一种生物传感器及其在检测血液样品凝血指标中的应用

摘要

本发明提供一种生物传感器和一种检测方法，包括第一触点和与所述第一触点连接在一起的第一导电迹线的第一电极和包括第二触点和与所述第二触点连接在一起的第二导电迹线的第二电极，所述第一电极包含与所述第一导电迹线相连的第一电阻元件，所述第一电阻元件按照以下方式进行设置：当加入样品后，在预先设定的利用所述第一电极和第二电极检测一种电学参数的时间点上，样品覆盖着所述第一电阻元件的至少一部分，但不会超过所述第一电阻元件的前端。加入样品后，可通过检测一种电学参数来计算样品中的一种凝血指标。

说明书

技术领域

本发明涉及用于检测血液样品中凝血指标的生物传感器及其反应试剂，属于电分析化学检测技术领域。

背景技术

纤维蛋白原(FIB)，即凝血因子I，是一种由α、β和γ链组成的二聚体，分子量340kDa，由2964个氨基酸组成，彼此以二硫键相连，由肝脏合成。血浆中的FIB含量2.0～4.0g/L，生物学半衰期96～144h。FIB是血栓形成的重要反应底物，参与血栓形成的关键步骤。FIB在凝血酶、血纤维稳定因子(FXⅢa)、Ca

临床资料表明FIB水平升高患者中，多数可发生心肌梗塞或猝死，且FIB水平越高，危险性亦越大；血浆FIB水平升高是促进动脉粥样硬化产生的一个重要因素；FIB水平升高，血液处于高凝状态，血流速度减慢，血液粘滞性增加，易于产生血栓；高血压时常伴有FIB水平升高，它是诱发和加重高血压的一个重要原因；FIB与脂肪代谢有着密切关系；此外，老年、吸烟、肥胖、应激、口服避孕药和糖尿病等可以促进体内FIB水平升高。

目前市场上常用的FIB检测方法，一般都是光学法检测，常见的有凝固法和PT-der法。其中，以凝固法为原理的血凝仪应用较为广泛，所用方法大都是von-Clauss法，其原理是，凝血酶将可溶性的血浆FIB转化成不溶性的纤维蛋白多聚体。在高浓度的凝血酶(3000～30000IU/mL)以及低浓度的FIB(一般将其稀释为0.05～0.8g/L)条件下，血浆凝固时间由FIB浓度决定，血浆凝固时间与FIB浓度呈反比。

PT-der法是在凝血酶原时间(PT)的反应过程中，FIB的含量与凝血时间是呈负相关的，因此，在一段相同的时间内，如果吸光度变化差值越大，则提示FIB的含量越高。基于这个基本原理，FIB的含量可以在检测PT之后通过一定的数学计算推导出来。PT-der法在检测高浓度的FIB样品时，检测结果不够准确。

以上所述的凝固法和PT-der法中所用的样品一般为血浆，这就需要将抽取的血液进行离心后再进行光学检测，因此存在使用较多的血液样品、检测过程复杂和耗时长等缺点。

发明内容

本发明提供一种通过电学参数来进行FIB等凝血指标检测的生物传感器及检测方法，能够直接利用血液样品进行检测，少了预处理的步骤，简化了检测程序。同时，检测方式和检测结果显示更为直观。

具体的，本发明提供的一种生物传感器，具有一个加样端和一个电连接端，所述生物传感器包括绝缘基底、通道形成层和上盖层，以及反应试剂，其中，

一个电极系统设置在所述绝缘基底上，所述电极系统至少包括第一电极和第二电极，所述第一电极包括第一触点和与所述第一触点连接在一起的第一导电迹线，所述第二电极包括第二触点和与所述第二触点连接在一起的第二导电迹线；所述第一电极包含与所述第一导电迹线相连的第一电阻元件，所述第一电阻元件包括至少一个电阻单元，所述第一电阻元件向所述第二电极延伸，但不与所述第二电极相连接；所述通道形成层位于所述绝缘基底和所述上盖层之间，设有在液路上相连通的样品接收区和检测通道，所述检测通道与所述电极系统在液路上相连通；

所述第一电阻元件按照以下方式进行设置：当加入样品后，在预先设定的利用所述第一电极和第二电极检测一种电学参数的时间点上，样品覆盖着所述第一电阻元件的至少一部分，但不会超过所述第一电阻元件的前端。

优选的，所述反应试剂位于所述第一电阻元件与所述加样端之间。

优选的，所述检测通道至少部分暴露所述第一电极或/和所述第二电极。

优选的，所述生物传感器设有通气孔和加样口，所述上盖层与所述通道形成层和所述绝缘基板一起形成一个样品通道，所述通气孔与所述样品通道在气流上相连通，样品通过所述加样口进入所述样品通道。

优选的，所述通气孔和所述加样口设于上盖层上，所述加样口与所述样品接收区在液路上相连通。

优选的，所述时间点不大于加入样品后的200s。

优选的，所述时间点不大于加入样品后的90s，但不小于加入样品后的30s。

优选的，所述第一电阻元件包括多个电阻单元，所述第一电阻元件的多个电阻单元的设置方式选自以下两种方式中的一种：(1)所述第一电阻元件的多个电阻单元是彼此间隔开的，所述第一电阻元件的每个电阻单元的第一端与所述第一导电迹线相连，所述第一电阻元件的每个电阻单元的第二端向所述第二电极延伸，但不与所述第二电极相连；(2)所述第一电阻元件的一个电阻单元与所述第一导电迹线相连，所述第一电阻元件的任何两个相邻的电阻单元首尾相连，位于所述第一电阻元件的每个电阻单元两端之间的一部分向所述第二电极延伸但不与所述第二电极相连。

优选的，当所述第一电阻元件的多个电阻单元彼此间隔开时，所述第一电阻元件的任何两个相邻的电阻单元具有相同的距离间隔。

优选的，所述第二电极包含与所述第二导电迹线相连的第二电阻元件，所述第二电阻元件包括至少一个电阻单元，所述第二电阻元件向所述第一电极延伸，但不与所述第一电极相连接，所述第二电阻元件的前端与所述加样端的距离小于或等于所述第一电阻元件的前端与所述加样端的距离。

优选的，所述第二电阻元件包括多个电阻单元，所述第二电阻元件的多个电阻单元的设置方式选自以下两种方式中的一种：(1)所述第二电阻元件的多个电阻单元是彼此间隔开的，所述第二电阻元件的每个电阻单元的第一端与所述第二导电迹线相连，所述第二电阻元件的每个电阻单元的第二端向所述第一电极延伸，但不与所述第一电极相连；(2)所述第二电阻元件的一个电阻单元与所述第二导电迹线相连，所述第二电阻元件的任何两个相邻的电阻单元首尾相连，所述第二电阻元件的每个电阻单元两端之间的一部分向所述第一电极延伸但不与所述第一电极相连。

优选的，当所述第二电阻元件的多个电阻单元彼此间隔开时，所述第二电阻元件的任何两个相邻的电阻单元具有相同的距离间隔。

优选的，当所述第一电阻元件的多个电阻单元彼此间隔开和所述第二电阻元件的多个电阻单元彼此间隔开时，所述第二电阻元件的任何两个相邻的电阻单元之间的距离间隔等于所述第一电阻元件的任何两个相邻的电阻单元之间的距离间隔。

优选的，当所述第二电阻元件的多个电阻单元彼此间隔开和所述第一电阻元件的多个电阻单元彼此间隔开时，所述第一电阻元件和所述第二电阻元件的设置方式选自以下两种方式中的一种：(1)所述第一电阻元件的每个电阻单元的第二端向所述第二电极延伸，不会越过所述第二电阻元件的每个电阻单元的第二端；所述第二电阻元件的每个电阻单元的第二端向所述第一电极延伸，但不会越过所述第一电阻元件的每个电阻单元的第二端；(2)所述第一电阻元件的每个电阻单元的第二端向所述第二电极延伸，并越过所述第二电阻元件的每个电阻单元的第二端；所述第二电阻元件的每个电阻单元的第二端向所述第一电极延伸，并越过所述第一电阻元件的每个电阻单元的第二端。

优选的，所述第一电阻元件的多个电阻单元与所述第二电阻元件的多个电阻单元形成一种叉指结构，所述叉指结构含有多个叉指电极对，每个叉指电极对包括所述第一电阻元件的一个电阻单元和所述第二电阻元件的一个电阻单元。

优选的，所述检测通道暴露每对叉指电极对在叉指宽度方向的中间部分，但不暴露每对叉指电极对的两端。

优选的，所述生物传感器还包括绝缘层，所述绝缘层设置在所述绝缘基底和所述通道形成层之间；所述绝缘层设有试剂反应区，所述反应试剂置于所述试剂反应区。

优选的，所述反应试剂包括凝血酶和凝血抑制剂；所述电学参数可用来计算样品中的FIB浓度。

优选的，所述电学参数选自阻抗、电流、电压或电导。

另一方面，本发明还提供一种检测凝血指标的系统，所述系统包括本发明的生物传感器和一种检测仪器，所述生物传感器通过所述第一触点和第二触点插入到所述检测仪器的电连接器中；在加入样品到生物传感器上后，在预先设定的利用所述第一电极和第二电极检测一种电学参数的时间点上，利用所述检测仪器测定所述电学参数，并根据所述电学参数计算样品中的凝血指标。

此外，本发明还提供一种检测样品中凝血指标的方法，所述方法包括以下步骤：(1)提供本发明的生物传感器；

(2)通过将第一触点和第二触点插入到一种检测仪器的电连接器中；

(3)加入样品到生物传感器上后，在预先设定的利用所述第一电极和第二电极检测一种电学参数的时间点上，利用所述检测仪器测定所述电学参数；

(4)根据所述电学参数计算样品中的凝血指标。

优选的，所述时间点不大于加入样品后的200s。

优选的，所述时间点不大于加入样品后的90s，但不小于加入样品后的30s。

本发明还提供一种制造生物传感器的方法，所述方法包括以下步骤：

(1)在绝缘基底上设置一个电极系统，所述电极系统至少包括第一电极和第二电极，所述第一电极包括第一触点和与所述第一触点连接在一起的第一导电迹线，所述第二电极包括第二触点和与所述第二触点连接在一起的第二导电迹线；所述第一电极包括多个电阻单元，所述第一电极的至少一个电阻单元与所述第一导电迹线相连；所述第二电极包括多个电阻单元，所述第二电极的至少一个电阻单元与所述第二导电迹线相连，所述第一电极的多个电阻单元与所述第二电极的多个电阻单元形成交叉结构，所述叉指结构含有多个叉指电极对，每个叉指电极对包括所述第一电极的一个电阻单元和所述第二电极的一个电阻单元；所述第一电阻元件按照一下方式进行设置：当加入样品后，在预先设定的利用所述第一电极和第二电极检测一种凝血指标的时间点上，样品覆盖着所述第一电阻元件的至少一部分，但不会超过所述第一电阻元件的前端；

(2)将通道形成层设置在所述绝缘基底上，通过激光切割在所述通道形成层上形成在液路上相连通的样品接收区和检测通道，所述检测通道与所述电极系统在液路上相连通；

(3)将上盖层设置在通道形成层上。

本发明的有益效果：(1)可通过丝网印刷等方法制造出本发明的生物传感器，制作简单，成本低廉而且便于大规模制造；(2)相较于市面上大多数的光学法检测FIB等凝血指标来说，大大增加了检测结果直观性，并且检测过程操作简单，出结果更快速；(3)适用的样品类型更广，不限于血浆，也可用于全血(比如指尖血和静脉血)，因而无需对血液进行繁琐的预处理；(4)样品用量少，一滴血(10～20μl)即可检测；(5)本发明的生物传感器便于携带，无需专业人士指导就可完成测试，可用于POCT(即时检测)测试。

附图说明

图1.本发明的生物传感器的第一个方案的分解图。

图2.本发明的生物传感器的第一个方案的侧面示意图。

图3.本发明的生物传感器的第一电极和第二电极形成的一种叉指结构及其叉指电极对示意图。

图4.本发明的生物传感器的第二个方案的正面示意图。

图5.本发明的生物传感器的第三个方案的分解图。

图6.本发明的生物传感器的第三个方案的侧面示意图。

图7.本发明的生物传感器的第三个方案中辅助扩散组件的多种结构示意图。

图8.本发明的生物传感器的第四个方案的分解图。

图9.本发明的生物传感器的第四个方案的侧面示意图。

图10.本发明的生物传感器的第五个方案的分解图。

图11.(b)为本发明生物传感器的第六个方案的第一电极和第二电极的第一种变型结构示意图，(a)为(b)的一个叉指电极对的局部放大图，(c)为将(b)中的叉指结构拆解开后的示意图。

图12.本发明的生物传感器的第六个方案的第一电极和第二电极的第二种变型结构示意图。

图13.(a)为本发明生物传感器的第六个方案的第一电极和第二电极的第三种变型结构示意图，(b)为本发明生物传感器的第六个方案的第一电极和第二电极的第四种变型结构示意图。

图14.(a)为本发明生物传感器的第六个方案的第一电极和第二电极的第五种变型结构示意图，(b)为本发明生物传感器的第六个方案的第一电极和第二电极的第六种变型结构示意图。

图15.本发明生物传感器的第五个方案不含绝缘层时的分解图。

图16.当使用实施例l中的本发明反应试剂1，并使用本发明的第三个方案中的传感器结构时，利用阻抗法进行检测而获得的检测结果图。

图17.当使用实施例l中的本发明反应试剂1，并使用本发明的第三个方案中的生物传感器结构时，(a)利用阻抗法进行在30s检测时而获得的线性方程图；(b)利用阻抗法进行在60s检测时而获得的线性方程图；；(c)利用阻抗法进行在90s检测时而获得的线性方程图。

图18.当使用实施例l中的本发明反应试剂1，并使用本发明的第四个方案中的生物传感器结构时，利用阻抗法进行检测而获得的检测结果图。

图19.当使用实施例l中的本发明反应试剂1，并使用本发明的第四个方案中的生物传感器结构时，(a)利用阻抗法进行在30s检测时而获得的线性方程图；(b)利用阻抗法进行在60s检测时而获得的线性方程图；(c)利用阻抗法进行在90s检测时而获得的线性方程图。

具体实施方式

在本发明的第一个方案中，利用本发明的生物传感器检测血液样品中的FIB，如图1和图2所示，所述生物传感器(也称作测试条)100为一种层状结构，具有一个电连接端6和一个加样端7，包括绝缘基底1、绝缘层3、通道形成层4和上盖层5。

绝缘基底1、绝缘层3、通道形成层4和上盖层5都是由绝缘材料制作成的。优选的绝缘材料是聚氯乙烯(PVC)、聚碳酸酯、聚砜树脂、尼龙塑料、聚氨醋、硝酸纤维素、丙酸纤维素、醋酸纤维素、乙酸丁酸纤维素、聚酯纤维、聚酰亚胺、聚丙烯、聚乙烯和聚苯乙烯。测试条100的各组成部分可以碾压在一起，或者用粘合剂粘接在一起，也可用丝网印刷的方式将绝缘层3、通道形成层4和上盖层5依次印刷在绝缘基板1上。优选地，上盖层5与通道形成层4相接触的表面涂布上一层亲水性材料，常见的亲水性材料有淀粉、多糖、纤维素类分子、聚丙烯酸、聚丙烯酞胺、聚乙烯醇、聚氨酷和聚酞胺等。

一个电极系统2设置在绝缘基板l上。电极系统2包括至少一对电极：第一电极21和第二电极22，如图1和图3所示。第一电极21包括一个位于电连接端6的第一触点25和与第一触点25连接的第一导电迹线23。第二电极22包括一个位于电连接端6的第二触点26和与第二触点26连接的第二导电迹线24。

第一导电迹线23和第二导电迹线24可通过对绝缘基底1进行划线或刻痕形成，或者通过丝网印刷或电镀形成在绝缘基板1上。优先地，这种划线或刻痕可通过激光切割进行。当然，还可根据需要在绝缘基板1上设置更多的导电迹线。第一电极21和第二电极22可由任何导电材料制成，如碳膜、金、银、锡氧化物/金、铂、其他的贵金属或它们的氧化物。

第一电极21包括第一电阻元件，所述第一电阻元件包括多个彼此间隔开的电阻单元202，第二电极22包括第二电阻元件，所述第二电阻元件包括多个彼此间隔开的电阻单元203。第一电阻元件按照以下方式进行设置：当加入样品后，在预先设定的获取第一电极21和第二电极22之间的一种凝血指标的检测时间点上，样品覆盖着第一电阻元件的至少一部分，但不会超过第一电阻元件的前端8。第二电阻元件的前端9与加样端7的距离小于第一电阻元件的前端8与加样端7的距离。

每个电阻单元202可以具有相同的尺寸(比如相同的长度、宽度和厚度)和材质，当然也可以让部分的电阻单元202具有不同的尺寸和材质。任何两个相邻的电阻单元202保持平行，并且它们之间的距离保持相同，每个电阻单元202的第一端221与第一导电迹线23连接，每个电阻单元202的第二端222向第二电极22延伸，越过每个电阻单元203的第二端232，但不与第二电极22连接。对第二电极22而言，每个电阻单元203可以具有相同的尺寸(比如相同的长度、宽度和厚度)和材质，当然也可以让部分的电阻单元203具有不同的尺寸和材质。任何两个相邻的电阻单元203保持平行，并且它们之间的距离保持相同。每个电阻单元203的第一端231与第二导电迹线24连接在一起，每个电阻单元203的第二端232向第一电极21延伸，越过每个电阻单元202的第二端222，但不与第一电极21连接。每个电阻单元202和每个电阻单元203可选自电阻条或电阻片。

第一电极21和第二电极22形成一种叉指结构200，具体而言就是，第一电阻元件的多个电阻单元202和第二电阻元件的多个电阻单元203形成叉指结构200。叉指结构200含有多个叉指电极对201。叉指结构200的叉指电极对201的对数越多越好，但受限于测试条100的大小和丝网印刷等制造工艺的精度，优选为10～50对，更优选为20～30对。每个叉指电极对201包括一个来自第一电阻元件的电阻单元202和一个来自第二电阻元件的电阻单元203。在叉指结构200中，电阻单元202和电阻单元203交替排列，相邻的电阻单元202和电阻单元203保持平行。可让仅一部分相邻的电阻单元202和电阻单元203之间的距离保持相同，也可让任何相邻的电阻单元202和电阻单元203之间的距离均保持不同。优选地，任何相邻的电阻单元202和电阻单元203之间的距离均保持相同。

每对叉指电极对201的叉指宽度201c为电阻单元202的第一端221与电阻单元203的第一端231之间在叉指电极对201的宽度方向上的垂直距离，与测试条100的宽度相关，可以为测试条100的宽度的1/2～4/5，选为3～6mm,优选5mm。在每对叉指电极对201中，电阻单元202的厚度定义为叉指厚度201b，电阻单元203的厚度定义为叉指厚度201d。优选地，叉指厚度201b和叉指厚度201d的厚度是相同的。每对叉指电极对201的叉指间隙201a定义为相邻的电阻单元202和电阻单元203之间的距离。

每对叉指电极对201的叉指厚度201b、叉指厚度201d和叉指间隙201a在一定范围内越小，测试条100的灵敏度和响应速度就会越高。但是宽度和间隙太小不利于丝网印刷，为了既能够保证灵敏度和响应速度又便于进行丝网印刷，叉指厚度201b和叉指厚度201d设置为0.1～0.4mm，优选0.2～0.3mm，叉指间隙201a为0.1～0.5mm，优选0.2～0.3mm。

绝缘层3位于绝缘基板l和通道形成层4之间。绝缘层3还可向加样端7延伸，也可向电连接端6延伸，可以部分覆盖第一触点25和第二触点26，但不能全部覆盖第一触点25和第二触点26，以确保第一触点25和第二触点26能够与用于测量第一电极21和第二电极22之间的一种电学参数的测量仪器进行连接。要确保第一电极21和第二电极22与测量仪器内部的电路形成一种开路电路，当加入样品后，样品使得这种开路电路导通，形成闭合回路，就可利用第一电极21和第二电极22测量一种电学参数。这种电学参数可以是阻抗、电压、电流或电导等，优选为阻抗。

根据预先设定的网板，绝缘层3可通过丝网印刷方法将疏水性的绝缘材料(如绝缘性的油墨)印在绝缘基板l上，在丝网印刷时，绝缘基板1的部分区域不印刷绝缘材料，从而使得在绝缘层3上产生试剂反应区31和检测区32。试剂反应区31靠近于加样端7，检测区32靠近于电连接端6。试剂反应区31的形状可选自矩形、椭圆形、圆形、切角矩形等几何形状。在绝缘层3中，除试剂反应区31和检测区32之外的区域都是疏水性的绝缘材料(优选为绝缘性的油墨)，这样当往试剂反应区31加入反应试剂溶液时，反应试剂溶液仅在试剂反应区31内扩散而不会扩散到试剂反应区31的外面；在加入样品后时，样品溶解反应试剂后形成的混合液不会扩散到检测区32的外面。优选地，试剂反应区31和检测区32设置为两个分隔开的区域，试剂反应区31和检测区32相隔0.1～5mm，这样就可确保添加到试剂反应区31中的反应试剂溶液不会从试剂反应区31流动到检测区32中，尽可能地保证了试剂反应区31中反应试剂溶液铺散的均匀性，也保证了不同批次测试条100之间反应试剂溶液铺散的均一性。

检测区32设置在第一电极21和第二电极22形成的叉指结构200之上，暴露出叉指结构200的全部叉指电极对201。优选地，检测区32暴露每对叉指电极对201在叉指宽度方向的中间部分，但不暴露每对叉指电极对201的两端，这样就可确保当加入样品时，样品尽可能在叉指电极对201的中间部分均匀流动，从而降低因样品在叉指电极对201的两端部分流动引起的测量误差。

当然，绝缘层3也可以只设有试剂反应区31，无需设置检测区32，优选地，设有检测区32，这样便于在进行生物传感器组装时，绝缘层3与绝缘基底1和通道形成层4之间贴得更紧。

绝缘层3可通过激光切割让绝缘层3含有试剂反应区31和检测区32。激光切割可在绝缘层3和绝缘基板l组装在一起之前和之后进行。绝缘层3可选为双面胶带或者单面胶带，这样就可将绝缘层3直接粘在绝缘基板l上。此外，绝缘层3也可由塑料片材支撑，然后在塑料片材的一边包被上压敏型粘合剂或者光敏聚合物：在超声波的作用下，光敏聚合物结合到绝缘基板1上，或者通过挤压，将压敏型粘合剂结合到绝缘层3上。

通道形成层4设置在绝缘层3上。通道形成层4具有一个位于加样端7的样品接收区41和一个细长的检测通道44。通道形成层4还具有位于检测通道44和样品接收区41之间的限流通道42和通道扩展区43。限流通道42位于样品接收区41和通道扩展区44之间，通道扩展区43位于限流通道42和检测通道44之间。样品接收区41、限流通道42、通道扩展区43和检测通道44在液路上相连通。样品接收区41、限流通道42和通道扩展区43这三者之间成哑铃状结构。

限流通道42紧接着样品接收区41并且与样品接收区41连接在一起，限流通道42的宽度要小于样品接收区41的宽度，限流通道42的宽度为样品接收区41的宽度的1/30～1/5，优选为1/8～1/20；限流通道42的宽度也要小于通道扩展区43的宽度，限流通道42的宽度为通道扩展区43的宽度的1/40～1/5，优选为1/30～1/10。这样就可限制样品流速，使样品尽可能充分地与试剂反应区31中的反应试剂混合和发生反应。通道扩展区43紧连着限流通道42并与限流通道42连接在一起，通道扩展区43的形状与试剂反应区31相似，通道扩展区43设于试剂反应区31之上，让试剂反应区31全部或至少部分暴露出来。优选地，限流通道42与试剂反应区31并不重叠。

将样品接收区41与通道扩展区43之间通过限流通道42间隔开的好处在于，确保样品均匀缓慢地与试剂反应区31的反应试剂混合并发生反应，从而有助于减少测量差异。

检测通道44与通道扩展区43连接在一起，检测通道44位于检测区32的上方，让检测区32部分或全部暴露出来。检测通道44的宽度可以大于或者等于或者小于检测区32的宽度，检测通道44的宽度为检测区32宽度的1/10～10倍。当检测通道44的宽度大于或小于检测区32的宽度时，这可确保在测试条100组装过程中，检测通道44暴露的叉指结构宽度不会因在组装时绝缘基底1、绝缘层3和通道形成层4之间发生相对偏移而发生变化，从而确保不同批次的测试条100产生的电信号保持一致性。优选地，检测通道44的宽度大于检测区32的宽度，为检测区32宽度的1.2～3倍；更有选地，检测通道44的宽度要小于检测区32的宽度，为检测区32宽度的1/5～4/5，可以减少样品需求量。

优选地，检测通道44靠近电连接端6的一端可与检测区32靠近电连接端6的一端对齐。更优选地，检测通道44还可以继续向电连接端6延伸，延伸到绝缘层3靠近电连接端6的绝缘区域上，但不能与绝缘层3的电连接端6对齐，这样就可避免样品从检测通道44向外渗漏而将不同的导电迹线(比如第一导电迹线23和第二导电迹线24)连接在一起形成短路。

在通道形成层4中包围着样品接收区41、限流通道42和通道扩展区43和检测通道44的区域都是疏水并绝缘的，疏水可以保证样品不会渗漏到通道形成层4的缝隙中，绝缘确保通道形成层4不会与第一电极21和第二电极22形成回路。

样品接收区41的形状可以为矩形，U形，椭圆形，圆形，切角矩形等几何形状。样品接收区41的形状优选圆形，直径为1.0～6.0mm，优选1.5～3mm。限流通道42的长度为0.5～10mm，优选0.5～5mm；限流通道42的宽度为0.1～3mm，优选0.1～0.5mm。通道扩展区43覆盖于试剂反应区31之上，基本上与试剂反应区31的大小吻合，这样可确保样品最大面积地与反应试剂接触，保证反应充分。通道扩展区43的形状可以为矩形，U形，椭圆形，圆形，切角矩形等，优选椭圆形，长2～20mm，优选4～7mm，宽2～10mm，优选2～6mm，检测通道44优选为矩形，长度10～400mm，优选20～50mm，宽度可以为0.1～5mm，优选0.1～1.5mm。通道形成层4的厚度，可以为0.05～0.5mm，优选0.05～0.2mm。

按照事先设定的图案，通道形成层4通过激光切割在通道形成层4中形成样品接收区41、限流通道42、通道扩展区43和检测通道44。激光切割可在通道形成层4和绝缘层3组装在一起之前和之后进行。通道形成层4可选为双面胶带，这样就可通道形成层4直接粘在绝缘层3上。此外，通道形成层4也可由塑料片材支撑，然后在塑料片材的一边包被上压敏型粘合剂或者光敏聚合物：在超声波的作用下，光敏聚合物结合到绝缘层3上，或者通过挤压，将压敏型粘合剂结合到绝缘层3上。此外，也可按照事先设定的网板，通过丝网印刷方法将含有样品接收区41、限流通道42、通道扩展区43和检测通道44的通道形成层4印好，然后通过压敏型粘合剂或者光敏聚合物结合到绝缘层3上。

上盖层5设置在通道形成层4上，具有一个加样口51，加样口51位于通道形成层4的样品接收区41的上方并与之重合，使通道形成层4的样品接收区41部分或全部暴露出来，这样从上盖层5的加样口51添加的样品就会流入样品接收区41。上盖层5的加样口51与通道形成层4的样品接收区41、限流通道42、通道扩展区43以及检测通道44在液路上连通，并且与绝缘层3和绝缘基板l一起形成样品通道。上盖层5含有通气孔52，通气孔52可以位于检测通道44的靠近电连接端6的上方，也可以位于检测通道44的其他部分的上方，只要能与样品通道在气流上相连通即可，用于加样时排出样品通道中的空气。当将样品加入加样口51时，在毛细管作用下，样品通过加样口51进入样品接收区41、限流通道42，慢慢流进试剂反应区31，溶解反应试剂，发生化学反应，之后进入检测通道44，就可检测加入样品后的一种电学参数。

上盖层5由绝缘材料制成，上盖层5的加样口51和通气孔52可通过激光切割或机械打孔形成。激光切割或机械打孔可在上盖层5和通道形成层4组装在一起之前和之后进行。当通道形成层4为双面胶带时，可将上盖层5直接粘在通道形成层4上。当通道形成层4不是双面胶带时，通道形成层4也可由塑料片材支撑，然后在塑料片材的一边包被上压敏型粘合剂或者光敏聚合物：在超声波的作用下，光敏聚合物结合到通道形成层4上，或者通过挤压，将压敏型粘合剂结合到通道形成层4上。

通过将位于电连接端6的第一触点25和第二触点26插入到一种检测仪器的电连接器中，让测试条100和这种检测仪器进行电连接，检测仪器施加的检测电位为0.1～2.0V，检测频率为100Hz～20KHz。当不同浓度FIB的样品与试剂反应区31中的反应试剂发生化学反应后，血液样品凝结程度有差异，引起样品流动的速度不同，使得相同时间内样品流过(覆盖)的叉指结构中叉指电极对201的个数存在差异。这种差异可以通过检测第一触点25和第二触点26之间的阻抗等电学参数反映出来。随着样品覆盖叉指结构中叉指电极对201个数的增多，所检测到的阻抗值也会下降。如果样品的FIB浓度越高，样品与试剂反应后血凝速度越快，血凝程度也越高，因此其流速越慢，一定时间内流过的叉指结构中叉指电极对201的个数越少，导致检测到的阻抗值越大。据此，就可以配制一系列不同FIB浓度的质控物，检测每种质控物对应的阻抗值，建立检测标准曲线，然后加入FIB浓度未知的临床样品后，在预先设定的时间点上检测加入临床样品后的阻抗值，这样就根据所检测的临床样品阻抗值和已建立好的标准曲线，就能够很快地计算出临床样品中的FIB浓度。优选地，临床样品的加入量为10～20μl。优选地，这个预先设定的时间点不大于加入临床样品后的200秒(s)，更优选地，这个预先设定的时间点不大于加入样品后的90s，但不小于加入样品后的30s。在实际检测过程中，第一电极、第二电极的电阻单元个数以及测试条的长度都根据需要加以增加或减少。

有多种方法可以配制不同浓度的质控物，比如首先分离出健康人的血浆，或者取出冻存的健康人血浆，然后提取出血浆中的FIB，将提取出的FIB加入原始血浆或缺乏FIB的血浆中，配制成不同浓度FIB的血浆质控物，并用Sysmex CA530凝血仪(购自Sysmex公司)检测血浆质控物中的FIB浓度(周文斌等.血浆纤维蛋白原检测质控物的研制及评价.临床输血与检验,2013,13(2):97-102)。再者，还可以往不同浓度FIB的血浆质控物中添加红细胞，从而制备出不同HCT水平的FIB全血质控物，比如制备出HCT为42％左右的FIB全血质控物。此外，还可以对FIB浓度为6～24mg/ml的FIB工作液(购买自Calbiochem公司)进行一系列稀释，配制出不同浓度的FIB质控物。本发明制备出的全血质控物中的FIB浓度范围为0.7～5.5g/L，其范围跨越了FIB的正常生理浓度范围。

在本发明的第二个方案中，利用测试条100’检测血液等样品中的FIB，其与第一个方案中的差别在于：鉴于血液样品的红细胞压积(HCT)可能会影响检测结果，测试条100’除了包括第一电极21和第二电极22之外，还可包括第一HCT电极208和第二HCT电极209，用于检测血液样品的HCT值(如图4)，检测原理如美国专利US6258229B1中所示，通过检测加入血液样品后的阻抗值，就可计算出血液样品的HCT值，这样就可利用检测到的HCT值校准利用第一电极21和第二电极22检测到的加入样品后的电学参数。

第一HCT电极208和第二HCT电极209设置在绝缘基板l上，可分别通过第三导电迹线210和第四导电迹线211与位于电连接端6的第三触点212和第四触点213连接在一起。第一HCT电极208和第二HCT电极209可以与第一电极21和第二电极22位于绝缘基底1的同一面上，也可与第一电极21和第二电极22位于绝缘基底1的相对面上。

在本发明的第三个方案中，利用测试条101检测血液等样品中的FIB，其与第一个方案中的差别在于存在辅助扩散组件27，如图5～7所示。辅助扩散组件27设置在绝缘基底1上，与电极系统2位于绝缘基底1的同一面上。绝缘层3的试剂反应区31设置在辅助扩散组件27之上。辅助扩散组件27由亲水性材料制成，所述亲水性材料可以为淀粉、多糖、纤维素类分子、聚丙烯酸、聚丙烯酞胺、聚乙烯醇、聚氨酷和聚酞胺等，还可以是导电的石墨碳，优选为导电的石墨碳。辅助扩散组件27可用粘合剂直接粘合在绝缘基底1上。当采用导电的石墨碳制成时，辅助扩散组件27可以与电极系统2一起通过丝网印刷在绝缘基底1上。

在图7(a)中，辅助扩散组件27是叉指结构，存在着5个叉指对，当然可以根据实际需要，辅助扩散组件27中的叉指对数量可以增加或减少，每个叉指对由导电的石墨碳制成。在图7(b)中，辅助扩散组件27是一种矩形结构，在这种矩形结构的中间平行排列着一些线条，每条线条从这种矩形结构的一端延伸到相对的一端，这种矩形结构的周边和每条线条都由导电的石墨碳制成。在图7(c)中，辅助扩散组件27是一种椭圆形结构，在这种椭圆形结构的中间平行排列着一些线条，每条线条从这种椭圆形结构的一端延伸到相对的一端，这种椭圆形结构的周边和每个线条都由导电的石墨碳制成。在图7(d)中，辅助扩散组件27是多条平行排列的线条，共有8个线条，当然根据实际需要，辅助扩散组件27中的线条可以增加或减少，每条线条由导电的石墨碳制成。

图7只是给出辅助扩散组件27的几种常见的结构，实际上，辅助扩散组件27可以由至少一条笔直的线条、至少一条弯曲的线条或其组合排列而成。通过实验表明，辅助扩散组件27的存在有利于反应试剂溶液在绝缘层3的试剂反应区31中快速而均匀地扩散。

如图5所示，由导电的石墨碳制成的呈叉指结构的辅助扩散组件27与第一电极21和第二电极22形成的叉指结构200分隔开。辅助扩散组件27与第一电极21和第二电极22形成的叉指结构200分隔开的距离可以为0.1～5mm，优选为0.15～2mm。鉴于检测区32暴露出叉指结构200的所有叉指电极对201，辅助扩散组件27和叉指结构分隔开可确保检测信号全部来自于检测区32暴露的叉指结构，这样就可避免来自辅助扩散组件27的无关信号的干扰，从而有利于提高检测信号的梯度。

在本发明的第四个方案中，如图8和图9所示，利用测试条102检测血液等样品中的FIB，其与第三个方案中的差别在于由导电的石墨碳制成的呈叉指结构的辅助扩散组件27’与第一电极21和第二电极22形成的叉指结构200连接在一起。优选地，多个电阻单元202、多个电阻单元203和辅助扩散组件27’都是由导电的石墨碳制成的。在添加反应试剂溶液之后，辅助扩散组件27’不仅具有辅助反应试剂溶液在反应试剂区31中快速均匀扩散的功能，同时也与叉指结构200一起参与检测。鉴于辅助扩散组件27’与叉指结构200连接在一起，测试条102的制造工艺较为简单，不需单独制作辅助扩散组件。此外，测试条102也能够有效地检测加入不同FIB浓度的样品后的电学参数，优选为阻抗。

在本发明的第五个方案中，利用测试条110检测血液等样品中的FIB，其与第一个方案中的差别在于通道形成层4的结构上，如图10所示。通道形成层4具有一个位于加样端7的样品接收区41和一个长长的检测通道44。检测通道44的第一端与样品接收区41连接在一起，检测通道44的第二端继续向电连接端6延伸。优选地，检测通道44的第二端与检测区32靠近电连接端6的一端对齐，更优选地，检测通道44的第二端还可以继续向电连接端6延伸，延伸到绝缘层3靠近电连接端6的绝缘区域上，但不能与绝缘层3的电连接端6对齐。

检测通道44位于检测区32和试剂反应区31的上方，让检测区32和试剂反应区31部分或全部暴露出来。检测通道44的宽度可以大于或者等于或者小于检测区32的宽度，检测通道44的宽度为检测区32宽度的1/10～10倍。当检测通道44的宽度大于或小于检测区32的宽度时，这可确保在测试条110组装过程中，检测通道44暴露的叉指结构宽度不会因在组装时绝缘基底1、绝缘层3和通道形成层4之间发生相对偏移而发生变化，从而确保不同批次的测试条100产生的电信号保持一致性。优选地，检测通道44的宽度大于检测区32的宽度，为检测区32宽度的1.2～3倍；更有选地，检测通道44的宽度要小于检测区32的宽度，为检测区32宽度的1/5～4/5，可以减少样品需求量。

此外，测试条110也可以不设置绝缘层3，如图15所示。此时，通道形成层4直接设于绝缘基底1之上，通道形成层4的检测通道44与电极系统2在液路上相通，部分或全部地暴露第一电极21和第二电极22。通过加样口51加入的血液样品进入样品接收区41，随后进入检测通道44，接着就与第一电极21和第二电极22接触，并与位于第一电极21的第一电阻元件与加样端7之间的反应试剂发生反应。

在本发明的第六个方案中，利用测试条100检测血液等样品中的FIB，其与第一个方案中的差别在于第一电极21和/或第二电极22的结构上，如图11～14所示。

在图11中，第一电极21包括与第一导电迹线23连接在一起的第一电阻元件(图11(c)中左边虚线包围的部分)，第一电阻元件包括多个电阻单元202，第二电极22包括与第二导电迹线24连接在一起的第二电阻元件(图11(c)中右边虚线包围的部分)，第二电阻元件包括多个电阻单元203，第一电阻元件的多个电阻单元202和第二电阻元件的多个电阻单元203形成一种叉指结构200。图11的叉指结构与图3中的区别在于第一电阻元件的每个电阻单元202的宽度大于第二电阻元件的每个电阻单元203的宽度。当然，每个电阻单元202的宽度也可小于个电阻单元203的宽度。除此之外，每个电阻单元202的长度可大于、等于或小于每个电阻单元203的长度。当加入样品后，在预先设定的利用第一电极21和第二电极22检测一种凝血指标的时间点上，样品覆盖着第一电阻元件的至少一部分，但不会超过第一电阻元件的前端8。第二电阻元件的前端9与加样端7的距离小于第一电阻元件的前端8与加样端7的距离。

图12的叉指结构与图3中的区别在于第一电极21的结构：第一电极21包括与第一导电迹线23连接在一起的第一电阻元件，第一电阻元件含有多个电阻单元202，多个电阻单元202形成一种蛇形结构，该蛇形结构包括多个蛇形单元202，每个蛇形单元202为一个电阻单元，相邻的两个蛇形单元202首尾连接在一起，在这多个蛇形单元202中，有一个蛇形单元202与第一导电迹线23连接在一起。每个蛇形单元202可以具有不相同的电阻值，优选为每个蛇形单元202可以具有相同的电阻值。每个蛇形单元202两端之间的一部分向第二电极22延伸，但不与第二电极22连接在一起。第二电极22包括与第二导电迹线24连接在一起的第二电阻元件，第二电阻元件包括多个电阻单元203。第一电阻元件的多个蛇形单元与第二电阻元件的多个电阻单元203之间形成一种叉指结构200。当然，第一电极21的多个电阻单元202和第二电极22的多个电阻单元203均形成一种蛇形结构，第一电极21的蛇形结构和第二电极22的蛇形结构形成叉指结构。当加入样品后，在预先设定的利用第一电极21和第二电极22检测一种凝血指标的时间点上，样品覆盖着第一电阻元件的至少一部分，但不会超过第一电阻元件的前端8。第二电阻元件的前端9与加样端7的距离小于第一电阻元件的前端8与加样端7的距离。

在图13(a)中，第一电极21包括与第一导电迹线23连接在一起的第一电阻元件，第一电阻元件含有多个电阻单元202，第二电极22包括与第二导电迹线24连接在一起的第二电阻元件，第二电阻元件包括多个电阻单元203。第一电阻元件的任何两个相邻的电阻单元202保持平行，且具有相同的间隔距离。第二电阻元件的任何两个相邻的电阻单元203保持平行，且具有相同的间隔距离。不过相比于图3，图13(a)中的第一电极21和第二电极22并不形成一种叉指结构。第一电阻元件的每个电阻单元202的第一端221与第一导电迹线23相连，第二电阻元件的每个电阻单元203的第一端231与第二导电迹线24相连。第一电阻元件的每个电阻单元202的第二端222向第二电极22延伸，但不会越过第二电阻元件的每个电阻单元203的第二端232，这意味着第一电阻元件的每个电阻单元202与第二电阻元件的每个电阻单元203之间存在着距离间隔。第一电阻元件的每个电阻单元202和第二电阻元件的每个电阻单元203可以具有相同的长度，也可以具有不相同的长度。第一电阻元件的任何两个相邻的电阻单元202之间具有相同的距离间隔，第二电阻元件的任何两个相邻的电阻单元203之间具有相同的距离间隔，但是第一电阻元件的任何两个相邻的电阻单元202之间的距离间隔小于第二电阻元件的任何两个相邻的电阻单元203之间的距离间隔。当加入样品后，在预先设定的利用第一电极21和第二电极22检测一种凝血指标的时间点上，样品覆盖着第一电阻元件的至少一部分，但不会超过第一电阻元件的前端8。第二电阻元件的前端9与加样端7的距离等于第一电阻元件的前端8与加样端7的距离。

在图13(b)中，第一电极21包括与第一导电迹线23连接在一起的第一电阻元件，第一电阻元件含有多个电阻单元202，第二电极22包括与第二导电迹线24连接在一起的第二电阻元件，第二电阻元件包括多个电阻单元203。图13(b)中的第一电极21和第二电极22与图13(a)的区别在于：第一电阻元件的任何两个相邻的电阻单元202之间的距离间隔等于第二电阻元件的任何两个相邻的电阻单元203之间的距离间隔；第一电阻元件的每个电阻单元202与第二电阻元件的每个电阻单元203存在一一对应关系，存在对应关系的第一电阻元件的一个电阻单元202和第二电阻元件的一个电阻单元203处于同一条直线上。第一电阻元件的每个电阻单元202与第二电阻元件的每个电阻单元203具有相同的长度。当然，第一电阻元件的每个电阻单元202的长度也可以大于或小于第二电阻元件的每个电阻单元203的长度。当加入样品后，在预先设定的利用第一电极21和第二电极22检测一种凝血指标的时间点上，样品覆盖着第一电阻元件的至少一部分，但不会超过第一电阻元件的前端8。第二电阻元件的前端9与加样端7的距离等于第一电阻元件的前端8与加样端7的距离。

在图14(a)中，第一电极21除了包括第一触点25和与第一触点25相连的第一导电迹线23之外，还包括第一电阻元件，第一电阻元件包括多个相互间隔开的电阻单元202，第二电极22包括第二触点26和与第二触点26相连的第二导电迹线24。第一电阻元件的每个电阻单元202的第一端221与第一导电迹线23连接在一起，第一电阻元件的每个电阻单元202的第二端222向第二电极22延伸，但不与第二电极22连接在一起。然而，第二电极22没有多个电阻单元向第一电极21延伸。优选地，第一电阻元件的每个电阻单元202的长度大于第一导电迹线23和第二导电迹线24之间的距离的一半。当加入样品后，在预先设定的利用第一电极21和第二电极22检测一种凝血指标的时间点上，样品覆盖着第一电阻元件的至少一部分，但不会超过第一电阻元件的前端8。第二电阻元件的前端9与加样端7的距离等于第一电阻元件的前端8与加样端7的距离。

在图14(b)中，第一电极21除了包括第一触点25和与第一触点25相连的第一导电迹线23之外，还包括第一电阻元件，第一电阻元件是一个电阻单元202。第二电极22包括第二触点26和与第一触点26相连的第二导电迹线24。第一电阻元件的第一端与第一导电迹线23相连，第一电阻元件的第二端向第二电极22延伸，但不与第二电极22连接在一起。此外，第二电极22没有多个电阻单元向第一电极21延伸。与图14(a)相比，图14(b)的差别在于第一电阻元件是一个整体，不能分成多个在距离上间隔开的电阻单元，也不能分为多个首尾相连接在一起的电阻单元。当加入样品后，在预先设定的利用第一电极21和第二电极22检测一种凝血指标的时间点上，样品覆盖着第一电阻元件的至少一部分，但不会超过第一电阻元件的前端8。第二电阻元件的前端9与加样端7的距离等于第一电阻元件的前端8与加样端7的距离。

在图11～14中，本发明针对几种常见的第一电极和第二电极的变型作了说明。可以合理推导的是，在图11～14中，不论是在任何一种变型内，还是在不同变型之间，第一电极和第二电极的结构可以相互替换，而且任何一种变型中的第一电极和其他不同变性中的第一电极可以相互替换，任何一种变型中的第二电极和一种不同变性中的第二电极可以相互替换。当然，本发明的第一电极和第二电极的结构并不限制于以上介绍的这几种。其实，不论采用哪种结构中，只要第一电极、第二电极或者这两者提供的电阻元件有规律地分布，并且第一电极和第二电极不连接在一起，都可作为第一电极和第二电极的结构。

不论采用本发明上述提及的任何一个方案，反应试剂置于试剂反应区31。反应试剂溶液可通过点液或丝网印刷等方法添加到试剂反应区31上。试剂反应区31上的反应试剂包括凝血酶，凝血抑制剂，还至少包括聚合物粘合剂(polymer binder)、表面活性剂、稳定剂和缓冲液。

在反应试剂中，凝血酶可以是人源或者动物源的凝血酶，优选为牛凝血酶，其浓度优选为10U/mL～300U/mL。

反应试剂中还需要含有凝血抑制剂，用于抑制凝血反应，否则凝血反应太快不利于检测。本发明所使用的凝血抑制剂可选自双乳酸酰胺衍生物、抗水质素和硫酸化多糖等。当选用双乳酸酰胺衍生物时，其浓度优选为5mg/mL～100mg/mL。当选用抗水质素时，其浓度优选为1mg/mL～50mg/mL。当选用硫酸化多糖时，优选分子量为5000～10000Da的硫酸右旋糖酐，其浓度优选为0.1％～10％(w/w)。

聚合物粘合剂应当具有良好的水溶性，也应当能够结合检测试剂中的其他化学试剂，从而让这些反应试剂保持稳定。聚合物粘合剂优选为纤维素衍生物，如甲基纤维素、如乙基纤维素、羟甲基纤维素、醋酸纤维素等，它的浓度优选为0.01％～10％(w/w)。

表面活性剂的作用在于促进加入的反应试剂溶液在试剂反应区31中扩散，以及当加入样品时，快速地溶解试剂反应区31上的以固体形式存在的反应试剂。表面活性剂可选自阴离子表面活性剂、非离子表面活性剂和阳离子表面活性剂，比如PEG系列表面活性剂、Tween系列表面活性剂(Tween-20、Tween-21、Tween-40、Tween-60、Tween-61、Tween-80、Tween-81、Tween-85)、胆酸纳、CHAP、Triton X-100和十六烷基胆碱等。使用的表面活性剂的浓度通常为0.01～5％(w/w)。

缓冲液也可能包含在反应试剂中，存在的缓冲液应当保持足量，使得加入样品时反应混合物的pH值保持在一个合适的范围内，从而确保凝血酶的催化活性处于较高的水平。缓冲液可选自柠檬酸缓冲液、磷酸盐缓冲液、HEPES和Tris-HCl缓冲液等，pH 6.5～8.0。

稳定剂也可能被加入到反应试剂中，它的作用是有助于让反应试剂保持稳定，具有更长的储存期限。稳定剂可选自糖类或糖醇类物质(如庶糖、岩藻糖、甘露醇、山梨糖醇、海藻糖、乳糖等)、氨基酸、蛋白(如BSA和酪蛋白等)和含羧基有机酸(如EDTA等)等，其浓度通常为0.1％～30％(w/w)。

当然，除了可以检测血液样品中的FIB之外，通过更换反应试剂，本发明还可以检测其他的凝血指标，比如血浆凝血酶原时间(PT)、活化部分凝血活酶时间(APTT)和血浆凝血酶时间(TT)等。此外，除了利用第一电极21和第二电极22检测加入样品后的阻抗值外，还可以检测其他的电学参数，比如电流、电压或电导等。

以下实施例进一步说明本发明。这些实施例不是用来限制本发明范围，而是提供对本发明的进一步理解。

实施例1反应试剂配制

配制本发明的反应试剂，如下所示：

本发明反应试剂：反应试剂含有缓冲液0.05～0.3M HEPES，(pH 6.5～8.0)，海藻糖0.25％～1％(w/w)，Triton X-100，0.1％～0.6％(v/v)，牛凝血酶(10～300U/mL)；硫酸右旋糖酐，分子量在5000～10000Da，浓度优选为0.1％～10％(w/w)。

本发明反应试剂1：反应试剂含有缓冲液0.05M HEPES(pH 7.4)，海藻糖0.5％(w/w)，Triton X-100，0.3％(v/v)，牛凝血酶100U/mL；硫酸右旋糖酐，分子量在8000Da，浓度优选为5％(w/w)。

本发明反应试剂2：反应试剂含有缓冲液0.1M HEPES(pH 7.2)，海藻糖0.5％(w/w)，Triton X-100，0.3％(v/v)，牛凝血酶30U/mL；硫酸右旋糖酐，分子量在8000Da，浓度优选为3％(w/w)。

本发明反应试剂3：反应试剂含有缓冲液0.3M HEPES(pH 8.0)，海藻糖0.25％(w/w)，Triton X-100，0.1％(v/v)，牛凝血酶300U/mL；硫酸右旋糖酐，分子量在10000Da，浓度优选为10％(w/w)。

本发明反应试剂4：反应试剂含有缓冲液0.3M HEPES(pH 6.5)；海藻糖1％(w/w)；Triton X-100，0.6％(v/v)；牛凝血酶10U/mL；硫酸右旋糖酐，分子量在5000Da，浓度优选为1％(w/w)。

此外，反应试剂中的缓冲液HEPES也可替换为实验室常用的0.1～0.2M PBS(pH7.4±0.2)，还可替换为柠檬酸缓冲液和Tris-HCl缓冲液；稳定剂海藻糖也可用庶糖替代，庶糖浓度优选为0.5％～5％(w/w)。稳定剂还可选自岩藻糖、甘露醇、山梨糖醇、乳糖、氨基酸、BSA、酪蛋白和含羧基有机酸(如EDTA)，其浓度通常为0.1％～30％(w/w)；硫酸右旋糖酐可用双乳酸酰胺衍生物或抗水质素替换，当选用双乳酸酰胺衍生物时，其浓度优选为5mg/mL～100mg/mL，当选用抗水质素时，其浓度优选为1mg/mL～50mg/mL。

实施例2：检测方法

利用本发明的第三个方案或第四个方案中所示的生物传感器检测血液样品，血液样品可选自血浆或全血，这里以全血样品为例进行说明，详细步骤如下所示：

(1)将所述生物传感器的电连接端通过所述生物传感器的第一触点和第二触点插入到一种检测仪器(所述检测仪器有很多类型，这里以为电化学工作站Biologic VSP EC-Lab为例进行说明)的电连接器中。检测仪器在所述生物传感器的第一触点和第二触点之间施加的检测电位为0.1～2.0V，检测频率为100Hz～20KHz，这里以电位为0.25V，频率为1KHz为例加以说明。

(2)选择多种不同FIB浓度(这里以HCT为42％，FIB含量为0.74g/mL，2.63g/mL，3.68g/mL，4.53g/mL四种不同的浓度进行说明)的全血质控物。将全血质控物加入到生物传感器的加样口中，让全血质控物流至试剂反应区并与其中的反应试剂发生反应，随后流入检测通道。优选地，每种全血质控物的加入量为10～20μl。

(3)当全血质控物流入检测区暴露的叉指结构时，第一电极和第二电极之间导通，利用检测仪器检测第一触点和第二触点之间的阻抗值。

(4)每种FIB浓度的全血质控物平行检测多次(一般在3～5次)，然后计算多次测量的阻抗值的平均值。鉴于全血质控物中的FIB浓度与检测到的阻抗值成线性关系，可获得两者之间的线性方程。

(5)将临床全血样品加入到生物传感器的加样口中，检测临床全血的阻抗值，根据(4)中的线性方程，得出临床全血样品的FIB浓度。优选地，临床全血样品的加入量为10～20μl。

实施例3：阻抗检测

当使用实施例l中的本发明反应试剂1，并使用本发明第三个方案中的生物传感器时，选择不同FIB浓度的全血质控物(这里以HCT为42％，FIB含量为0.74g/mL，2.63g/mL，3.68g/mL，4.53g/mL四种不同的浓度进行说明)，随后分别将15μl每种不同FIB浓度的全血质控物加入到生物传感器中。按照实施例2中的检测方法进行检测，检测结果如表1～3和图16～17所示，所获得的30s处的线性方程为y＝1208.9x+6938.6(R

表1.在30s时的检测结果

表2.在60s时的检测结果

表3.在90s时的检测结果

实施例4：阻抗检测

当我们使用实施例l中的本发明反应试剂1，并使用本发明第四个方案中的生物传感器结构时，选择不同FIB浓度的全血质控物(这里以HCT为42％，FIB含量为1.24g/mL，2.67g/mL，3.74g/mL，5.26g/mL四种不同的浓度进行说明)，随后分别将15μl每种不同FIB浓度的全血质控物加入到生物传感器中。按照实施例2中的检测方法进行检测，检测结果如表4～6和图18～19所示，所获得的30s处的线性方程为y＝1151x+4214(R2＝0.9978)；所获得的60s处的线性方程为y＝1135.7x+3852(R2＝0.9818)；90s处的线性方程为y＝1176.9x+3736.3(R2＝0.9819)。从不同时间点的时间-阻抗线性方程可以看出，在加入样品后30～90s检测均可准确地检测阻抗。随检测时间后移，线性方程的R2有明显下降趋势。因此30s左右的检测时间最优，优选30s。由此可知，此检测方法对不同FIB浓度的全血质控物测出的阻抗值具有良好的梯度，而且多次平行测量的电势差值相对偏差在合理范围内(CV<13％)，测量较为准确。

表4.在30s时的检测结果

表5.在60s时的检测结果

表6.在90s时的检测结果

实施例5：临床样品检测

本实施例使用实施例l中的本发明反应试剂1，并使用本发明第三个方案中的生物传感器结构，检测2例人体静脉血全血样品在加入15μl样品后30s、60s和90s时的阻抗值，并根据实施例3利用不同FIB浓度的全血质控物获得的线性方程，计算出全血样品中的FIB浓度。与此同时，获取这2例全血样品的血浆，利用Sysmex CA530凝血仪(购自Sysmex公司)检测所获得血浆的FIB值，然后比较本发明测得的FIB值和Sysmex CA530凝血仪测得的FIB值(作为对照值)，并求出这两者之间的偏差：(对照值-本发明计算值)/对照值。结果如表7和表8所示。

表7.临床全血样品1的测量值

表8.临床全血样品2的测量值

由表7和表8可知，本发明得出的计算值与Sysmex CA530凝血仪的测量值的偏差都在10％以内，这说明本发明的检测结果是准确的。重要的是，Sysmex CA530凝血仪在测量时需要提取全血样品的血浆，然后利用光学手段进行测量。本发明可以直接测量全血样品，无需进行血浆分离，因而无需采集更多的血液。