基于压阻式微悬桥传感器的血液粘弹力测量装置与方法与流程

本发明涉及一种用于快速检测血液粘弹力的测量技术，尤其涉及一种基于压阻式微悬桥传感器的微量血液样品的粘弹力测量装置和方法。

背景技术：

凝血即流动的血液变成凝固状态的过程，其实质就是血浆中的可溶性纤维蛋白原变成不可溶的纤维蛋白的过程。凝血功能的检测对术后失血风险的预测、出血原因的判断、指导止血措施实施等都极其重要，尤其是出血量较大的手术如心血管外科手术、产科手术、骨科手术等显得尤为重要。

目前凝血检测常用的方法有血小板计数、纤维蛋白原浓度、血栓弹力图仪(teg)、旋转血栓弹性测定法(rotem)、基于电磁传感器的血栓弹力检测等。血小板计数、纤维蛋白原浓度检测时间长，一般要45-60分钟。血栓弹力图仪需要将杯头放入杯身时不容易保持直立，导致探针在插入杯头内时不易对准，不利于上杯操作。上述方法灵敏度低，且每次检测需要的血液量偏多，因此，已难以满足现今临床凝血检测分析的需求。

技术实现要素：

为解决目前技术的不足，本发明结合现有技术，从实际应用出发，提供一种基于压阻式微悬桥传感器的血液粘弹力测量装置与方法，能够在使用较少血液量的情况下对血液样品的粘弹力进行快速准确的测量，满足现今临床凝血检测分析的需求。

本发明的技术方案如下：

基于压阻式微悬桥传感器的血液粘弹力测量装置，包括：

微流体装置，所述微流体装置包括基板，基板上表面刻有微通道，微通道输入端为双端口、输出端为单端口，在微通道内安装有压阻式微悬桥传感器，液体经两个输入端流入并汇合后经过压阻式微悬桥传感器后从输出端流出；

永磁体，所述永磁体放置于微流体装置两侧，用于为压阻式微悬桥传感器提供恒定磁场；

信号激励检测电路，所述信号激励检测电路连接压阻式微悬桥传感器，用于测量血液凝血过程中的粘弹力变化。

所述压阻式微悬桥传感器包括硅基底，硅基底两端均设置开口朝向外侧的u字型压阻传感和具有独立通道的通电导线，压阻传感的两端头、通电导线的两端头均连接沉积在硅基底上的焊盘。

所述硅基底呈工字型，硅基底两端设置支撑座，硅基底最上层沉积二氧化硅。

所述微通道方向与压阻式微悬桥传感器悬桥方向垂直，所述永磁体磁力线方向垂直于微通道方向。

所述压阻式微悬桥传感器尺寸范围为微悬桥长：200～300μm，宽：20～30μm，厚：1～5μm，压阻式微悬桥感器两端的硅基底支撑座高度高于中间的硅基底厚度，微通道在压阻式微悬桥传感器部位宽为200～300μm，深度5～50μm，其余部位宽为1～200μm，深度5～50μm，长为1～10cm。

所述信号激励检测电路包括信号发生器、惠斯顿电桥、差分放大器、乘法器、低通滤器、模数转换、微控制器，其中所述微控制器与信号发生器相连，由微控制器控制信号发生器产生正弦和余弦信号，信号发生器将产生的正弦激励信号源接入压阻式微悬桥传感器通电导线所对应的焊盘。

所述惠斯顿电桥由两个固定电阻和压阻式微悬桥传感器两端的两个压阻传感组成，惠斯顿电桥两臂输出电压接入差分放大器输入端，差分放大器放大倍数由外部电阻控制，差分放大器的输出接入两个乘法器，信号发生器输出的正弦、余弦信号分别接入两个乘法器，两个乘法器输出信号通过低通滤波和模数转换后，送入微控制器进行处理，获得幅值和相位，并得出血液凝血过程中的粘弹力。

所述微流体装置的基板分为上层基板和下层基板，下层基板为玻璃材质，上层基板为聚二甲基硅氧烷材质并刻有微通道，上层基板通过离子轰击后和下层基板溅合在一起。

所述微通道的输入端和输出端为孔径相同的圆柱型孔，并分别连接硅胶软管，两个输入端的硅胶软管连接微量进样注射器，输出端的硅胶软管连接废液收集容器。

一种使用所述基于压阻式微悬桥传感器的血液粘弹力测量装置的测量方法，包括如下步骤：

步骤1、将测量装置放入温控箱，对温控箱的温度进行预热，达到检测需要的温度值；

步骤2、对血液样品和凝血激活试剂进行预热达到测试温度后，分别吸入到微量进样注射器内，血液样品和凝血激活试剂的量为1～10ul；

步骤3、用注射泵推进微量进样注射器将血液样品和凝血激活试剂同时注入至微通道，血液样品和凝血激活试剂推进到压阻式微悬桥传感器所在位置时注射泵停止推进；

步骤4、随着血液样品被激活试剂激活，血液粘弹力发生变化，压阻式微悬桥传感器谐振特性发生变化，导致信号激励检测电路检测出的电压幅值和相位发生变化，通过测得的电压值和相位，得到血液粘弹力的变化。

本发明的有益效果：

1、本发明采用压阻式微悬桥传感器作为主测元件进行血液粘弹力的测量，压阻式微悬桥传感器和微通道模板可采用mems加工技术制造，批量成本低廉，同时可将传感器做的很小，在微通道中实现检测时，只需要微量的血液即可完成测试，最少只需要1ul，可广泛用于血液粘弹力检测的相关领域。

2、本发明采用的压阻式微悬桥传感器采用mems加工时能够保证传感器具有较好的一致性，保证了检测精度，同时，微悬桥结构保证了检测的高灵敏度。

3、本发明检测过程中，微量凝固时间短，适合快速检测。

4、本发明可采用多个压阻式微悬桥传感器”+“微流体装置”实现阵列式的检测，从而可实现不同试剂的同步检测，进一步提高检测效率。

附图说明

附图1为压阻式微悬桥传感器示意图。

附图2为压阻式微悬桥传感器正截面示意图。

附图3为基于压阻式微悬桥传感器微量血液样品的粘弹力测量装置示意图。

附图4为信号激励检测电路框图。

附图5为微量血液样品粘弹力测试过程中输出电压变化曲线图。

附图6为微量血液样品粘弹力测试过程中输出相位变化曲线图。

附图中所示标号：

1传感器二氧化硅表面

2传感器硅基底

21、22传感器硅基底支撑座

31、32传感器通电导线

41、42u字型压阻传感

5传感器悬桥

a1+、a1-、a2+、a2-、b1+、b1-、b2+、b2-焊盘

6传感器通电导线正截面

7压阻传感正截面

8微流体装置

81微通道

82压阻式微悬桥传感器

831、832压阻式微悬桥传感器引出导线

84上层pdms(聚二甲基硅氧烷)基板

85下层玻璃基板

861、862微通道入孔

863微通道出孔

871、872、873硅胶软管

881、882注入泵

8810、8820微量进样注射器

89废液收集容器

9永磁体

91永磁体n极

92永磁体s极

93永磁体n极指向s极的磁力线

10信号激励检测电路

具体实施方式

结合附图和具体实施例，对本发明作进一步说明。应理解，这些实施例仅用于说明本发明而不用于限制本发明的范围。此外应理解，在阅读了本发明讲授的内容之后，本领域技术人员可以对本发明作各种改动或修改，这些等价形式同样落于本申请所限定的范围。

如图1、2所示，为本发明中所使用的压阻式微悬桥传感器82结构示意图。

其中，压阻式微悬桥传感器82的基底为工字型的硅基底2，硅基底2上沉积有独立通道的通电导线31、32和u字型压阻传感41、42，通电导线31、32的材料为铝(al)。在压阻式微悬桥传感器82两端分别有相同的通电导线31和32，压阻传感41和42。通电导线31、通电导线32分别和硅基底上沉积的铝焊盘a1+和a1-、a2+和a2-相连。u字型压阻传感41、42分别与硅基底上沉积的铝焊盘b1+和b1-、b2+和b2-相连。压阻式微悬桥传感器82最上层沉积二氧化硅1。

压阻式微悬桥传感器82，其尺寸范围：微悬桥长：200～300μm，宽：20～30μm，厚：1～5μm。压阻式微悬桥感器82两端的硅基底支撑座21、22的高度高于硅基底2的厚度。

如图3所示，为本发明的测量装置总体结构示意图。压阻式微悬桥传感器血液粘弹力测量装置包括：微流体装置8、永磁体9、信号激励检测电路10。

其中微流体装置8分为上层基板84和下层基板85，下层基板84为玻璃材质，上层基板85为pdms(聚二甲基硅氧烷)材质并刻有微通道81，上层基板84通过离子轰击后和下层基板85溅合在一起。

微通道81中间夹有压阻式微悬桥传感器82，微通道81在压阻式微悬桥传感器82部位宽为200～300μm，深度5～50μm，其余部位宽为1～200μm，深度5～50μm，长为1～10cm。

将压阻式微悬桥传感器焊盘a1+、a1-、b1+、b1-通过引出导线831引出微流体装置8以外，将压阻式微悬桥传感器焊盘a2+、a2-、b2+和b2-通过导线832引出微流体装置8以外，微通道81的方向与传感器悬桥2方向垂直。

微通道81输入端为双端口，分别为输入端861、输入端862，输出端为单端口，为输出端863。液体经输入端861和输入端862流入并汇合，经过压阻式微悬桥传感器82后从输出端863流出。微通道输入端861、输入端862、微通道输出端863均为孔径相同的圆柱型孔，并分别连接硅胶软管871、872、873。从微通道81引出的硅胶软管871、872、873分别和微量进样注射器8810、微量进样注射器8820、废液收集容器89相连，微量进样注射器8810、微量进样注射器8820分别固定在注射泵881、注射泵882之上。

如附图中所示，永磁体9放置于微流体装置8两端，永磁体n极91指向永磁体s极92的磁力线93垂直于微通道81的方向，永磁体9产生的磁场为恒定磁场。

如图4所示，信号激励检测电路10包括信号发生器s1、惠斯顿电桥b、差分放大器ic1、乘法器m1和m2、低通滤器lpf1和lpf2、模数转换(a/d)、微控制器(mcu)。

mcu与信号发生器s1相连，由mcu控制信号发生器s1产生正弦和余弦信号。信号发生器s1将产生的正弦激励信号源接入压阻式微悬桥传感器通电导线所对应的焊盘a1+、a2+，a1-、a2-和电源地相连。

惠斯顿电桥b由两个固定电阻r1、r2和压阻式微悬桥传感器两端的压阻传感41、压阻传感42组成，焊盘b1+和b1-两端对应的电阻为rsen1、焊盘b2+和b2-两端对应的电阻为rsen2。r1一端接电源+vs1，另一端接rsen1，rsen2一端接电源+vs1，另一端接r2，rsen1和r2的另一端同时接电源地。

惠斯顿电桥b两臂输出电压v1和v2接入差分放大器ic1输入端。差分放大器ic1放大倍数由电阻rg控制。差分放大器ic1的输出接入乘法器m1、m2，信号发生器s1输出的正弦、余弦信号分别接入乘法器m1、m2。乘法器m1、m2输出信号接入低通滤波器lpf1、lpf2，滤波后的输出信号接入a/d模数转换后，送入mcu进行处理，获得幅值和相位，并得出血液凝血过程中的粘弹力。

本发明用于测量微量血液样品的粘弹力测量方法，包括如下步骤：

1.设定测量装置放入温控箱，对温控箱的温度进行预热，达到检测需要的温度值。

2.对血液样品和凝血酶原时间(pt)检测试剂进行预热达到测试温度后，分别吸入到微量进样注射器8810、8820内，血液样品和pt检测试剂的量为1～10ul。

3.用注射泵881、882分别推进微量进样注射器8810、8820，将血液样品和pt检测试剂同时注入至微通道81，血液样品和pt检测试剂推进到压阻式微悬桥传感器82所在位置时注射泵881、882停止推进。

4.随着血液样品被pt检测试剂激活，血液粘弹力发生变化，压阻式微悬桥传感器82谐振特性发生变化，导致信号激励检测电路10检测出的电压幅值和相位发生变化。通过测得的电压值和相位，得到血液粘弹力的变化。

图5、图6测试曲线作为本实施例的一般数据参考。

如图5所示，此图为微量血液样品粘弹力测试过程中输出电压变化曲线。

0～2秒时间段为未加入血液样品和pt检测试剂阶段，压阻式微悬桥传感器在空气中谐振。

2～8秒时间段为加入血液样品和pt检测试剂阶段，压阻式微悬桥传感器从空气中谐振转为在液体中谐振过程，此过程液体在持续输入中，电压出现波动。

8～20秒时间段为血液样品被pt检测试剂激活，血液样品开始凝结，压阻式微悬桥传感器受血液凝结的影响，谐振阻尼变大，谐振幅度变小，电压出现下降。

20～28秒时间段，血液样品凝结加速，谐振幅度迅速变小，电压出现急速下降。

28～32秒时间段，大部分血液样品已完成凝结，因此凝结速度减弱。

32秒以后时间段，血液样品已基本完成凝结，压阻式微悬桥传感器谐振频率趋于平缓，意味着检测完成。

如图6所示，此图为微量血液样品粘弹力测试过程中输出相位变化曲线。

0～2秒时间段为未加入血液样品和pt检测试剂阶段，压阻式微悬桥传感器在空气中谐振，相位无明显变化。

2～8秒时间段为加入血液样品和pt检测试剂阶段，压阻式微悬桥传感器从空气中谐振转为在液体中谐振过程，此过程液体在持续输入中，相位出现波动。

8～20秒时间段为血液样品被pt检测试剂激活，血液样品开始凝结，压阻式微悬桥传感器受血液凝结的影响，谐振阻尼变大，谐振幅度变小，相位开始减小。

20～28秒时间段，血液样品凝结加速，谐振幅度迅速变小，相位出现急速下降。

28～32秒时间段，大部分血液样品已完成凝结，因此凝结速度减弱。

32秒以后时间段，血液样品已基本完成凝结，压阻式微悬桥传感器谐振频率趋于平缓，意味着检测完成。