확인할 수 있다. 도 23을 참조하면, x축은 시간(second)이고, y축은 광학 센서(440, 450)에서의 픽셀 번호(pixel number)이다. 혈액점도 측정을 위해 가장 중요한 것은 왼쪽 수직저항관(412)에 위치한 광학 센서(LED-CCD Array)(440)가 혈액이 주입될 때 혈액의 높이 변화를 시간에 따라 측정(detect)하고, 그 높이 변화(h(t))를 제어파트(160)에 전송하는 것이 될 수 있다. 여기서 혈액이 너무 빠른 속도로 들어오면 광학 센서(440)는 높이 변화를 제대로 읽을 수 없는데, 종래에는 사람이 수동적으로 주사바늘로 공기를 저장 용기(20)로 밀어 주었기 때문에 문제가 발생하고 있다. 왜냐하면, 아주 숙련된 사람이 아니면 어느 정도의 속도로 천천히 공기를 밀어야 하는지 모르기 때문이며, 조금이라도 빠르게 밀어주면 광학 센서(440)가 높이 변화를 읽을 수 없어서 "작동에러"가 뜨게 되어 혈액점도를 측정할 수 없기 때문이다. 반대로, 너무 천천히 공기를 밀어주면 마찬가지로 "작동에러"가 뜨게 되는데, 그 이유는 전체 혈액점도 계산 알고리즘이 3분 안에 완료되도록 만들어져 있고, 매 0.02초 마다 픽셀의 위치를 측정하고 data를 전송하기 때문에 처음에 왼쪽 수직 저항관에 혈액을 너무 천천히 주입하면서 너무 시간을 많이 쓰면 3분 안에 필요한 높이 변화를 끝낼수 없어서 혈액점도측정을 할 수 없기 때문이다.
참고로, 도 23에서 A는 이송파트(200)로부터 혈액이 왼쪽 수직저항관(412)으로 들어오기 시작하는 지점이며, B는 왼쪽 수직저항관(412)에 미리 설정된 위치(416)까지 혈액이 도달한 순간이다. 여기서 A와 B의 경사는 광학 센서(440)가 정확한 높이를 측정하도록 하기 위해 너무 커도 안되고 너무 작아도 안된다. 이를 위해, 이송파트(200)는 제어파트(160)의 제어를 통해서 최적의 속도로 공기를 진공 저장 용기(20)에 넣어야 하며, 혈액은 광학 센서(440)가 작동하는데 가장 적절한 속도로 왼쪽 수직 저항관(412)으로 주입되어서 "작동에러" 없이 안정된 높이 측정을 가능하게 하여야 한다.
B 지점 이후로, 3방 밸브(460)는 이송파트(200)를 모세관 영역(430)과 연결하며, 혈액은 저장용기(20)에서 모세관 영역(430)을 통해 오른쪽 수직 저항관(414)으로 이동한다. 그래서 B지점에서 C지점까지는 왼쪽 수직저항관(412)의 높이는 더 이상 변하지 않고 평행선으로 나타난다. 이 동안 오른쪽 수직 저항관(414)에는 아직 혈액이 도착하지 않았기 때문에 높이가 영(zero)으로 나타날 수 있다. C 지점은 오른쪽 수직 저항관(414)에 미리 정해진 소정의 기준 높이(418)까지 혈액이 도착하여, 3방 밸브가 왼쪽 수직저항관과 오른쪽 수직저항관을 연결한 순간이다. 이 순간부터 혈액은 왼쪽 수직저항관으로 부터 모세관 영역(430)을 통해 오른쪽 수직 저항관(414)으로 이동한다. 따라서 왼쪽 수직저항관에서의 혈액의 높이는 점차 감소하고, 반대로 오른쪽 수직 저항관(414)에 있는 혈액의 높이는 점차 증가한다.
도 24는 본 발명의 다른 실시예를 설명하기 위한 자동측정장치의 구성도이다.
도 24를 참조하면, 혈액 공급부재는 헤마토크리트 측정파트 및 점도 측정파트와 직렬 또는 병렬로 연결될 수가 있다. 예를 들어, (a)에 도시된 바와 같이, 헤마토크리트 측정파트(500)가 점도 측정파트(400)보다 나중에 위치하도록 연결될 수가 있다. 이때 점도 측정파트(400)는 혈액 공급부재를 통해 저장 용기(20)로부터 혈액을 먼저 공급받으며, 점도를 측정한 후 혈액을 배출하는 과정에서 그 혈액이 헤마토크리트 측정파트(500)의 측정 셀(520)을 통과하도록 할 수가 있다.
또한, (b)에 도시된 바와 같이, 헤마토크리트 측정파트(500)가 점도 측정파트(400)와 병렬로 연결될 수가 있다. 이때 중앙 밸브를 통해서 점도 측정파트(400) 및 헤마토크리트 측정파트(500)에 모두 혈액이 공급되도록 할 수 있으며, 아니면 순서상 순차적으로 혈액이 공급되도록 하게 할 수도 있다.
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：자동 점도측정장치 120：커버
130：스테이지 140：디스플레이 파트
150：입력 파트 160：제어 파트
200：혈액 공급부재 210：베이스 플레이트
220：용기 수용부재 230：니들 이송부재
240：액체 공급부재 250：압력기체 공급부재
300：이중 니들 310：내부 니들
320：외부 니들 330：고정 몸체
400：점도 측정파트 410：U 튜브
412, 414：수직 저항관 430：모세관 영역
440, 450：광학 센서 460：밸브
500：헤마토크리트 측정파트

Claims (16)

  1. 혈액이 저장된 저장 용기로부터 혈액을 자동으로 추출하여 혈액의 산소공급능력지수를 측정하는 산소공급능력지수 자동측정장치에 있어서,
    상기 저장 용기를 수용하기 위한 용기 수용부재;
    상기 용기 수용부재에 수용된 상기 저장 용기로부터 혈액을 공급하는 혈액 공급부재;
    상기 혈액 공급부재로부터 공급되는 혈액을 이용하여 상기 혈액의 점도를 측정하는 점도 측정부재;
    상기 혈액 공급부재로부터 공급되는 혈액을 이용하여 상기 혈액의 헤마토크리트를 측정하는 헤마토크리트 측정부재; 및
    상기 점도 측정부재 및 상기 헤마토크리트 측정부재로부터 획득된 혈액의 점도 및 헤마토크리트 값을 이용하여 혈액의 산소공급능력지수를 연산하는 제어부;를 구비하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 혈액 공급부재로부터 공급된 혈액은 상기 헤마토크리트 측정부재를 통과하여 상기 점도 측정부재로 전달되는 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 혈액 공급부재로부터 공급된 혈액 중 적어도 일부는, 상기 점도 측정부재에서 점도 측정에 사용된 후 상기 헤마토크리트 측정부재로 공급되는 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 점도 측정부재 및 상기 헤마토크리트 측정부재는 병렬로 연결되며, 상기 혈액 공급부재로부터 동시에 또는 순차적으로 혈액을 공급받는 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 혈액 공급부재는 상기 용기 수용부재에 수용된 상기 저장 용기에 인접하게 위치한 니들부 및 상기 니들부를 고정하기 위한 니들고정부를 포함하며,
    상기 저장 용기 및 상기 니들부 간의 거리를 조절하여 상기 니들부의 일부를 상기 저장 용기 내로 삽입하기 위한 니들 이송부재, 및 상기 니들부를 통해 상기 저장 용기 내부로 압력 기체를 공급하기 위한 압력기체 공급부재를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  6. 제5항에 있어서,
    상기 용기 수용부재는 상기 니들 이송부재 상에 장착되며, 상기 니들 이송부재는 상기 용기 수용부재를 상기 니들부에 접근 또는 후퇴시켜 상기 니들부를 상기 저장 용기에 삽입 또는 분리하는 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  7. 제5항에 있어서,
    상기 니들부는,
    길게 연장된 중공형의 내부 니들;
    상기 내부 니들을 수용하여 상기 내부 니들과 상기 압력 기체를 위한 유로를 형성하는 외부 니들; 및
    상기 내부 니들로부터 상기 점도 측정부재 및 상기 헤마토크리트 측정부재로 연결되는 유로 및 상기 압력 기체의 공급을 위해 상기 압력기체 공급부재와 연결되는 유로를 독립적으로 제공하며, 상기 내부 니들 및 상기 외부 니들을 고정하는 고정 몸체;
    를 포함하는 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  8. 제1항에 있어서,
    상기 헤마토크리트 측정부재는 측정공간 내에서 이격되어 있는 작동전극 및 수신전극을 포함하는 측정 셀을 포함하며,
    상기 제어부는 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 분석부를 포함하며,
    상기 측정된 전기 전도도를 이용하여 혈액의 헤마토크리트를 측정하는 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  9. 제8항에 있어서,
    상기 신호 발생부는 구형파(square wave)를 발생시키는 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  10. 제9항에 있어서,
    상기 구형파는 10kHz 이하의 저주파수 신호인 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  11. 제8항에 있어서,
    상기 측정 셀 내부의 상기 작동전극 및 상기 수신전극은 수평으로 배열되는 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  12. 제1항에 있어서,
    상기 저장 용기는 진공 용기인 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  13. 제1항에 있어서,
    상기 저장 용기에는 혈액의 점도를 측정하는 동안 액체의 응고를 방지하기 위한 항응고제가 들어있는 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  14. 제13항에 있어서,
    상기 항응고제는 에틸렌디아민 사초산(EDTA), 헤파린(heparin) 또는 구연산나트륨(sodium citrate)를 포함하는 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  15. 제1항에 있어서,
    상기 점도 측정부재는,
    하단부가 상호 연결된 2개의 수직 저항관, 상기 수직 저항관에 혈액을 공급하기 위한 밸브, 상기 수직 저항관 또는 그 연결 부위에 제공되는 모세관 영역, 상기 수직 저항관에 각각 인접하게 장착되어 시간에 따른 혈액의 높이가 시간에 따라 변화하는 것을 측정하기 위한 광학센서를 포함하는 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
  16. 제15항에 있어서,
    상기 밸브는 3방 밸브로서, 상기 혈액 공급부재로부터 공급되는 혈액을 상기 2개의 수직 저항관에 각각 순차적으로 공급하며, 상기 2개의 수직 저항관에 공급된 혈액의 수위가 일정한 차이를 형성하도록 하고, 상기 혈액 공급부재로부터 상기 수직 저항관으로의 공급을 차단하고 상기 수직 저항관을 상호 연결하여 상대적으로 높은 수위의 혈액이 낮은 수위의 혈액으로 이동하도록 하는 것을 특징으로 하는 혈액의 산소공급능력지수 자동측정장치.
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