本发明提供了一种提高测量红细胞压积准确度的检测系统、及运行控制方法。该测量红细胞压积的检测系统，包括中央处理单元、激励源单元、血液样本单元、精密测量电路单元、信号采集单元。本发明的有益效果是本发明通过激励源单元产生正弦波，并且通过央处理单元进行控制，提高HCT测量的精度；本发明的检测系统简单且可靠性，实现精密测量；本发明的测量精度远远高于传统的测量技术，可达0.2%以内。而且由于带自检功能，测量非常可靠，不会发生电路故障导致测量数据错误的情况。
提高测量红细胞压积准确度的检测系统、及运行控制方法
技术领域
[0001] 本发明涉及医疗器械领域，尤其涉及提高测量红细胞压积准确度的检测系统、及运行控制方法。
背景技术
[0002] HCT（hematocrit）即红细胞压积，血液分析领域是很重要的参数。血液经抗凝处理后，通过离心可以把血液分为两大部分，血浆和血细胞。如果将血液放在一个特殊的试管中(温氏管)按规定的时间和速度进行离心，最终使得红细胞完全压实在试管的底端，红细胞之间互相接触密切，尽可能排除所有血浆，此时血浆会全部被挤出到血细胞的上面，这时红细胞所占全血的百分比就是我们所要得到的红细胞压积，即压实的红细胞所占的体积数(或百分比)，也叫红细胞比积或红细胞比容。红细胞压积通常缩写为HCT，测定单位现在多用每升血液中红细胞占有多少升来表达(L/L)。
[0003] 红细胞压积有助于了解红细胞的增多与减少，当各种原因所致的红细胞绝对值增高时，红细胞压积也会有相应的增加。红细胞压积降低与各种贫血有关。
[0004] [英文缩写] HCT，Ht，packed cell volume（PCV）
[0005] [参考值] 男：0．40－0．50L／L (40％一50％) 女：0．37－0．45L／L (37％--45％)。
[0006] 在血液分析领域 HCT测量一般采用交流耦合的方式，通过激励源输出一激励信号，通过标准串联电阻与血液样本的阻抗进行分压，采集到血液阻抗上对应的交流信号值，由于是串联关系，血液上的信号与阻抗成正变关系，测量此信号就得到了血液的阻抗。传统的HCT检测方法，激励源是采用PWM波，方法简单，但是弊端也很多：
[0007] 首先：由中央处理生成的PWM波幅度非常不稳定，容易漂移，波形幅度短期稳定度只能达到5%左右，如果算上长期漂移，幅度变化会更大，极大地降低了HCT测量的精度。
[0008] 其次，中央处理难以产生频率较高的正弦波，其PWM波经过滤波后加在血液上，是不规则的波形，频谱非常丰富，经过放大转换后必然会产生谐波失真，进一步加大了HCT检测的误差。只能用于要求不高的场合。如果采用中央处理内部DAC的方法产生正弦波，则会由于刷新率太高(以生成此100KHz正弦波计算，采用DAC的方法，每个周期内至少描50点才能绘制比较光滑的正弦波，即DAC的刷新率至少达到5Msps，每0.2us就必须刷新一次)而极大地占用中央处理的资源，造成其它程序无法运行，也是不可取的。
[0009] 此外，传统的HCT检测装置，设计复杂且可靠性很差。
[0010] 因此，综上所述，传统的HCT测量装置难以实现精密测量。
发明内容
[0011] 为了解决现有技术中的问题，本发明提供了一种提高测量红细胞压积准确度的检测系统。
[0012] 本发明提供了一种提高测量红细胞压积准确度的检测系统，包括中央处理单元、激励源单元、血液样本单元、精密测量电路单元、信号采集单元，所述中央处理单元与所述激励源单元相连、且用于输出控制命令至所述激励源单元，所述激励单元用于产生正弦波，所述激励源单元输出端与所述血液样本单元输入端相连，所述血液样本单元输出端与所述精密测量电路单元输入端相连，所述血液样本单元用于采集血液样本阻抗信号；所述精密测量电路单元用于完成信号的放大及放大后转换成有效值，所述信号采集单元用于完成血液阻抗有效值信号的单端转差分放大和模数转换，所述精密测量电路单元输出端与所述信号采集单元相连，所述中央处理单元与所述信号采集单元相连，所述信号采集单元将处理后的血液阻抗有效值数据输出至中央处理单元，所述中央处理单元根据血液阻抗有效值进行血液阻抗的计算，且所述中央处理单元输出控制命令至所述信号采集单元。
[0013] 作为本发明的进一步改进，激励源单元包括波形发生电路、以及与波形发生电路相连的波形转换电路，所述波形发生电路用于产生正弦波；波形转换电路用于隔离所述波形发生电路输出信号的直流成分、且把正的正弦信号转换为正负半周的正弦信号。
[0014] 作为本发明的进一步改进，所述波形发生电路包括单片函数发生器、晶振单元及精密电压基准单元，精密电压基准单元与所述单片函数发生器的电压基准接口相连、且用于为所述单片函数发生器提供精确的基准电压，所述单片函数发生器与所述晶振单元相连、，所述晶振单元用于提供高精度时钟信号；所述波形转换电路输入端与所述单片函数发生器输出端相连，所述波形转换电路用于隔离所述单片函数发生器输出信号的直流成分、且把正的正弦信号转换为正负半周的正弦信号。
[0015] 作为本发明的进一步改进，所述波形转换电路包括电容、第一电阻、第一运算放大单元，所述电容一端与所述单片函数发生器输出端相连，所述电容另一端与所述电阻及所述第一运算放大单元的同相输入端相连，所述第一电阻另一端接地，所述第一运算放大单元同相端与所述电容和所述第一电阻的公共节点相连，所述第二电阻一端与所述第一运算放大单元输出端相连。
[0016] 作为本发明的进一步改进，所述血液样本单元为待测电路，所述血液样本单元包括第二电阻、第五电阻、模拟开关和血液等效阻抗单元，所述第二电阻一端与所述激励源单元输出端相连，所述血液等效阻抗单元一端与所述第二电阻相连接，所述血液等效阻抗单元另一端接地，所述第五电阻一端与所述第二电阻相连，所述第五电阻另一端与所述模拟开关一端相连，所述模拟开关另一端接地，所述第二电阻和所述第五电阻均为标准电阻。
[0017] 作为本发明的进一步改进，所述精密测量电路单元包括第二运算放大单元、第三电阻、第四电阻、真有效值转换芯片，所述第二运算放大单元同相端与所述第二电阻和所述血液等效阻抗单元的公共节点相连，所述第二运算放大单元反相端与所述第三电阻和所述第四电阻的公共节点相连，所述第二运算放大单元输出与所述第三电阻及所述真有效值转换芯片的输入端相连接，所述真有效值转换芯片输入端与第二运算放大单元输出端和所述第三电阻的公共节点相连，所述第四电阻另一端接地。
[0018] 作为本发明的进一步改进，所述信号采集单元包括高分辨率模数转换器、模数转换器驱动电路、精密电压基准单元，所述模数转换器驱动电路输入端与所述真有效值转换芯片输出端相连接，所述模数转换器驱动电路输出端与所述高分辨率模数转换器输入端相连接，所述高分辨率模数转换器与所述精密电压基准单元输出端相连接，所述高分辨率模数转换器与所述中央处理单元相连。
[0019] 作为本发明的进一步改进，所述单片函数发生器为直接数字频率合成器，所述直接数字频率合成器为AD公司生产的型号为AD9832的直接数字频率合成器；所述高分辨率模数转换器为Delta-Sigma型模数转换器。
[0020] 作为本发明的进一步改进，所述精密电压基准单元为两个，分别为第一精密电压基准单元和第二精密电压基准单元，所述第一精密电压基准单元与所述单片函数发生器的电压基准接口相连、且用于为所述单片函数发生器提供精确的基准电压；所述高分辨率模数转换器与所述第二精密电压基准单元输出端相连接。
[0021] 本发明还提供了一种用于实现检测系统的运行控制方法，包括如下步骤：
[0022] A. 产生标准的正弦波：中央处理单元输出指令至单片函数发生器，控制单片函数发生器产生标准的正弦波；
[0023] B. 设置标准值：断开模拟开关，血液等效阻抗单元不接入血液，将定标用的标准电阻放入血液等效阻抗单元；
[0024] C. 电路定标：在典型阻抗测量范围1K至15K内，设置M个定标准点，M大于等于2，在步骤B中每放置一个标准电阻，启动一次电路定标，步骤B和步骤C应重复执行M次；
定标完成后，把各标准电阻对应的ADC码值存入中央处理单元的内部存储器中，得到ADC（analog-digital conversion 模数转换）码值与各标准电阻的对应关系；
[0025] D. 定标回测：取阻值为R的电阻接入原血液等效阻抗单元Rx，判断其测量偏差是否超过预设偏差值，若超过，则返回步骤B; 若未超过，则执行步骤E；其中R为1至10KΩ；
[0026] E. 电路自检：模拟开关闭合，第五电阻接入测量电路，测量第五电阻的阻值，判断测量第五电阻的误差是否超过预设值，如超过、那么提示电路异常、自动终止测量；如未超过，则检测系统进行检测工作。
[0027] 本发明的有益效果是：本发明通过激励源单元产生正弦波，并且通过央处理单元进行控制，提高HCT测量的精度；本发明的检测系统简单且可靠性，实现精密测量。
附图说明
[0028] 图1是本发明的检测系统原理框图。
[0029] 图2是本发明的检测系统的一实施例原理图。
[0030] 图3是本发明的运行控制方法流程图。
[0031] 图4是本发明的电路定标示意图。
具体实施方式
[0032] 如图1和图2所示，本发明公开了一种提高测量红细胞压积准确度的检测系统，包括中央处理单元10、激励源单元70、血液样本单元40、精密测量电路单元50、信号采集单元60，所述中央处理单元10与所述激励源单元70相连、且用于输出控制命令至所述激励源单元70，所述激励单元70用于产生正弦波，所述激励源单元70输出端与所述血液样本单元
40输入端相连，所述血液样本单元40输出端与所述精密测量电路单元50输入端相连，所述血液样本单元40用于采集血液样本阻抗信号；所述精密测量电路单元50用于完成信号的放大及放大后转换成有效值，所述信号采集单元60用于完成血液阻抗有效值信号的单端转差分放大和模数转换，所述精密测量电路单元50输出端与所述信号采集单元60相连，所述中央处理单元10与所述信号采集单元60相连，所述信号采集单元60将处理后的血液阻抗有效值数据输出至中央处理单元10，所述中央处理单元10根据血液阻抗有效值进行血液阻抗的计算，且所述中央处理单元10输出控制命令至所述信号采集单元60。
[0033] 中央处理单元10通过SPI接口与单片函数发生器U3相连，当然该中央处理单元10也可以通过12C或GPIO与单片函数发生器U3进行通讯。
[0034] 所述激励源单元70包括波形发生电路20和波形转换电路30，所述波形发生电路20包括单片函数发生器U3、晶振单元X1及精密电压基准单元，第一精密电压基准单元REF1与所述单片函数发生器U3的电压基准接口相连、且用于为所述单片函数发生器U3提供精确的基准电压，所述单片函数发生器U3与所述晶振单元X1相连、所述晶振单元X1用于提供高精度时钟信号；所述波形转换电路30输入端与所述单片函数发生器U3输出端相连，所述波形转换电路30用于隔离所述单片函数发生器U3输出信号的直流成分、且把正的正弦信号转换为正负半周的正弦信号。
[0035] 因为所述单片函数发生器U3与所述晶振单元X1相连、所述晶振单元X1用于提供高精度时钟信号，可使输出波形的频率非常稳定。单片函数发生器U3为可编程的单片函数发生器，波形更新速率高达25MHz, 可产生非常理想的正弦波，所述单片函数发生器U3为直接数字频率合成器，所述直接数字频率合成器为AD公司生产的型号为AD9832的直接数字频率合成器，其输出的波形幅度由第一精密电压基准单元REF1和中央处理单元10输入的命令决定，输出波形频率由晶振单元X1决定。
[0036] 所述波形转换电路30包括电容C1、第一电阻R1、第一运算放大单元U1，所述电容C1一端与所述单片函数发生器U3输出端相连，所述电容C1另一端与所述电阻R1及所述第一运算放大单元U1的同相输入端相连，所述第一电阻R1另一端接地，所述第一运算放大单元U1同相端与所述电容C1和所述第一电阻R1的公共节点相连。
[0037] 所述血液样本单元40为待测电路，所述血液样本单元40包括第二电阻R2、第五电阻R5、模拟开关K1和血液等效阻抗单元RX，所述第二电阻R2一端与所述第一运算放大单元U1输出端相连，所述第二电阻R2一端与所述激励源单元70输出端相连，所述血液等效阻抗单元RX一端与所述第二电阻R2相连接，所述血液等效阻抗单元RX另一端接地，所述第五电阻R5一端与所述第二电阻R2相连，所述第五电阻R5另一端与所述模拟开关K1一端相连，所述模拟开关K1另一端接地，所述第二电阻R2和所述第五电阻R5均为标准电阻。
[0038] 第二电阻R2用于与血液阻抗进行分压，衰减血液上的交流信号强度，以避免产生不必要的化学反应。第五电阻R5和模拟开关K1用于待测通道的自检。每次测量血液之前都要自检一下本电路，保证了本装置测量的可靠性。由于血液阻抗与第二电阻R2串联的关系，血液上的信号幅度与其对应的阻抗是二次函数关系，本发明采用多点定标，分段线性的方法，可得到非常趋近于理想曲线的折线，在简化计算的同时，大大提高了计算精度。
[0039] 所述精密测量电路单元50包括第二运算放大单元U2、第三电阻R3、第四电阻R4、真有效值转换芯片U4，所述第二运算放大单元U2同相端与所述第二电阻R2和所述血液等效阻抗单元RX的公共节点相连，所述第二运算放大单元U2反相端与所述第三电阻R3和所述第四电阻R4的公共节点相连，所述第二运算放大单元U2输出与所述第三电阻R3及所述真有效值转换芯片U4的输入端相连接，所述真有效值转换芯片U4输入端与第二运算放大单元U2输出端和所述第三电阻R3的公共节点相连，所述第四电阻R4另一端接地。
[0040] 在真有效值转换芯片U4中，RMS（Root Mean Square 真有效值）芯片非常稳定，克服了常规二极管整流电路的温飘问题、以及非线性问题和长期稳定性问题。
[0041] 所述真有效值转换芯片U4作用在于完成输入信号的真有效值转换，输出直流信号大小恰好等于输入交流信号的有效值。本实施例选用的真有效值转换芯片U4线性度高达0.02%，可以保证很高的检测精度，此指标对有效值测量极其重要，且不可被校准消除。
[0042] 所述信号采集单元60包括高分辨率模数转换器U6、模数转换器驱动电路U5、第二精密电压基准单元REF2，所述模数转换器驱动电路U5输入端与所述真有效值转换芯片U4输出端相连接，所述模数转换器驱动电路U5输出端与所述高分辨率模数转换器U6输入端相连接，所述高分辨率模数转换器U6与所述第二精密电压基准单元REF2输出端相连接，所述高分辨率模数转换器U6与所述中央处理单元10相连。
[0043] 可以将第一精密电压基准单元REF1和第二精密电压基准单元REF2进行合并，同样可以完成分别与单片函数发生器U3的电压基准接口相连、以及与高分辨率模数转换器U6相连的目的。
[0044] 模数转换器驱动电路U5完成直流信号的单端至差分转换，信号增益为两倍。高分辨率模数转换器U6由于采集的是纯直流信号，对转换率要求不高，但是对转换精度要求很高，因此优选实施方式所述高分辨率模数转换器U6为Delta-Sigma型模数转换器。高分辨率模数转换器U6信号采集转换精度由其ADC（analog-digital conversion 模数转换）有效位以及第二精密电压基准单元REF2的精度决定，这两者都可以达到很高的精度，优选实施例中，高分辨率模数转换器U6为24bit，高分辨率模数转换器U6有效位典型值达到21.5dB。电压基准其初始电压精度为0.06%,由于高分辨率模数转换器U6的增益误差，失调、电压基准的初始精度都可在校准时消除，因此信号采集单元的误差主要来自高分辨率模数转换器U6温漂，基准温飘与长期稳定性，在本实施例中，高分辨率模数转换器U6的温飘为2ppm/℃，属于极低的值，完全可以忽略,基准的温飘为9ppm/℃，在温度变化16℃，基准的变化仅144ppm,基准的长期漂移在50ppm以下，因此测量电路的误差可控制在200ppm，即0.02%以内。
[0045] 中央处理单元10通过SPI接口与高分辨率模数转换器U6相连，当然该中央处理单元10也可以通过12C或GPIO与高分辨率模数转换器U6进行通讯。
[0046] 所述激励源单元70还可以采用有源晶振分频或高速数模转换器，RMS芯片可以采用高分辨率模数转换器替代。
[0047] 本发明利用第一精密电压基准单元REF1配合单片函数发生器U3(DDS 直接数字频率合成器)，产生标准的正弦波，且幅度非常稳定，完全由第一精密电压基准单元REF1控制，幅度的精度可以达到0.02%以内，可极好地解决激励源幅度漂移导致HCT测量误差的问题；同时，利用精密真有效值转换芯片U4，转换可以达到0.15%以内的精度，信号链简单，环节少；影响测量精度的两个关键环节：激励源和测量电路的误差都很容易控制，因此本发明的测量精度远远高于传统的测量技术，可达0.2%以内。而且由于带自检功能，测量非常可靠，不会发生电路故障导致测量数据错误的情况。
[0048] 如图3所示，本发明还公开了一种用于实现检测系统的运行控制方法，包括步骤S1至步骤S5：
[0049] 步骤S1，产生标准的正弦波：中央处理单元输出指令至单片函数发生器，控制单片函数发生器产生标准的正弦波；
[0050] 步骤S2，设置标准值：断开模拟开关，血液等效阻抗单元不接入血液，将定标用的标准电阻放入血液等效阻抗单元；
[0051] 步骤S3，电路定标：在典型阻抗测量范围1K至15K内，设置M个定标准点，M大于等于2，在步骤S2中每放置一个标准电阻，启动一次电路定标，步骤S2和步骤S3应重复执行M次；定标完成后，把各标准电阻对应的ADC码值存入中央处理单元的内部存储器中，得到ADC（analog-digital conversion 模数转换）码值与各标准电阻的对应关系；
[0052] 步骤S4，定标回测：取1-10k电阻接入原血液等效阻抗单元Rx的位置（血液不接入电路），测量是否为1-10k，如果偏差超过预设偏差值，则判断为定标不通过，则返回步骤S2；若偏差未超过预设偏差值，则进入步骤S5；
[0053] 在步骤S4中，1-10k电阻优选为5K电阻，预设偏差值优选为0.2%。
[0054] 步骤S5，电路自检：模拟开关闭合，第五电阻接入测量电路，测量第五电阻的阻值，判断测量第五电阻的误差是否超过预设值，如超过、那么提示电路异常、自动终止测量；如未超过，则检测系统进行检测工作。
[0055] 在步骤S5中，预设值优选为0.2%。
[0056] 作为本发明的运行控制方法的一实施例：
[0057] 在步骤S1中，中央处理单元为单片机，单片函数发生器为直接数字频率合成器，单片机输出指令至直接数字频率合成器，控制直接数字频率合成器产生标准的正弦波；
[0058] 在步骤S2中，断开模拟开关，不接入血液，在血液等效阻抗单元位置放置定标用的标准电阻Rm；
[0059] 在步骤S3中，在典型阻抗测量范围1K至15K内，设置5个定标准点，步骤S2和步骤 S3应重复执行5次，在步骤S2中每放置一个标准电阻、步骤 S3启动一次定标；定标完成后，把各标准电阻(Rm,Rn,Ro,Rp,Rq)对应的ADC码值(LSBm,LSBn,LSBo,LSBp,LSBq)存入单片机的内部存储器中，得到ADC码值(LSBm,LSBn,LSBo,LSBp,LSBq)与各标准电阻(Rm,Rn,Ro,Rp,Rq)的对应关系。如图4所示，由上述对应关系可得到5条直线，相邻直线的交点即为5个定标点。
[0060] 在步骤S4中，修改定标参数的方式可以是增大或减少DDS输出的正弦幅度。
[0061] 在步骤S5中，模拟开关闭合，于是第五电阻接入测量电路，此时由于是自检，血液没有接入回路，因此血液等效阻抗单元不存在，第五电阻的电阻值并非5个定标点电阻之一，因此不仅可检验出电路是否工作正常，还可以检验电路的测量精度是否达到要求，如果第五电阻的误差没有超过0.2%，那么测量血液正弦信号的RMS值，通过ADC得到的代码，得到血液上正弦信号的RMS值，通过定标曲线，计算出血液阻抗值，然后计算出血液HCT值。
[0062] 测量与定标原理论述如下：
[0063] 设血液待测阻抗为Rx,激励源幅度为Vp,血液等效阻抗上的分压为Vx,RMS的输入信号为Vsine.输出信号为Vdc,ADC得到的码值为LSB，ADC基准电压VREF=5V，则[0064] -------------------（1）
[0065] ---------------------（2）
[0066] --------------------------------------（3）
[0067] 由（3）式可求解出Vdc,代入（2）可得到Vx,再代入（1），由于Vp是已知值，由（1）可求出Rx。
[0068] 但是（1）式是2次函数，运算较为复杂。因此在本发明中，采用多点定标的方法，如在1K与15K之间插人5点，Rm,Rn,Ro,Rp,Rq,把1K至15K分成六段，每个区间的值远远小于串联电阻R2，如图4所示。因此每一段都可以看作是线性。由多点定标后可产生5条直线，根据ADC采集到的码值，可判断出处于哪一条直线上，可以很快的求出准确的Rx值。如图4所示，多点定标分段后，定标校正曲线与理论曲线基本重合，精度高。
[0069] 本发明采用多点定标，分段线性的方法，在待测电阻Rx和ADC码值之间建立了一个简单的对应关系，可以消除中间环节固定不变的误差，如基准REF1、REF2的初始精度，ADC和运放的失调，ADC的增益误差。大大降低了系统对这些参数的依赖性。电路只要不漂移，就能维持很高的精度。
[0070] CPU通过根据程序设置输入命令至单片函数发生器U3,在精密电压基准的作用下，于是U3输出幅度为1Vpp的正弦波。其波峰为1V,波谷为0V, 此信号经过C1后，转换成±500mVpp的正弦波。然后通过U1缓冲后，直接加在串联电阻R2与血液等效阻抗RX上。在优选实施例中，R2取98Kohm，血液的等效阻抗一般在2Kohm与10Kohm之间。因此，[0071] 当血液容抗最小时，
[0072] RX上的正弦波分量为±500mVpp*2K(98K+2K) = ±10mVpp,
[0073] 当血液容抗最大时，
[0074] RX上的正弦波分量为±500mVpp*10K(98K+10K) = ±46.3mVpp
[0075] RX的信号经过U2后，被放大20倍，为±200mVpp～±926mVpp
[0076] 因此，当血液的阻抗在最大范围内变化（2Kohm～10Kohm），RMS芯片的输入信号为0.2V～0.926V，正好处于线性度非常好的范围内,可以被RMS芯片高精度地转换成直流信号。此级可达到0.15%的精度，由于RMS输出的信号已高达数百毫伏，ADC采集的精度可达
0.02%，因此整个测量电路可达0.2%的精度。远远高于传统方案。同时自检电路的采用，极大地提高了测量电路装置的可靠性。
[0077] 本发明采用稳定的DDS作为信号源，RMS作为检测芯片的方式，工作可靠，性能优异，血液阻抗的检测精度有了质的飞跃（可达0.2%）。彻底解决了传统HCT检测电路精度不高，误差较大且电路复杂的不足。
[0078] 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。
