一种全血血红蛋白浓度检测方法及装置与流程

本发明涉及一种全血血红蛋白浓度检测方法，同时本发明还涉及一种血红蛋白浓度检测装置。

背景技术：

人体血液红细胞中含有大量的血红蛋白，血红蛋白是高等生物体内负责运载氧的一种蛋白质。血红蛋白浓度参数是评价人体贫血情况的重要指标，其对疾病的治疗和预后的判断具有重要的临床意义。因此，血样血红蛋白浓度检测方法得到了广泛而深入的研究，现有的各种检测血红蛋白含量方法主要包括有试剂反应检测法，如采用氰化高铁(hicn法)、十二烷基三甲基溴化铵试剂等等，主要根据血红蛋白与某些试剂相互反应而生成能够稳定存在的显色物质,通过该物质在某一特定波长下对光的吸收特征,进而计算出血红蛋白的浓度。但是试剂反应检测法中一些试剂本身就属于有毒或刺激性物质，存在安全隐患；其次是采用电化学方法，利用生物体中蛋白质分子之间的电子转移原理，通过对电极吸附特有化学染料借以催化血红蛋白反应促进电极与血红蛋白之间电子传递，最后测量峰电流来实现血红蛋白浓度测量，但是此类方法的血红蛋白测量精度不够高；此外，还有对未溶血未稀释的全血样本采用双波长分光光度法评估样本血红蛋白浓度，但此类方法无法避免光散射影响，从而导致血红蛋白测量精度不高。

综上所述，现有的技术中都没有一种能提供安全而又高精度测量血红蛋白浓度方法。

技术实现要素：

本发明的目的在于为了解决上述问题，提供了一种安全而又保证高精度测量血液中血红蛋白浓度的方法和装置。

本发明提供一种全血血红蛋白浓度检测方法包括以下步骤：

步骤s1：获取一定量的待测全血样本；

步骤s2：采用双波长两次测量样本光吸收数据；

步骤s3：计算红细胞散射场强度，获取散射补偿角范围；

步骤s4：根据得到的双波长测算数据和散射补偿角数值和如下浓度计算公式计算浓度值：

其中，hb为样本血红蛋白浓度，abs1为第一次光吸收测量，abs2为第二次光吸收测量，f(sca)为光散射相关的函数，k1，k2，k3，m1，m2，m3，m为校正常数。

步骤s1中所述获取一定量的待测全血样本是通过微流控芯片获取待分析样品，其中微控流芯片包括至少一个中带有光学窗的管腔，管腔两个平面间高度满足光程长度大于0.2mm小于0.5mm。

步骤s2中第一次测量选择波长为520-545nm范围内的光对样品进行第一次光吸收测量，第二次测量选择波长为750-950nm范围内的光对样品进行光吸收测量。

步骤s3中计算红细胞散射场强度通过如下公式计算和推导：

假设入射光沿z轴正向传播，振动方向与x轴平行，距红细胞中心r处点的散射光强度为：

式中，λ为入射光波长，i0为入射光强，θ为散射角，为入射光矢量与红细胞散射面的夹角，i1(θ)和i2(θ)为散射强度函数。i1(θ)和i2(θ)用散射振幅函数可以表示为：

i1(θ)＝|s1(θ)|²

i2(θ)＝|s2(θ)|²

则散射振幅函数可表达为：

这里，an和bn为mie系数，是与bessel函数和hankel函数有关的函数；πn(cosθ)和τn(cosθ)为散射角函数，是关于legendre函数的函数，只与散射角θ有关。an和bn可由散射振幅函数公式得到：

式中，m为散射颗粒与周围介质的相对折射率，对于非吸收性颗粒m为实数，对于吸收性颗粒m为负数，其虚部为颗粒对光吸收的量化；为颗粒尺度参数，d为颗粒直径，λ为入射光波长；ψn(z)与ξn(z)是ricatti-bessel函数，其中：

z表示α或mα，和分别表示半整数阶的第一类bessel和第二类hankel函数。

πn(cosθ)和τn(cosθ)表达式为：

式中，是一阶legendre函数。

θ1～θ2散射角范围内的光能量服从de＝isds，且：

其中，单位面积元

式(8)和(9)中的ξn(z)与ψn(z)满足以下递推关系：

初始值：

ψ-1(z)＝cosz；ψ0(z)＝sinz；ξ-1(z)＝cosz-isinz；ξ1(z)＝sinz+icosz。

式(10)和式(11)中的πn(cosθ)和τn(cosθ)满足以下递推关系：

π′n＝(2n-1)πn-1+π′n-2

τn＝πncosθ-π′nsin²θ

初始值：π0＝0；π1＝1；π′0＝0；π′1＝0。

步骤s3的散射补偿角的范围为8°～35°。

本发明还提供一种全血血红蛋白浓度检测装置，包括样品获取单元，双波长光吸收测量单元，散射补偿测量单元和血红蛋白浓度计算单元，其中样品获取单元通过微流控芯片获取定量的测试样品，双波长光吸收测量单元通过两次不同波长进行光吸收测量，散射补偿测量单元计算红细胞散射场强度，获取最佳散射补偿角范围，通过浓度计算单元采用如下公式公式计算浓度值：

其中，hb为样本血红蛋白浓度，abs1为第一次光吸收测量，abs2为第二次光吸收测量，f(sca)为光散射相关的函数，k1，k2，k3，m1，m2，m3，m为校正常数。

样品获取单元的微控流芯片包括至少一个中带有光学窗的管腔，管腔两个平面间高度满足光程长度大于0.2mm小于0.5mm。

双波长光吸收测量单元中第一次测量选择波长为520-545nm范围内的光对样品进行第一次光吸收测量，第二次测量选择波长为750-950nm范围内的光对样品进行光吸收测量。

散射补偿测量单元对红细胞散射场强度通过如下公式计算和推导：

假设入射光沿z轴正向传播，振动方向与x轴平行，距红细胞中心r处点的散射光强度为：

式中，λ为入射光波长，i0为入射光强，θ为散射角，为入射光矢量与红细胞散射面的夹角，i1(θ)和i2(θ)为散射强度函数。i1(θ)和i2(θ)用散射振幅函数可以表示为：

i1(θ)＝|s1(θ)|²

i2(θ)＝|s1(θ)|²

则散射振幅函数可表达为：

这里，an和bn为mie系数，是与bessel函数和hankel函数有关的函数；πn(cosθ)和τn(cosθ)为散射角函数，是关于legendre函数的函数，只与散射角θ有关。an和bn可由散射振幅函数公式得到：

式中，m为散射颗粒与周围介质的相对折射率，对于非吸收性颗粒m为实数，对于吸收性颗粒m为负数，其虚部为颗粒对光吸收的量化；为颗粒尺度参数，d为颗粒直径，λ为入射光波长；ψn(z)与ξn(z)是ricatti-bessel函数，其中：

z表示α或mα，和分别表示半整数阶的第一类bessel和第二类hankel函数。

πn(cosθ)和τn(cosθ)表达式为：

式中，是一阶legendre函数。

θ1～θ2散射角范围内的光能量服从de＝isds，且：

其中，单位面积元

式(8)和(9)中的ξn(z)与ψn(z)满足以下递推关系：

初始值：

ψ-1(z)＝cosz；ψ0(z)＝sinz；ξ-1(z)＝cosz-isinz；ξ1(z)＝sinz+icosz。

式(10)和式(11)中的πn(cosθ)和τn(cosθ)满足以下递推关系：

π′n＝(2n-1)πn-1+π′n-2

τn＝πncosθ-π′nsin²θ

初始值：π0＝0；π1＝1；π′0＝0；π′1＝0。

散射补偿角的范围为8°～35。

本发明提供一种全血血红蛋白浓度检测方法及装置。该方法采用微流控芯片、led冷光源双波长吸收及散射补偿技术，首先微流控芯片精确定量血样，led冷光源减少其他波段光源干扰，获取精确的单一波段入射光，无需增加滤波装置，装置构成简单，成本低。深入分析红细胞光吸收、散射场，获取红细胞粒子群散射规律，采用吸收+散射补偿校正公式，获取高精度血红蛋白浓度测量值。由于该技术在考虑红细胞粒子群对光吸收率的同时，补偿散射损失，优化浓度评估方程，避免了试剂安全性问题和误差大等问题，从而能更方便、快速、简洁的获取更精确的血红蛋白浓度测量值。

为让本发明的上述特征和优点能更明显易懂，下文特举实施例，并配合所附图式作详细说明如下，其中相同的标号指示同样或相似的单元或步骤。

附图说明

为了易于说明，本发明由下述的具体实施方式及附图作详细描述。

图1为本发明一种全血血红蛋白浓度检测方法的流程示意图；

图2为血液不同波长下吸收特性曲线示意图；

图3为不同直径红细胞散射角度与散射光强度关系示意图；

图4为本发明血红蛋白浓度计算结果与现有生化分析仪测量结果相对比相关性曲线示意图。

具体实施方式

为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。

请参照图1，本发明提出一种全血血红蛋白浓度检测方法，具体步骤如下：

步骤101：获取样品；

本发明所分析样品为未溶血未稀释的全血，将全血样本填充于一次性微流控芯片中，获取待分析样品。一次性微流控芯片采用亲水材料制造，以克服样本填充有关问题。该芯片包括至少一个带有光学窗的管腔，管腔的两个平面间高度满足光程长度大于0.2mm小于0.5mm需求，以提高样本光吸收度。也可以对微流控芯片表面涂以相关亲水溶剂，来增加芯片的亲水性能。微流控芯片方式定量血样，无需外部移液枪定量，减少操作步骤，同时提升测量精度

步骤102双波长光吸收测量；

图2为血液不同波长下吸收特性曲线。图2中，氧合血红蛋白与血红蛋白分子的吸收度在波长520-545nm范围内相似，在525nm波长上，2者吸收率差异接近于0；波长750nm-950nm范围内血液中的光吸收显著性比较小。因此选择波长520-545nm范围内的光对样品进行第一次吸收测量，优选波长为525nm；750-950nm范围内的光对样本进行第二次吸收测量。

步骤103散射补偿测量；

受血液内悬浮细胞影响，一部分光被细胞所吸收，一部分被细胞散射。光的散射随样品中血红蛋白的浓度而变化。只采用固定方向上的光透射率计算吸收度进而评估血红蛋白含量的方法不够准确。人体血细胞形态稳定大小不一，可以将血液等效成离散的球形散射体的结合，以等效散射颗粒来描述血液中血细胞的散射作用。本发明通过下面算法分析红细胞散射场，获取最佳散射补偿角范围，提高血红蛋白测量的准确性。红细胞散射场获取如下：

假设入射光沿z轴正向传播，振动方向与x轴平行，距红细胞中心r处点的散射光强为：

式中，λ为入射光波长，i0为入射光强，θ为散射角，为入射光矢量与红细胞散射面的夹角，i1(θ)和i2(θ)为散射强度函数。i1(θ)和i2(θ)用散射振幅函数可以表示为：

i1(θ)＝|s1(θ)|²(2)

i2(θ)＝|s2(θ)|²(3)

则散射振幅函数可表达为：

这里，an和bn为mie系数，是与bessel函数和hankel函数有关的函数；πn(cosθ)和τn(cosθ)为散射角函数，是关于legendre函数的函数，只与散射角θ有关。an和bn可由公式(4)、(5)得到：

式中，m为散射颗粒与周围介质的相对折射率，对于非吸收性颗粒m为实数，对于吸收性颗粒m为负数，其虚部为颗粒对光吸收的量化；为颗粒尺度参数，d为颗粒直径，λ为入射光波长；ψn(z)与ξn(z)是ricatti-bessel函数，其中：

z表示α或mα，和分别表示半整数阶的第一类bessel和第二类hankel函数。

πn(cosθ)和τn(cosθ)表达式为：

式中，是一阶legendre函数。

θ1～θ2散射角范围内的光能量服从de＝isds，且：

其中，单位面积元

式(8)和(9)中的ξn(z)与ψn(z)满足以下递推关系：

初始值：

ψ-1(z)＝cosz；ψ0(z)＝sinz；ξ-1(z)＝cosz-isinz；ξ1(z)＝sinz+icosz。

式(10)和式(11)中的πn(cosθ)和τn(cosθ)满足以下递推关系：

π′n＝(2n-1)πn-1+π′n-2(18)

τn＝πncosθ-π′nsin²θ(19)

初始值：π0＝0；π1＝1；π′0＝0；π′1＝0。

根据上述相关公式及递推关系，便可以算出红细胞的散射光强度。图3为不同直径(5μm-9μm)红细胞散射角度与散射光强度关系。其中λ＝525nm，入射光强度i0取单位强度，散射角θ取0～180°。折射率取1.5。根据散射角度与光强关系，本专利选取8°～35°为散射补偿范围角。

步骤104血红蛋白浓度计算

本发明采用双波长吸收+散射补偿方法，浓度计算公式可修正为：

其中，hb为样本血红蛋白浓度，abs1为第一次光吸收测量，abs2为第二次光吸收测量，f(sca)为光散射相关的函数，k1，k2，k3，m1，m2，m3，m为校正常数。校正常数通过对具有已知血红蛋白浓度的一组血液样品进行吸收测量来确定。

为了进一步说明本发明的检测方法，提供另一实施例。选取实验血样样本品，红细胞散射场分析在现有分析软件中完成，仿真波长525nm，红细胞直径为5μm-9μm，折射率为1.5。不同直径下细胞散射角度与散射强度曲线如图3所示。图中，8°-35°间有明显散射，当散射角度大于35°时，散射强度接近于0。因此散射补偿角度选择8°-35°。实验装置中所采用led冷光源波长为510-540nm。经本方法获取血红蛋白浓度计算结果与现有生化分析仪测量结果相对比，二者相关系数r2＝0.9979，相关性曲线见图4。

实验结果表面，本方法性能良好，可以高精度测量人体全血血红蛋白浓度。

通过更改第一第二吸收波长范围，也可以实现对应波长下血液或尿液其它成分浓度测量。获取待检测成分的最大吸收波长及干扰成分的等吸收波长，仿真获取待检测成分最优散射补偿角度，按照本实施例流程，双波长检测法即可实现待检测成分浓度测量。

本发明还提供了一种便携式全血血红蛋白浓度检测装置，其包括样品获取单元，双波长光吸收测量单元，散射补偿测量单元和血红蛋白浓度计算单元。该样品获取单元通过微流控定量技术获取定量的测试样品，该双波长光吸收测量单元采用led冷光源双波长检测技术，该散射补偿测量单元通过分析红细胞散射场，获取最佳散射补偿角范围深入分析红细胞粒子场散射原理，优化浓度校正方程，从而实现红细胞浓度高精度测量。该浓度技术单元，本发明中采用了双波长吸收+散射补偿方法，浓度计算公式可修正为：

其中，hb为样本血红蛋白浓度，abs1为第一次光吸收测量，abs2为第二次光吸收测量，f(sca)为光散射相关的函数，k1，k2，k3，m1，m2，m3，m为校正常数。校正常数通过对具有已知血红蛋白浓度的一组血液样品进行吸收测量来确定。

本发明所分析样品为未溶血未稀释的全血，样品获取单元中包含一次性微控流芯片，将全血样本填充于一次性微流控芯片中，获取待分析样品。一次性微流控芯片采用亲水材料制造，以克服样本填充有关问题。该芯片包括至少一个带有光学窗的管腔，管腔的两个平面间高度满足光程长度大于0.2mm小于0.5mm需求，以提高样本光吸收度。也可以对微流控芯片表面涂以相关亲水溶剂，来增加芯片的亲水性能。

双波长光吸收测量单元中采用波长520-545nm范围内对样品进行第一次吸收测量，优选波长为525nm；采用750-950nm范围内对样本进行第二次吸收测量。

散射补偿测量单元分析红细胞散射场强度，获取最佳散射补偿角范围，提高血红蛋白测量的准确性。红细胞散射场强度计算和推导过程如下：

假设入射光沿z轴正向传播，振动方向与x轴平行，距红细胞中心r处点的散射光强为：

式中，λ为入射光波长，i0为入射光强，θ为散射角，为入射光矢量与红细胞散射面的夹角，i1(θ)和i2(θ)为散射强度函数。i1(θ)和i2(θ)用散射振幅函数可以表示为：

i1(θ)＝|s1(θ)|²(23)

i2(θ)＝|s2(θ)|²(24)

则散射振幅函数可表达为：

这里，an和bn为mie系数，是与bessel函数和hankel函数有关的函数；πn(cosθ)和τn(cosθ)为散射角函数，是关于legendre函数的函数，只与散射角θ有关。an和bn可由公式(25)、(26)得到：

式中，m为散射颗粒与周围介质的相对折射率，对于非吸收性颗粒m为实数，对于吸收性颗粒m为负数，其虚部为颗粒对光吸收的量化；为颗粒尺度参数，d为颗粒直径，λ为入射光波长；ψn(z)与ξn(z)是ricatti-bessel函数，其中：

z表示α或mα，和分别表示半整数阶的第一类bessel和第二类hankel函数。

πn(cosθ)和τn(cosθ)表达式为：

式中，是一阶legendre函数。

θ1～θ2散射角范围内的光能量服从de＝isds，且：

其中，单位面积元

式(8)和(9)中的ξn(z)与ψn(z)满足以下递推关系：

初始值：

ψ-1(z)＝cosz；ψ0(z)＝sinz；ξ-1(z)＝cosz-isinz；ξ1(z)＝sinz+icosz。

式(10)和式(11)中的πn(cosθ)和τn(cosθ)满足以下递推关系：

π′n＝(2n-1)πn-1+π′n-2(39)

τn＝πncosθ-π′nsin²θ(40)

初始值：π0＝0；π1＝1；π′0＝0；π′1＝0。

根据上述散射理论相关公式及递推关系，便可以算出红细胞的散射光强度。根据散射角度与光强关系，本专利选取8°～35°为散射补偿范围角。

血红蛋白浓度计算单元采用双波长吸收+散射补偿方法，浓度计算公式可修正为：

其中，hb为样本血红蛋白浓度，abs1为第一次光吸收测量，abs2为第二次光吸收测量，f(sca)为光散射相关的函数，k1，k2，k3，m1，m2，m3，m为校正常数。校正常数通过对具有已知血红蛋白浓度的一组血液样品进行吸收测量来确定。

最终计算得出待测全血样本的血红蛋白浓度。本实施例装置所分析样本无需溶血、稀释，无需滤波装置、窄带装置，大大简化了血红蛋白检测设备的制备流程，降低了设备成本，提高了测量精确度。

以上内容是结合具体的优选实施方式对本发明所作的进一步详细说明，不能认定本发明的具体实施只局限于这些说明。对于本发明所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干简单推演或替换，都应当视为属于本发明的保护范围。