一种微型压电石英传感血凝监测系统

本发明属于生化仪器检验
技术领域：
，具体涉及一种微型压电石英传感血凝监测系统。
背景技术：
：血液凝固是由凝血因子参与的一系列免疫反应过程，正常情况的血液凝固能够防止人体意外出血，而不正常血液凝固则可能导致血栓或者凝血系统异常。凝血系统异常通常与多种疾病有关，如中风、血友病、新型冠状肺炎等。临床医学检验通常根据病人血液凝固特性来筛选出一系列遗传性疾病，如肝脏类、血栓性疾病等。因此，血液凝固特性的检验在一系列疾病防控中显得尤为重要。临床血液学检验设备有半自动血凝仪和全自动血凝仪，设备检测原理包括凝固法(电流法、磁珠法、和光学法)，底物显色法，免疫学法(扩散法、电泳法、比浊法)等，每种方法都有其独特优势，最常用的是凝固法。半自动血凝仪操作简便、价格便宜，但检测速度慢、精度低，全自动血凝仪通道多、速度快、测量精度好，但价格昂贵、对操作人员素质要求高。随着国家医疗条件的不断进步，上述大型、复杂的凝血检测设备已不能满足社区、家庭、现场急救等应用场景下的需求，急需一种操作便捷式、低成本、应用稳定、测量结果可靠的实时在线检验设备来实现凝血时的测定。随着测量仪器的发展，光、电、声、色等不同原理的传感器均被应用于血液凝固时间的检测。石英晶体微天平(qcm)传感器是一种能对其表面纳克级质量负载和非质量负载(如粘度、密度、电导率等)高度响应的压电传感器，其在临床诊断、食品安全、环境科学、化工生产等领域具有非常广泛的应用。石英晶体压电传感器不仅能摆脱光学传感器易受外界光源的干扰的劣势，还能克服电化学传感器易受本底电流干扰，测量精度受限的缺陷，并且具备结构简单、成本低、测量精度高、稳定性好、响应速度快、可实时在线检测等优势。压电石英晶体作为石英晶体微天平传感器的核心元件，压电石英晶体的结构对传感器的性能起着关键的作用。本文选用的qcm芯片为基本谐振频率为10mhz、50mhz或者100mhz的at切割双面镀银压电石英晶体，根据sauerbrey方程得出：由负载质量δm引起的频率变化δf随着基本谐振频率f0的增大而増大，这说明提高qcm芯片的基本谐振频率将大幅提高它的质量－频率灵敏度，理论上当将晶体基本谐振频率提高10倍时，质量灵敏度应提高100倍。然而对于双面镀银电极来说，电极沉积工艺复杂，加工成本高，并且电极涂层也具有一定的厚度，因此电极的存在会增加石英晶片的负载质量，降低石英谐振子的品质因数，为了提高压电石英晶体的质量灵敏度，本文也采用了高频100mhz单面无极压电石英晶体。用户可根据不同的应用场景选用不同精确度的压电石英晶体。生物敏感膜又称分子识别元件，它直接决定生物传感器的功能与质量。生物敏感膜的制备是qcm生物传感器技术发展和应用的关键。由于高分子材料(凝胶、纤维、膜等)与具有传感、处理和执行功能的生物体有着相似的结构，因此可作为生物传感器敏感膜的基础研究。水凝胶作为一种含水量较高的高分子材料，其具有三维网状结构、安全无毒、生物相容性好、易于降解等特点，目前在生物传感、医用载药、废水治理等方面有着不错的应用价值，而传统水凝胶易脆且韧性有限，因此对传统水凝胶进行改性则可以赋予水凝胶更多的功能，以满足其在实际应用中的特定需求。双网络水凝胶是将两种相互独立的亲水性聚合物结合在一起的水凝胶，其脆而刚的第一层网络交联软而韧的第二层网络赋予了其出色的力学性能。聚丙烯酰胺(pam)是一类典型的亲水性凝胶集团，其结构中含有-conh-官能团，能与水形成氢键。天然亲水性高分子海藻酸钠(sa)来源丰富、价格低廉，分子中含有-coo--集团，通常遇见ca2+就能迅速由溶液转变成凝胶。将海藻酸钠与聚丙烯酰胺交联形成sa/pam双网络水凝胶，不仅可以提高水凝胶机械强度，还能增加水凝胶可伸缩性。聚偏氟乙烯(pvdf)是一种新型压电高分子材料，pvdf具有较高机械强度，稳定的化学性质，耐腐蚀、抗污染性能好、制备流程简单、可塑性强等优势，使其成为一种理想的制膜材料，但其疏水性强和易污染的缺陷，极大的制约了其应用，因此对pvdf膜的亲水性改性研究成为国内外学者的研究重点。利用共混法对pvdf膜进行亲水改性不仅可以使膜具有优良的性能，还能提高改性效果的持久性，改善膜表面改性不稳定的缺点，是pvdf膜改性的常要方法。技术实现要素：本发明的目的是提供一种操作便捷式、低成本、应用稳定、测量结果可靠的微型压电石英传感血凝监测系统。本发明这种微型压电石英传感血凝监测系统，包括有电脑、arduino核心控制器、dds信号源、a/d数模转换器、低通滤波器、传感器件、信号放大器、相敏检波器、电源、控温器、液晶显示屏等；电脑端口与arduino核心控制器通过线路互联，arduino核心控制器与dds信号源和液晶显示屏连接，dds信号源、a/d数模转换器、低通滤波器、传感器件、信号放大器、相敏检波器、arduino核心控制器按照顺序依次通过线路连接，形成一个测试回路；arduino核心控制器与电脑、dds信号源、相敏检波器、以及液晶显示屏四者都连接；所有的器件通过电源供电；控温器与传感器件连接，控制测试时温度；传感器件为一次性压电传感电极检测片；各设备之间的连接是通过线路互连。检测时，在一次性压电传感电极检测片连接在微型压电石英传感血凝监测系统中，接着在检测片的进样口加入待测血样，通过电脑端控制arduino核心控制器控制dds信号源连接发出正弦波扫频信号激励，信号依次通过a/d数模转换器、低通滤波器处理后，作用于检测片上，由于检测血样中血液凝固过程中的血液粘弹性变化敏感，导致信号的改变，改变的信号经过信号放大器放大后，输出至相敏检波器中，相敏检波器对信号进行拟合，输出相位值至arduino核心控制器，arduino核心控制器输出结果至液晶显示屏，实时动态记录相位-时间的变化数据。所述的一次性压电传感电极检测片由下至上包括3层，基底层、中间层和顶层；基底层由基片、电极和qcm芯片组成，qcm芯片嵌入在基片中，电极与qcm芯片连接后，也嵌入在基片中；中间层由基片以及基片上刻蚀的进样室、反应腔室和透气孔组成，反应腔室的位置与qcm芯片位置是对应的，即反应腔室在qcm芯片上方，反应腔室是镂空设计的，即在反应腔室中反应物质会与qcm芯片直接接触；反应腔室与进样室直接连通，进样室与反应腔室的对面开设有透气孔，透气孔与反应腔室连通；顶层在对应中间层进样室和透气孔的位置开设有镂空的进样口和透气口，在对应反应腔室的位置圈定出了固定试剂区，将基底层、中间层和顶层按照对应的位置合在一起，即构成了一次性压电传感电极检测片。所述的基底层基片尺寸为30mm*15mm，qcm芯片为圆形芯片直径为8mm；中间层和顶层的基片尺寸均为13mm*13mm，反应腔室为圆形，直径为5mm；进样室和透气孔也为圆形，直径均为3mm；顶层圈出的试剂固定区与反应腔室大小一致，顶层进样口和透气口与中间层的进样室和透气口大小一致。所述的qcm芯片为基本谐振频率为10mhz、50mhz或者100mhz的at切割双面镀银石英晶体和高频100mhz单面无极镀银石英晶体。采用高频100mhz单面无极石英晶体时，顶层的圈出的试剂固定区周围需要嵌入一块铜片电极，铜片电极与固定试剂区的铝箔接触，检测时，铝箔片还充当了qcm芯片6-1-2*的激励电极，和铜片电极6-3-5*一起构成回路。所述的qcm芯片为表面经过水凝胶修饰后的qcm芯片。所述的水凝胶溶液的制备方法，包括以下步骤：(1)配制海藻酸钠溶液：将海藻酸钠粉末(sa)加入到去离子水中，室温下充分搅拌溶解，然后加热继续搅拌，使海藻酸钠充分溶胀，最终制得透明、均匀、稳定的的海藻酸钠溶液；(2)制备海藻酸钠/聚丙烯酰胺溶液：将丙烯酰胺(am)加入到去离子水中，室温下充分搅拌溶解，配制成丙烯酰胺溶液，向步骤(1)中的海藻酸钠溶液加入丙烯酰胺(am)溶液，加热至完全溶解，再依次加入交联剂n，n＇－亚甲基双丙烯酰胺(mbaa)、引发剂过硫酸铵(aps)、催化剂n,n',n'－四甲基乙二胺(temed)继续搅拌反应，反应完毕后，将所得溶液离心，去掉气泡，得到均匀透明的海藻酸钠/聚丙烯酰胺(sa/pam)溶液。(3)制备聚偏氟乙烯/海藻酸钠/聚丙烯酰胺复合溶液：将聚偏氟乙烯(pvdf)加入到去离子水中，室温下充分搅拌溶解，配制成聚偏氟乙烯溶液，向步骤(2)中sa/pam溶液中加入聚偏氟乙烯溶液，加热条件下混匀。称取cacl2，加入蒸馏水溶解搅拌，配置成cacl2溶液，将cacl2溶液滴加到pvdf/sa/pam溶液中，设定温度下进行反应，反应结束后，得到水凝胶溶液。所述步骤(1)中，海藻酸钠的浓度为2％，加热温度为50～70℃，继续搅拌时间为20～40min；所述步骤(2)中，丙烯酰胺(am)溶液的浓度为0.5％，加热温度为50～70℃，溶解时间为1～3h；交联剂、引发剂和催化剂的质量比为6:10:25，继续搅拌反应时间为5～15min。所述步骤(3)中，聚偏氟乙烯溶液的浓度为10％，聚偏氟乙烯溶液、海藻酸钠溶液、丙烯酰胺溶液的体积比为2:1:1；加热温度为50～70℃，混匀时间为18～26h，cacl2溶液的浓度为1％，与海藻酸钠溶液的体积比为1:1；设定温度为50～70℃，反应时间为10～14h。所述的水凝胶修饰qcm芯片的方法为：将水凝胶溶液旋转喷涂于qcm芯片的反应表面，自然晾干后，再用紫外灯照射几分钟，即可在qcm芯片上得到一层光滑均匀薄膜。所述的微型压电石英传感血凝监测系统的测试方法，包括以下步骤：1)在一次性压电传感电极检测片顶层上固定试剂区粘连一层固定材料，在其上涂覆一层检测试剂，然后将涂有检测试剂的一面朝下，盖在中间层上，然后放入到微型压电石英传感血凝监测系统中；2)打开监测系统中所有的设备，接着通过电脑端控制arduino核心控制器控制dds信号源连接发出正弦波扫频信号激励，信号依次通过a/d数模转换器、低通滤波器处理后，作用于检测片上，并通过控温器控制反应温度；在进样口加入血液样品，随着血液样品的吸入，在反应腔室跟固定试剂发生反应，生成的反应产物在压电石英晶片上响应，导致信号的改变，改变的信号经过信号放大器放大后，输出至相敏检波器中，相敏检波器对信号进行拟合，输出相位值，在液晶显示屏实时记录相位-时间的变化数据。所述的固定材料为铝箔片，还可充当单面无极qcm芯片的激励电极，和铜片电极一起构成回路。所述固定试剂为含钙凝血酶原激酶、含钙组织凝血活酶、凝血酶中的一种。本发明的原理：本发明基于dds正弦波扫频信号激励，设计了一款微型压电石英传感血凝监测系统。由于石英晶体对介质的粘度、密度、电导率和介电常数等非质量因素有响应，因此，基于石英晶体传感器相位对血液凝固过程中血液粘弹性变化敏感，制作了一款便携式压电传感血凝检测仪，适用于血液凝固特性的检测和凝血反应过程动态分析。其检测原理是：利用直接喷涂法将一定比例的复合水凝胶溶液修饰到石英晶体电极表面，紫外灯照射10min，使其形成高亲水性的压电敏感薄膜，取一定量待测样品从检测片的进样室通过毛细张力吸入反应腔室，在反应腔内与芯片电极正对面壁腔上的固定试剂充分接触，瞬间就会发生反应，生成的反应产物在传感电极上响应。传感系统接收到正弦波响应信号，拟合输出相位移值，通过液晶显示屏可观察到动态反应过程，同时可使用2g储存卡或者计算机实时记录相位-时间变化。本发明的有益效果：1)本发明这种微型压电石英传感血凝监测系统尺寸小，重量轻(可以实现仪器尺寸：150*97*40mm；仪器重量：500g)，方便携带，仪器模块化结构、数据显示储存一体、无需外配电脑，有利于实现实时在线检测；2)本发明传感器件采用不同基本频率的双面镀银at切石英晶体和单面无极石英晶体，每hz的频率变化相当于1.34ng/cm2，频率稳定性±1hz/h，相对标准偏差可精确至10-6-10-8，可根据不同的应用场景选用不同精确度的石英晶体；为了进一步提高检测的敏感度，在at切石英晶体的检测面制备了一层亲水性的凝胶膜，可以提高对血样的敏感度，进一步提高准确性。3)本发明根据at切石英晶体的传感作用，设计了一次性压电传感电极检测片，该检测片结构简单，体积小，可以实现对血液凝固过程中凝血4项的检验。附图说明图1本发明的微型压电石英传感血凝监测系统的结构框图；图2本发明中双面有极压电传感检测片的结构示意图；图3本发明中单面无极压电传感检测片的结构示意图；图4用本发明中微型压电石英传感血凝监测系统检测检测血样的凝血时间的结果图。其中：1、电脑，2、arduino核心控制器，3、dds信号源，4、a/d数模转换器，5、低通滤波器，6、传感器件，7、信号放大器，8、相敏检波器，9、温度控制器，10、电源，11、液晶显示屏；基底层：6-1(6-1*)，中间层：6-2(6-2*)，顶层：6-3(6-3*)；基片：6-1-1(6-1-1*)，qcm芯片：6-1-2(6-1-2*)，电极：6-1-3(6-1-3*)；基片：6-2-1(6-2-1*)，进样室：6-2-2(6-2-2*)，反应腔：6-2-3(6-2-3*)，透气孔：6-2-4(6-2-4*)；基片6-3-1(6-3-1*)，进样口：6-3-2(6-3-2*)，固定试剂区：6-3-3(6-3-3*)，透气口：6-3-4(6-3-4*)、铜片电极：6-3-5*。具体实施方式实施例1一种微型压电石英传感血凝监测系统，设备的连接示意图，如图1所示，包括有电脑1、arduino核心控制器2、dds信号源3、a/d数模转换器4、低通滤波器5、传感器件6、信号放大器7、相敏检波器8、温度控制器9、电源10、液晶显示屏11；从图1可以看出，电脑1端口与arduino核心控制器2通过线路互联，arduino核心控制器2与dds信号源3和液晶显示屏11连接，dds信号源3、a/d数模转换器4、低通滤波器5、传感器件6、信号放大器7、相敏检波器8、arduino核心控制器2按照顺序依次通过线路连接，形成一个测试回路；arduino核心控制器2与电脑1、dds信号源3、相敏检波器8、液晶显示屏11四者都连接；所有的器件通过电源10供电；温度控制器9与arduino核心控制器2和传感器件6连接，控制测试时温度；传感器件6为一次性压电传感电极检测片；各设备之间的连接是通过线路互连。本发明是基于dds正弦波扫频信号激励的微型压电石英传感血凝监测系统，仪器采用固定频率被动激励相位测量的信号表征系统，相角变化作为传感信号。将传感器作为表征系统的一部分接在振荡电路中，在一组接近谐振频率的固定频率的位置被动激励传感器，通过连续扫描直接获得阻抗数据，拟合获得相位值，通过获得的传感器相位响应来反映涂层表面粘度密度变化。电脑1中是包含有labview编程实行的上位机控制模块主要功能包括频率扫描范围、频率扫描速度、模拟-数字转换参数等实验参数设置，数字滤波、峰位拟合、数据存储等数据采集过程设置，数字、波形等界面显示设置。arduino核心控制器2是一种集成电路芯片，配备usb端口，用以接收程序代码和传输数据，包含运算、控制、存储、输入、输出五大功能。dds信号源模块3，以高精度ad9851dds数字合成技术为基础，为系统提供激励信号。a/d数模转换4，将正弦波波形、峰位等模拟量转换为二进制的数字量输出。低通滤波器5模块，对输入信号进行混频操作，对输出信号进行低通滤波处理。信号放大器7，包含了信号隔离、放大，阻抗匹配等功能。相敏检波器8，对两个信号之间的相位进行鉴别和调制。电源10，为其他器件提供电源供应，供电电压范围9v-18v，可配备12v，5400mah锂离子电池，也可直连12.6v，1a电源适配器。液晶显示屏11，为3.5英寸触屏彩色液晶显示屏，实时动态记录实验曲线和数据变化。温度控制器9保持测试传感器的温度恒定在37℃。传感器件6为利用压电石英晶体开发的一次性压电传感电极检测片。检测时，在一次性压电传感电极检测片连接在微型压电石英传感血凝监测系统中，接着在检测片的进样口加入待测血样，通过电脑端控制arduino核心控制器控制dds信号源连接发出正弦波扫频信号激励，信号依次通过a/d数模转换器、低通滤波器处理后，作用于检测片上，由于检测血样中血液凝固过程中的血液粘弹性变化敏感，导致信号的改变，改变的信号经过信号放大器放大后，输出至相敏检波器中，相敏检波器对信号进行拟合，输出相位值至arduino核心控制器，arduino核心控制器输出结果至电脑，实时记录相位-时间的变化数据，根据相位-时间的变化图，可以获得凝血过程的相关数据。实施例2本实施例中展示了两种一次性压电传感电极检测片，其结构示意图如图2和3所示，两者从结构上来说是相似的，只是图2中qcm采用的双面有极压电石英晶体，图3中qcm采用的单面无极石英晶体。一次性压电传感电极检测片由下至上包括3层，基底层6-1(6-1*)、中间层6-2和顶层6-3(6-3*)；基底层6-1由基片6-1-1、qcm芯片6-1-2(6-1-2*)和电极6-1-3(6-1-3*)组成，qcm芯片6-1-2(6-1-2*)嵌入在基片6-1-1中，电极6-1-3(6-1-3*)与qcm芯片6-1-2(6-1-2*)连接后，也嵌入在基片6-1-1中。qcm芯片6-1-2采用两边厚中间薄的“倒置台面”结构的双面有极镀银石英晶体，qcm芯片6-1-2*采用单面镀银无极石英晶体，安装时无电极面朝上。石英圆片和镀银电极采用同心圆结构，石英圆片直径为8mm，镀银电极圆片直径为3mm。电极6-1-3(6-1-3*)由铜片电极连接组成。中间层6-2(6-2*)由基片6-2-1(6-2-1*)以及基片上刻蚀的进样室6-2-2(6-2-2*)、反应腔室6-2-3(6-2-3*)和透气孔6-2-4(6-2-4*)组成，反应腔室6-2-3(6-2-3*)的位置与qcm芯片6-1-2(6-1-2*)位置是对应的，即反应腔室6-2-3(6-2-3*)在qcm芯片6-1-2(6-1-2*)正上方，反应腔室6-2-3(6-2-3*)是镂空设计的，即在反应腔室6-2-3(6-2-3*)中反应物质会与qcm芯片6-1-2(6-1-2*)直接接触；反应腔室6-2-3(6-2-3*)与进样室6-2-2(6-2-23*)直接连通，进样室6-2-2(6-2-2*)在反应腔室6-2-3(6-2-3*)的对面开设有透气孔6-2-4(6-2-4*)，透气孔6-2-4(6-2-4*)与反应腔室6-2-3(6-2-3*)连通。进样室6-2-2(6-2-2*)、反应腔室6-2-3(6-2-3*)和透气孔6-2-4(6-2-4*)均为圆形，进样室6-2-2(6-2-2*)和透气孔6-2-4(6-2-4*)大小相等，直径均为3mm，反应腔室6-2-4(6-2-4*)的直径为5mm，高度1mm可容纳反应物30ul，可通过调整反应腔室的尺寸限定样品进样量。顶层6-3(6-3*)由基片6-3-1(6-3-1*)、进样口6-3-2(6-3-2*)、反应腔室6-3-3(6-3-3*)和透气口6-3-4(6-3-4*)；在采用的qcm芯片为单面无极石英晶体，顶层6-3*还包括有铜片电极6-3-5*，在对应中间层6-2(6-2*)进样室6-2-2(6-2-2*)和透气孔6-2-4(6-2-4*)的位置开设有镂空的进样口6-3-2(6-3-2*)和透气口6-3-4(6-3-4*)，在对应反应腔室6-2-3(6-2-3*)的位置圈定出了固定试剂区6-3-2(6-3-2*)，固定试剂区的位置为qcm芯片6-1-2(6-1-2*)电极正对面，采用无污染、导电性能好、材料附着力高的铝箔片作为固定试剂区6-3-2材料(6-3-2*)；固定试剂区6-3-2(6-3-2*)面向qcm芯片6-1-2(6-1-2*)层的一面固定有一定量的敏感成分的化学试剂，一定量标准浓度的化学试剂溶液经涂布、晾干、沉积在铝箔片上；顶层6-3*中，铜片电极6-3-5*与固定试剂区6-3-2*铝箔连接的，铝箔片还充当了qcm芯片6-1-2*的激励电极，和铜片电极6-3-5*一起构成回路。将基底层6-1(6-1*)、中间层6-2(6-2*)和顶层6-3(6-3*)按照对应的位置叠合在一起，即构成了一次性压电传感电极检测片。本实施例中一次性压电传感电极检测片的具体尺寸可见图2和3。在本实施例中，我们进一步筛选了不同基本谐振频率的压电石英晶体相移特性，检测片的传感层采用10mhz、50mhz、100mhz等不同基本谐振频率的at切割双面镀银石英晶体和100mhz单面无极石英晶体，使用qcm相角检测仪测量空气、水、蔗糖溶液中的相移特性，每组20次，测量3组，计算平均值。结果如表1，100mhz石英晶体稳定性最好，质量-频率灵敏度最高，相对标准偏差可精确至10-8。表1.不同基频的压电石英晶体相移特性根据上述测试结果：qcm芯片压电石英晶体选择100mhz基频最好。实施例3一次性压电传感电极检测片中qcm芯片的修饰聚偏氟乙烯/海藻酸钠/聚丙烯酰胺复合水凝胶的制备(1)配制海藻酸钠溶液：称取2g海藻酸钠粉末加入到98ml去离子水中，室温下充分搅拌溶解，然后在60℃的恒温水浴中继续搅拌30分钟，使海藻酸钠充分溶胀，最终制得透明、均匀、稳定的的海藻酸钠溶液。(2)制备海藻酸钠/聚丙烯酰胺溶液：称取0.5g丙烯酰胺(am)加入到99.5ml去离子水中，室温下充分搅拌溶解，配制成丙烯酰胺溶液。取一定量的海藻酸钠溶液，加入丙烯酰胺溶液，在60℃的恒温水浴中搅拌2h至完全溶解，再依次加入0.0003g交联剂[n，n＇－亚甲基双丙烯酰胺(mbaa)]、0.0005g引发剂[过硫酸铵(aps)]、0.00125g催化剂[n,n',n'－四甲基乙二胺(temed)]继续搅拌10min，将所得溶液离心，去掉气泡，得到均匀透明的海藻酸钠/聚丙烯酰胺(sa/pam)溶液。(3)制备聚偏氟乙烯/海藻酸钠/聚丙烯酰胺复合溶液：称取10g聚偏氟乙烯(pvdf)加入到90ml去离子水中，室温下充分搅拌溶解，配制成聚偏氟乙烯溶液，取一定量的聚偏氟乙烯溶液与sa/pam溶液共混，60℃恒温搅拌24h。称取1gcacl2，加入99ml蒸馏水溶解搅拌，配置成浓度为1％的cacl2溶液。按照海藻酸钠溶液与cacl2溶液体积比为1:1，取一定量cacl2溶液逐渐滴加到上述溶液中，置于烘箱中，60℃反应12h，获得复合水凝胶溶液。(4)将复合水凝胶溶液旋转喷涂于qcm芯片(镀银石英晶体)表层，自然晾干，然后在紫外灯下照射，在芯片(镀银石英晶体)表层形成一层膜，然后用去离子水少量多次冲洗掉未完全涂覆的部分，自然晾干或用烘箱60℃烘干，形成含压电敏感薄膜的qcm芯片。在上述的制备方法中，我们根据不同体积比的压电敏感薄膜的相移特性：将聚偏氟乙烯溶液、海藻酸钠溶液、聚丙烯酰胺溶液分别按以下三种体积比(分别为1:1:1、1:1:2、1:2:1、2:1:1)进行共混，使用0.5mm口径小型雾化喷涂器利用直接喷涂法将复合水凝胶溶液修饰到100mhz石英晶体表面，待薄膜自然晾干，使用锡炉持续烘干，放凉，用去离子水少量多次冲洗掉未完全涂覆的部分，自然晾干或用烘箱60℃烘干，形成压电敏感薄膜。分别取一定量的水、蔗糖溶液、牛血清蛋白溶液于修饰后的石英晶体中心，记录qcm相角检测仪的相位响应，每组20次，测量3组，计算平均值。结果如表2，聚偏氟乙烯溶液/海藻酸钠/聚丙烯酰胺溶液按2:1:1的比例共混，晶体的修饰效果最好。表2.不同体积比的压电敏感薄膜的相移特性(3)不同亲水性表面的相移特性：聚偏氟乙烯溶液/海藻酸钠/聚丙烯酰胺溶液按2:1:1的比例共混，修饰到100mhz镀银石英晶体表面，使用紫外灯照射时间分别为0min、10min、30min，使其形成不同亲水性的压电敏感薄膜。分别使用qcm相角检测仪对空气、水、蔗糖溶液、牛血清蛋白溶液的相位响应，每组20次，测量3组，计算平均值。结果如表3，紫外灯照射10min时石英晶体的相对标准偏差较小。使用接触角测量仪测量不同亲水性表面的接触角，发现紫外灯照射10min接触角极速下降至4°，并且随照射时间增长，接触角变化不大，同时发现自然光下照射30min可以达到同等程度的接触角。表3.不同亲水性表面的相移特性(4)薄膜修饰前后传感器的技术指标：以石英晶体对牛血清蛋白的响应为例，测定压电敏感薄膜修饰前后传感器的检测范围、灵敏度、相位漂移、稳定性。结果如表4，修饰后的石英晶体检测限更低、灵敏度更高、相位漂移速率和相对标准偏差更小。使用轮廓仪测量表面粗糙度，表明修饰后的压电石英晶体表面比未修饰的石英晶体表面更光滑，并且石英晶体传感器表面进行光滑和亲水性处理可以提高溶液耦合性能和仪器测量精度。表4.薄膜修饰前后传感器件的技术指标未修饰修饰检测范围(ug/ml)5-200.4-10灵敏度[hz/(ug/ml)]8.612.4相位漂移[hz/(ug/ml)]14.76.1相对标准偏差(10-5)1.120.45基频100mhz的压电石英晶体稳定性好、灵敏度高，涂覆聚偏氟乙烯溶液/海藻酸钠/聚丙烯酰胺(体积比2:1:1)压电敏感薄膜，紫外灯照射10min，此时晶片表面亲水性能更好，基于此条件下的qcm检测仪可作为一款优异的高灵敏粘度分析仪，用于测定血液凝固特性。实施例4具体应用实施例根据实施例1的测试系统，根据实施例2和3中，根据一次性压电传感电极检测片最优方案(qcm芯片选用基频100mhz的压电石英晶体，压电敏感薄膜制备选择涂覆聚偏氟乙烯溶液/海藻酸钠/聚丙烯酰胺(体积比2:1:1共混)复合溶液，并在紫外灯照射10min的制备工艺)制备一次性压电传感电极检测片。应用例1凝血酶原时间(pt)的测定：取血样0.9毫升，加入0.1毫升0.109mol/l枸橼酸钠抗凝液，3000转/分离心10分钟，收集上层血浆，置于控温器37℃预热5min备用。一次性检测片插入qcm检测仪，仪器预热2min。取10微升血浆加入到检测片的进样室，随着血浆的吸入，在反应腔室跟固定试剂(含钙组织凝血活酶)发生反应，生成的反应产物在压电石英晶片上响应。qcm相角检测仪接收到正弦波响应信号，拟合输出相移值，通过液晶显示屏可观察到动态反应过程，同时使用2g储存卡或者计算机实时记录相位-时间变化，根据相变特性获得相应的凝血酶原时间(pt)范围为11.2-13.4s。应用例2活化部分凝血活酶时间(aptt)的测定：取血样0.9毫升，加入0.1毫升0.109mol/l枸橼酸钠抗凝液，3000转/分离心10分钟，收集上层血浆，置于控温器37℃预热5min备用。一次性检测片插入qcm检测仪，仪器预热2min。取10微升血浆加入到检测片的进样室，随着血浆的吸入，在反应腔室跟固定试剂(含钙凝血酶原激酶)发生反应，生成的反应产物在压电石英晶片上响应。qcm相角检测仪接收到正弦波响应信号，拟合输出相移值，通过led显示屏可观察到动态反应过程，同时使用2g储存卡或者计算机实时记录相位-时间变化，根据相变特性获得相应的活化部分凝血活酶时间(aptt)范围为26.3-36.6s。应用例3凝血酶时间(tt)的测定：取血样0.9毫升，加入0.1毫升0.109mol/l枸橼酸钠抗凝液，3000转/分离心10分钟，收集上层血浆，置于控温器37℃预热5min备用。一次性检测片插入qcm检测仪，仪器预热2min。取10微升血浆加入到检测片的进样室，随着血浆的吸入，在反应腔室跟固定试剂(凝血酶)发生反应，生成的反应产物在压电石英晶片上响应。qcm相角检测仪接收到正弦波响应信号，拟合输出相移值，通过led显示屏可观察到动态反应过程，同时使用2g储存卡或者u计算机实时记录相位-时间变化，根据相变特性获得相应的凝血酶时间(tt)范围为16.4-18.2s。应用例4纤维蛋白原(fib)的测定：取血样0.9毫升，加入0.1毫升0.109mol/l枸橼酸钠抗凝液，3000转/分离心10分钟，收集上层血浆，置于控温器37℃预热5min备用。一次性检测片插入qcm检测仪，仪器预热2min。取10微升血浆加入到检测片的进样室，随着血浆的吸入，在反应腔室跟固定试剂(凝血酶)发生反应，生成的反应产物在压电石英晶片上响应。qcm相角检测仪接收到正弦波响应信号，拟合输出相移值，通过led显示屏可观察到动态反应过程，同时使用2g储存卡或者计算机实时记录相位-时间变化，根据相变特性获得相应的纤维蛋白原(fib)范围为1.95-3.80g/l。qcm检测仪对于凝血反应过程的响应机制:由kanazawa公式(δf≈-f03/2(ρη/ρqc66)1/2,其中，δf表示压电石英晶体在外部扰动下的频移，f0表示压电石英晶体的基本频率，ρ表示液体的密度，η表示液体的粘度，ρq表示qcm自身的密度，c66表示qcm自身的弹性模量，一般情况下，石英晶体的密度和弹性模量是常数，ρq＝2.648×103kg/m3，c66＝2.947×1011g/cm·s2)可知，在液相中，由于表面张力的作用，当电极表面所附着的溶液薄层的粘度密度发生变化时，晶体的振荡频率也会发生相应变化，同时将会造成振荡波的相角偏移，从而改变相位。以凝血酶时间(tt)的测定为例，图3中，检测片插入仪器，待晶体相位变化趋于稳定，加入待测血浆，随着待测血浆的吸入，电极表面的粘度密度增大，晶体的振荡频率开始下降，这标志着凝血反应的开始，此时对应时间为t1。反应前期，血浆中纤维蛋白原在凝血酶的作用下逐渐转变成纤维蛋白单体，体系的粘度密度快速增加，晶体的相位变化呈快速的指数下降，反应后期，由于凝血酶溶液的消耗，同时伴随生成的纤维蛋白单体交联形成凝块，体系粘度密度的增长速度逐渐减缓，晶体的相移也开始缓慢下降，此时tm是最大凝血速度对应的时间点，反应终期，纤维蛋白单体完全交联形成网架结构，体系粘度达到稳定，仪器相位变化逐渐稳定，这标志着凝血反应的结束，此时对应的时间为t2。由于时间t1和t2可以确定，因此凝血酶时间t＝t2-t1，从本发明应用例3测试的数据图3中可以看出，t1＝61.2s，t2＝77.8s，凝血时间t＝16.6s。当前第1页12