本申请要求2016年3月7日提交的美国临时申请no.62/304,385的申请日的权益，该临时申请通过引用合并于此。本公开大体涉及血液凝固的监测，更具体地，涉及用于使用微型凝固监测平台连续或定期监测血液以实时确定其凝固状态的系统和方法。
背景技术：
：：血液凝固是关键的止血过程，其涉及血液的细胞(红细胞、白细胞和血小板)和非细胞成分(血浆蛋白)之间的复杂的相互作用。key,n.,etal.,practicalhemostasisandthrombosis.2009:wileyonlinelibrary；tanaka,k.a.,n.s.key,andj.h.levy,bloodcoagulation:hemostasisandthrombinregulation.anesthesia&analgesia,2009.108(5):p.1433-1446。当血管受损并且血管内皮细胞下面的结缔组织(特别是胶原蛋白)暴露于血流时，血液凝固通常被发起，导致血小板粘附到结缔组织及其活化和聚集，在血管损伤部位形成栓塞。nuyttens,b.p.,etal.,plateletadhesiontocollagen.thrombosisresearch,2011.127:p.s26-s29。血液凝固是一个关键的止血过程，其必须被适当调节以保持出血和凝血之间的微妙平衡。血液凝固障碍可使患者暴露于出血性疾病或血栓性疾病的风险下，例如心脏病发作、中风、深静脉血栓形成或肺栓塞。bennett,j.s.,platelet-fibrinogeninteractions.annalsofthenewyorkacademyofsciences,2001.936(1):p.340-354。另外，滥用药物减缓凝固用于治疗血栓性疾病可能将患者置于出血并发症的风险中，例如内出血、过度瘀伤、出血性中风等。因此，快速确定患者的止血概况的能力对于在临床环境中提供及时和适当的治疗是极为重要的，临床环境例如围手术期止血监测、输血治疗、血栓和血友病治疗、多系统创伤治疗、败血症和创伤性脑损伤、抗凝药物治疗终点以及其他急性疾病。key,n.,etal.,practicalhemostasisandthrombosis.2009:wileyonlinelibrary；bombeli,t.andd.spahn,updatesinperioperativecoagulation:physiologyandmanagementofthromboembolismandhaemorrhage.britishjournalofanaesthesia,2004.93(2):p.275-287；aggeler,p.m.,physiologicalbasisfortransfusiontherapyinhemorrhagicdisorders:acriticalreview.transfusion,1961.1(2):p.71-86。使用全血的凝固诊断非常有希望用于评估凝固系统的复杂性和用于止血的全局测量。与临床常规凝固试验(例如凝血酶原时间或pt、活化部分凝血活酶时间或aptt、和血小板计数)相比，全血凝固试验提供了测量整个凝血过程的显著优势，从纤维蛋白形成开始并持续到血块凝缩和纤维蛋白溶解，并允许血浆凝固系统与包括血小板、红细胞和白细胞的血细胞交互作用，从而提供关于血小板功能的有用的附加信息。在不同的全血凝固试验中，包括血栓弹性描记法(teg)和旋转血栓弹力测定法(rotem)的粘弹性止血测定已开始在临床上获得显著关注。mcmichael,m.a.ands.a.smith,viscoelasticcoagulationtesting:technology,applications,andlimitations.veterinaryclinicalpathology,2011.40(2):p.140-153。原则上，teg和rotem测量凝血时在全血的剪切弹性模量上的变化。例如，teg由旋转杯和连接到旋转传感器的针组成。血液样本被保持在杯中，并且在测定期间针被浸入在血液样本中。当血液开始凝结时，它的粘弹性改变，导致针在跟随旋转杯时旋转幅度改变。针的旋转幅度通过旋转传感器被记录，并被报告用于血液样本的粘弹性变化的分析。已经显示这种粘弹性止血测定提供了关于血块形成和溶解的主要阶段的交互性以及关于血液的不同细胞和非细胞组分之间的功能差异的关键信息，用于区分与凝血异常相关的机制。despotis,g.j.,etal.,effectofheparinonwholebloodactivatedpartialthromoplastintimeusingaportable,wholebloodcoagulationmonitor.criticalcaremedicine,1995.23(10):p.1674-79。除了粘弹性止血测定之外，使用例如hemodyne止血分析系统(hemodynehemostasisanalysissystem)(hastm系统之前由hemodyne股份有限公司制造)的设备的全血血块凝缩测定也通过报告血块弹性模量和血小板收缩力(或血块凝缩力)提供了关于血液凝结功能的重要信息。在hastm系统中，全血样本被限制在两个板(平-平或锥形-锥形表面)之间，顶板附接到应变计换能器。血液凝结导致拉动顶板的向下的力(或血块凝缩力)，其通过应变计换能器实时地直接测量。使用hastm系统，已显示血块凝缩力对血小板数量和代谢状态、糖蛋白iib/iiia状态以及抗凝血酶活性的存在敏感。carrjr,m.e.,developmentofplateletcontractileforceasaresearchandclinicalmeasureofplateletfunction.cellbiochemistryandbiophysics,2003.38(1):p.55-78。重要地，hastm系统的临床应用已经证明了这种全血血块凝缩测定有希望应用于全局止血和对各种促凝血和抗凝血药物的反应的快速评估。krishnaswarmi,a.,etal.,patientswithcoronaryarterydiseasewhopresentwithchestpainhavesignificantlyelevatedplateletcontractileforce.thrombhaemostasis,1999.82(suppl.1):p.162；greilich,p.e.,etal.,reductionsinplateletforcedevelopmentbycardiopulmonarybypassareassociatedwithhemorrhage.anesthesia&analgesia,1995.80(3):p.459-465；carr,m.,etal.,batroxobin-inducedclotsexhibitdelayedandreducedplateletcontractileforceinsomepatientswithclottingfactordeficiencies.journalofthrombosisandhaemostasis,2003.1(2):p.243-249；carr,m.,etal.anticoagulantandantiplateletactivitiesofheparinandlow-molecular-weightderivatives.inblood.1993.wbsaunderscoindependencesquarewestcurtiscenter,ste300,philadelphia,pa19106-3399；carr,m.,etal.dermatansulfatesuppressesplateletforceasitprolongstheaptt.inblood.1996.wbsaunderscoindependencesquarewestcurtiscenter,ste300,philadelphia,pa19106-3399；mccardell,k.,s.carr,andm.carr.aprotininaugmentsprotaminesulfatereversalofheparinantiplateleteffects.injournalofinvestigativemedicine.1996.slackinc6900groverd,thorofare,nj08086。尽管现有的全血凝固试验(包括teg、rotem和hastm)通过初始应用证明了临床价值，但这种系统在制造和维修的昂贵费用、有限的样本吞吐量、大占地面积、可能会对儿科患者的重复测定造成问题的过多的样本量(>0.3ml)、测定间变异性和显著的用户干预方面仍然具有显著的局限性，这致使它们不最适宜或不适合用于定点照护(point-of-care)应用。此外，与现有全血凝固试验相关的这些限制使得多重血液测定难以定义具体的凝固障碍。一些传统的血液凝固测定方法利用压电效应来刺激和测量血液样本的共振。然而，这种粗略的方法不能直接测量在凝固期间的收缩力，并且在确定样本的反应之前需要功率调节来刺激血液样本。当压电材料在外部压力或力下变形时，材料的这种变形诱发材料内电荷的累积，导致材料内的电势(即电压)的变化。相反，当这种压电材料被施加外部电压时，它将变形。这被称为压电效应，并且在微机械发动机和电压测量中的用途已为人所熟知。技术实现要素：可以使用功能性软材料来制造简单、便宜、快速、高吞吐量且可被广泛使用的合适的定点照护凝固设备，以开发被称作mhemoretractometer(mhrm)的小型血块凝缩测定设备。在本公开的mhrm中，由软弹性体聚二甲硅氧烷(pdms)制成的两个双夹紧机械应变传感梁被用于保持规定的微量血液样本，同时在血液凝结期间测量血块凝缩力。可以使用血块凝缩力的动力学曲线来分析血块形成的不同主要阶段和关键血液凝结参数的提取，血块凝缩力的动力学曲线使用mhrm获取。与各种传统的血液凝固测定方法所采用的压电效应不同，本公开的mhrm采用压阻效应。压阻效应与材料在外部压力或力下变形时在电阻率上的变化有关。压阻效应与压电效应完全不同，因为在电阻率上的这种变化不涉及电势。此外，对压阻材料施加外部电压不会使得材料变形。使用压阻效应允许更详细地测量在血液凝固期间存在的收缩力的变化。附图说明图1是本公开第一实施例的血块凝缩测定设备的透视图。图2是沿图1中的线2-2获得的本公开第一实施例的血块凝缩测定设备的横截面视图。图3是图1中所示的血块凝缩测定设备的透视图，设备的梁响应于设置在血块凝缩测定设备的两个样本平台之间的血液液滴的凝固而朝向彼此偏移；图4是图3中所示的血块凝缩测定设备的平面图，提供刻度标记以帮助测量梁响应于设置在血块凝缩测定设备的两个样本平台之间的血液液滴的凝固的偏移；图5a是图3中所示的血块凝缩测定设备的两个样本平台的切断的放大图，显示了处于凝固的第一阶段的血液液滴，在血块凝缩测定设备的梁的可测量的偏移之前；图5b是图3中所示的血块凝缩测定设备的两个样本平台的切断的放大图，显示了处于凝固的第二阶段的血液液滴，并且示出了由于血液液滴凝固的发展，血块凝缩测定设备的梁的一些可测量的偏移；图5c是图3中所示的血块凝缩测定设备的两个样本平台的切断的放大图，显示了处于凝固的第三阶段的血液液滴，并且示出了由于血液液滴凝固的进一步发展，超过图5b中示出的血块凝缩测定设备的梁的进一步可测量的偏移；图6是根据本公开第二实施例的血块凝缩测定设备的一部分的放大的半示意图，其中血液液滴在固定壁(由地面符号示意性地指示)和梁(其大部分被切断)之间被接纳，梁垂直于固定壁，但当梁处于非偏移(即非拉伸)的静止或标称状态时，与固定壁隔开一段距离，该距离与尚未经历显著凝固的血液液滴的标称直径一致或基本一致；图7a是根据本公开第三实施例的血块凝缩测定设备的一部分的放大图，特征在于两个伸长梁同轴定位，并且在非偏移(即非拉伸)静止或标称状态下彼此隔开一段距离，该距离与尚未经历显著凝固的血液液滴的标称直径一致或基本一致，血液液滴被接纳在两个伸长梁之间；图7b是图7a所示的血块凝缩测定设备的一部分的放大图，显示了由于血液液滴凝固的发展而被拉伸向彼此的两个梁；图8a是根据本公开第四实施例的血块凝缩测定设备的一部分的放大透视图，特征在于四个伸长梁彼此平行定位并且在非偏移状态下彼此间隔开，血液液滴被接纳在四个伸长梁之间，使得尚未经历显著凝固的血液液滴当悬置在四个伸长梁之间时与四个伸长梁中的每一个接触；图8b是图8a所示的血块凝缩测定设备的一部分的放大透视图，显示了由于血液液滴凝固的发展而向彼此偏移的两个梁；图9是根据本公开第五实施例的血块凝缩测定设备的一部分的放大透视图，特征在于四个伸长梁，其中三个彼此平行定位并且在非偏移状态下彼此间隔开，血液液滴被接纳在四根伸长梁之间，使得尚未经历显著凝固的血液液滴当悬置在三个伸长梁之间时与三个伸长梁中的每一个接触，并且与垂直于三个伸长梁延伸的第四伸长梁进一步接触；图10是本公开附加实施例的压阻血块凝缩测定设备的透视图；图11是沿图10中的线11-11获得的横截面视图；图12也是沿图10中的线11-11获得的横截面视图，但示出了由于被接纳在测定设备中的血液液滴的凝固而处于变形状态的微梁(micro-beam)；以及图13是示出凝固期间的血块凝缩力的图表。具体实施方式本公开第一实施例的微型血块凝缩测定设备，在本文中也称为mhemoretractometer(mhrm)10，示于图1-5c中。该第一实施例的mhrm10特征在于两个相对的微梁12、14。微梁12、14由可变形材料制成，当施加外力时可变形材料允许它们稍微弯曲。仅作为示例，这些微梁12、14可各自具有2cm的长度，2mm的宽度和2mm的厚度。每个微梁12、14包括限定台面以支撑血液液滴的样本平台16、18。每个样本平台16、18被设置在突起20、22上，突起20、22在图1中示出作为在朝向微梁14、12相对的方向上相应的微梁12、14的正交投影，并且垂直于相应的微梁12、14延伸。在优选实施例中，微梁12、14和突起20、22由软弹性体制成，以允许响应于来自样本的施加力的塑性变形。这种软弹性体可以是聚二甲硅氧烷(pdms)，其相对于响应外力载荷的位移具有有利的性能。通过使用pdms组件，mhrm10能够在基于微梁12、14的位移测量样本的收缩力时实现高度灵敏度。突起20、22可被提供有刻度形式的标记，例如交替的横杠(-)和十字(+)，以帮助每个微梁12、14的偏移的光学检测和测量。这种光学检测和测量在下面根据图5a-c描述。在使用中，具有小至约15μl体积的血液液滴b被放置(例如通过使用移液管)在样本平台16、18之间。血液液滴b的体积优选在15μl和300μl之间以确保精确测量。微梁12、14彼此间隔开，使得当尚未显著凝固的血液液滴如此放置在样本平台16、18上时，微梁12、14不处于偏移状态。在血小板活化时，血液液滴开始凝结，如下面进一步讨论的。血块将收缩，在朝向微梁14、12相对的方向上在每个微梁12、14上施力。这可以参考图3至5c来理解，其示出了随着血液液滴b的凝结发展而朝向彼此偏移的微梁12、14。为了使用mhrm10测量血液凝固，微梁偏移的程度被测量。如图3所示，凝固期间血液液滴b的收缩在每个微梁12和14上施力，该力将梁拉到一起。血液液滴b施加的收缩力通过突起20和22传递到微梁，其中血液液滴b分别在样本平台16和18处粘附到突起20和22上。如图4所示，收缩的血液液滴b将突起20和22拉在一起，使得微梁12和14朝向血液液滴b弯曲。图5a-c示出了随时间的过程。在每个图中提供静止箭头以指示在凝固期间引起的微梁14的位移。在图5a中，血液液滴b最初安置在样本平台16和18之间，此时微梁12和14未显著变形。当凝固开始并且血液液滴b在图5b中的微梁12和14上施力时，通过突起22的位移(相对于静止箭头)看到微梁14的小变形。在较长一段时间之后，由血液液滴b施加的收缩力引起微梁12和14的更大变形，如在图5c中通过突起22的进一步位移(相对于静止箭头)所示。在突起20、22上提供标记帮助观察由血液液滴b施加的收缩力引起的位移。在一些实施例中，相机可以记录mhrm10的延时图像，以通过比较突起20、22上随时间的标记来确定位移。通过使用已知特性(例如，刻度之间的距离)的标记，观察者可以计算在不同时间的突起20、22的位移。这种位移对应于血液液滴b施加的力。应当理解，这种位移和力之间的关系取决于mhrm的组件的具体构造，包括微梁12、14的尺寸和组成。位移和力之间的关系同样可以取决于组件的温度。因此，在一些实施例中，mhrm10可以包括测量或控制温度的组件。在进一步的实施例中，可以使用附接设备将相机牢固地连接到mhrm10用于分析，这在相机易于移动时可能是特别有用的。例如，附接设备(未示出)可以被固定到具有相机的移动计算设备(例如智能电话)，以允许相机用于分析。在一些这样的实施例中，附接设备可以合并到mhrm10中或者可以形成mhrm10的一部分。类似地，mhrm10可以被分成一次性盒部分和包含相机、欧姆表、万用表或其他测量设备的接收器部分，如下面进一步描述的。值得注意的是，使用mhrm10的血液凝固测量方案被实现而不用设备表面的预功能化，例如通过使用粘合蛋白质如胶原、纤连蛋白或其他组织因子。这种基于蛋白质或脂质的功能化需要凝固测定试验设备的低温储存，限制了它们在资源有限的环境中用于定点照护应用的潜在用途。通过利用全血与突起20、22的样本平台16、18的台面或表面之间的非特异性粘附，不需要基于蛋白质或脂质的功能化。此外，血液液滴和样本平台16、18之间的表面张力使得精确凝固测量所需的血液样本的表面积最小化，导致可重复的血块形状。这有助于提高测量精度以建立可靠的控制数据，这便于给定试验样本的预期凝固速率变化的识别。这种血块的形状可以形成新的度量或凝结生命指征的基础。虽然可以在突起20、22上提供标记，例如上述刻度，以便于使用微梁偏移的显微镜对微梁偏移进行光学测量，但是电测量对于定点照护应用更为可靠和理想。因此，可以通过附加的特征进一步改进设备，以便于微梁偏移的电测量。通过在mhrm的pdms组件中包括导电炭黑纳米颗粒，特别是平均大小为约50nm的炭黑纳米颗粒，可以便于这种电子测量。通过利用导电炭黑纳米颗粒渗透pdms并混合，炭黑纳米颗粒与pdms形成密实集料，这致使碳-pdms复合物(cpdms)导电。例如，在22％(重量百分率)的炭黑浓度下，cpdms在没有外力时具有0.2ω·m的电阻率。为了有效测量，cpdms碳的重量应在10％至26％之间(优选为18％至26％之间)。低于18％的重量比导致有限的导电性(重量比低于10％，具有特别有限的导电性)，而高于26％的重量比证明难以混合。在一些实施例中，可以将碳纳米管(例如多壁碳纳米管)混合到pdms中以产生压阻cpdms复合材料。尽管本文的讨论涉及测量cpdms复合材料中电阻的变化，但应理解，任何软压阻材料都可以替代。因此，包含导电材料的纳米级内容物(例如，碳纳米管、石墨烯或银颗粒)的其他导电聚合物可用作本文所述实施例中的cpdms复合材料的替代物。例如，碳纳米管薄膜可被用作压阻材料。为了使用cpdms或其他压阻材料基于收缩力测量凝固，可以在mhrm内包括一个或多个压阻组件(例如cpdms组件)。在特别有利的实施例中，cpdms组件可包含或附接到一个或多个微梁(例如微梁12、14)，以便cpdms组件受到血液样本所施的力。cpdms组件在外力载荷下(例如在血块形成期间由血液样本所施的力)变形，并且碳纳米颗粒之间的间隙大小的变化改变了cpdms组分的电阻。可以使用已知手段(例如，通过数字或模拟欧姆表或万用表)测量电阻的这种变化。测量的电阻变化对应于cpdms组件的变形，这进一步对应于施加在这种组件上的力。因此，测量的一个或多个cpdms组件的电阻变化可用于确定血液样本的凝固。应当理解，血液样本施加的力与测量的cpdms组件的电阻变化之间的关系将取决于mhrm设备的具体构造，包括cpdms组件的尺寸和组成。对于mhrm的任何特定构造(例如本文所述的可以多维测量凝固的那些实施例)，可以量化cpdms的压阻率以校准mhrm。如上所述，粘附在一部分微梁上的血液样本的凝固引起微梁的变形。如果微梁由cpdms制成，则这种变形将导致微梁的电阻变化。类似地，如果cpdms层附接到微梁(例如，通过沉积在微梁表面上或作为微梁内的层)，cpdms层将与微梁一起变形，并且这种变形同样会导致cpdms层的电阻变化。在任何一种情况下，电阻的变化可以使用已知的测量cpdms组件的电阻的手段来测量，cpdms组件即cpdms微梁或cpdms层。例如，可以使用接触一个或多个cpdms组件的部分的万用表或欧姆表进行多次测量。或者，mhrm(或其所连接的设备)可以包括专用惠斯通电桥电路和处理组件，以测量一个或多个cpdms组件的部分的电阻。cpdms组件的特定设计和组成影响组件的电阻。除了cpdms组件的几何形状(例如，长度、横截面积、横截面形状)之外，cpdms材料的具体组成(例如，添加的碳的类型和量)也改变cpdms组件的电阻。温度也会影响cpdms材料的电阻率。与电阻测量手段的连接位置也会影响测量。因此，为了精确测量血液样本施加的力，必须基于其中使用的特定cpdms组件校准mhrm。这种校准可以通过从组件的已知特性(例如，所使用的特定cpdms复合材料的电阻率、组件的长度、组件的横截面积和形状)计算电阻来执行，或者可以使用测量来执行。类似的cpdms组件可以通过在实验室试验配置中或者在mhrm设备内原位置上，将已知的力施加到组件上来测量。例如，力探针可以附接到微定位设备，然后可以使用力探针将各种量级的力施加到待试验的cpdms部件。可以针对由此施加的多个力中的每一个来记录被试验的cpdms组件的电阻。在cpdms组件附接到微梁的实施例中，应当试验具有cpdms组件的整个微梁，以精确地确定施加到微梁的力与cpdms组件的电阻变化之间的关系。这将在下面根据图10-12的示例性实施例进一步描述。转到图6a，示出了mhrm110的第二实施例的一部分。在该版本中，单个微梁112垂直于固定平面115定向，固定平面115由地面符号示意性地示出。固定平面可以包含或不包含导电(或半导电)材料。微梁112最初与固定平面115间隔开，使得当尚未显著凝固的血液液滴b放置在样本平台116上时，微梁112不处于偏移状态。根据该实施例，固定平面115不会偏移。为了便于血液液滴的限位，固定平面115可以包括环形凹陷或凸出的台面118，但是这不会偏移。不同于第一实施例的微梁12、14的偏移，第一实施例的微梁12、14的偏移是在垂直于微梁12、14的纵向轴线的平面中的偏移，由于血液液滴b凝固的发展引起的微梁112的偏移是以沿着纵向轴线拉伸微梁112的形式，使得样本平台116移动得更靠近凸出的台面118。微梁112可被提供有标记，例如刻度，以便于由于血液液滴b凝固的发展引起的梁的偏移的光学测量。或者，微梁112可包含压阻材料，例如cpdms或本文所述的其他压阻材料。在这样的实施例中，可以测量微梁112(或其一部分)的电阻，如本文其他地方所述。例如，欧姆表可以连接到微梁112的一部分，靠近其与固定平面115的连接及其样本平台116。作为替代示例，在固定平面115和样本平台116之间沿着微梁112的长度的两个点可以(通过电极、电线等)电连接到欧姆表。无论将微梁112连接到欧姆表的测量点位于何处，欧姆表都可以用于测量当微梁112响应于血液液滴b的收缩力而变形时的电阻变化。这种测量的电阻变化可以被用于计算或以其他方式确定由血液液滴b施加的收缩力。例如，可以使用查找表来基于先前执行的实验测量和/或计算确定收缩力。由此确定的收缩力然后可以用于血液液滴b的凝固的进一步分析，如本文其他地方所述。转到图7a和7b，示出了mhrm210的第三实施例的一部分。在该实施例中，提供一对纵向同轴的微梁212a和212b，并且血液液滴b被安置在微梁212a、212b之间。微梁212a和212b最初彼此间隔开，使得当尚未显著凝固的血液液滴b放置在微梁212a、212b之间时，微梁212a、212b都不处于偏移的状态。每个微梁212a、212b在与血液样本接纳端或各个微梁的样本平台216a、216b相对的一端被固定，如图7a、7b中由地面符号示意性示出的那样。由于血液液滴b的凝固的发展而引起的微梁212a、212b的偏移是以沿微梁212a、212b的纵轴中的每个拉伸微梁212a、212b的形式，使得微梁212a、212b的样本平台216a、216b移动更靠近彼此，如通过比较图7b和图7a所示出的那样。可以采用本文所述的光学和/或压阻方法来测量微梁212a、212b的偏移并评估血液液滴b的凝固速率和/或阶段。mhrm310的第四实施例的一部分在图8a、8b中示出。在该实施例中，四个微梁312a、312b、312c、312d被平行安排，血液液滴b布置成与四个微梁312a、312b、312c、312d中的每一个的平台接触，该平台优选地位于纵向中点处。微梁312a、312b、312c、312d最初彼此间隔开，使得当尚未显著凝固的血液液滴b放置在微梁312a、312b、312c、312d之间时，微梁312a、312b、312c、312d不处于偏移状态。微梁312a、312b、312c、312d中的每一个都两端被固定，如图8a、8b中用地面符号示意性示出的那样。由于血液液滴b的凝固的发展而引起的微梁312a、312b、312c、312d的偏移是以微梁312a、312b、312c、312d朝向彼此弯曲的形式，使得微梁312a、312b、312c、312d的样本平台(未示出)移动更靠近彼此，如通过比较8b和图8a所示出的那样，其中血液液滴b在样本平台处接触每个微梁312a、312b、312c、312d。如在先前的实施例中，可以采用本文所述的光学和/或压阻方法来测量微梁312a、312b、312c、312d的偏移并评估血液液滴b的凝固速率和/或阶段。该方法的优点是血块形成和特性可以在多个维度上测量，因此，可以更能指示天然的血块形成如何发生以及如何与血管表面相互作用。图9示出了第五实施例的mhrm410的一部分，其是第四实施例的变体或第一和第四实施例的混合。根据该第五实施例，三个微梁412a、412b、412c彼此平行安排，第四微梁413被布置为垂直于其他三个微梁412a、412b、412c。所有四个微梁412a、412b、412c、413都在两端被固定，如图9中由地面符号示意性示出的那样。微梁412a、412b、412c、413最初彼此间隔开，使得当尚未显著凝固的血液液滴b放置在微梁412a、412b、412c、413之间时，微梁412a、412b、412c、413不处于偏移状态。由于血液液滴b的凝固的发展而引起的微梁412a、412b、412c、413的偏移是以微梁412a、412b、412c、413朝向彼此弯曲的形式，使得微梁412a、412b、412c、413的样本平台(未示出)移动更靠近彼此，其中血液液滴b在样本平台处接触每个微梁412a、412b、412c、413。如在先前的实施例中，可以采用本文所述的光学和/或压阻方法来测量微梁412a、412b、412c、413的偏移并评估血液液滴b的凝固速率和/或阶段。另外，微梁412a、412b、412c和413沿多个轴的定向便于测量多个维度的血块形成。如图所示微梁412a、412b、412c的主轴基本上彼此平行并且与微梁413的主轴正交。因此，可以至少在垂直于这些主轴的两个维度上测量血液液滴b的凝缩力。可以基于多个方向中的每个方向上的力分量来确定总血块凝缩力。附加的实施例可以包括微梁，其被安排成以任意数量的维度、方向或点测量收缩力。在这样的附加实施例中，微梁可以是正交的或非正交的，并且可以使用任意数量的微梁来测量多个方向上的收缩力。通过多个微梁的这种配置，可以测量凝块的规则性或不规则性。例如，基于在多个方向上测量的近似相等的力，可以确定血块基本上是球形的，或者可以确定血块在某些方向上具有比在其他方向上大得多的收缩力。另外，可以基于这种多维测量来确定血块的形状。这可以从在多个方向中的每个上确定的力来计算，或者可以通过计算每个方向上的多个微梁中的每个微梁的变形距离来确定。力和变形都可以基于压阻组件的电阻的测量来确定，压阻组件可以包括微梁。在进一步的实施例中，可以基于在多个维度上测量的收缩力来构建血块的多维概况。这种多维概况可以在诱发凝结时间之后的一个或多个时间指示血块在每个维度上的形状或强度。例如，多维概况可以包括在凝结期间以固定时间间隔(例如，每四分之一秒、每秒等)在多个方向(例如，三个正交方向、五个非正交方向等)中的每个方向上由血液液滴b施加的收缩力的测量。在更进一步的实施例中，可以基于多维模型或作为多维模型的一部分生成血块在三维空间中随时间的四维模型。在进一步的特定实施例中，可以提供如图10-12中所示的示例性压阻血块凝缩测定设备510。示例性设备510被配置为以类似于上述那些测定设备的方式测量血液液滴b的凝固，但是示例性设备510示出了层叠在微梁512上的压阻组件530。这样，可以更清楚地描述压阻测量的操作原理。图10示出了压电血块测定设备510的透视图，而图11和12示出了设备510沿线11的横截面。图11示出了当血液液滴b没有在微梁512上施加可测量的力时设备510的横截面。图12示出了当血液液滴b在微梁512上施加收缩力时，例如在血小板收缩期间，设备510的横截面。如图所示，压阻血块凝缩测定设备510具有基座504，其可具有用于限位血液液滴b的凸出台面518。基座504和台面518可形成为一个整体组件或可通过粘合剂或其他已知手段接合，并且每个可以由丙烯酸或其他刚性材料制成。理想的是，基座504和台面518不应响应于血液液滴b施加的收缩力而变形，因此应该对这些组件使用刚性材料(或实质品质刚性较小的材料)。在一些实施例中，可以包括盖子506以覆盖包括微梁512的样本区域。覆盖样本区域以防止外力干扰测量可能是有益的。为了允许样本血液液滴b的导入，盖子506可以是可移除的，或者可以包括样本引入孔(未示出)。基座504支撑微梁512，微梁512被示为跨越基座504的长度的一个微梁512。在其他实施例中，可以以与本文其他地方所讨论的类似的方式使用多个微梁512。微梁512可以被制成为任何方便的尺寸，但是近似2毫米的宽度(优选地在1mm和3mm之间)以及近似0.3毫米的高度(优选地在0.1mm和0.5mm之间)是优选的。在进一步优选的实施例中，微梁512优选地在基座504的侧面之间跨越近似15毫米(优选地在10mm和30mm之间)的距离。微梁512可以由任何柔性的、非导电材料制成，但pdms特别有利于其弹簧性能。具有上述尺寸的pdms微梁512将具有近似0.06μn/μm的弹簧常数。参考图10可能最好地理解，在一些实施例中，可以通过切掉板511的部分来形成微梁512，然后可以将板511附接到基座504。另外，一些实施例可以包括在微梁512的一部分上的样本平台516。例如，直径为3毫米的圆形样本平台516可以放置在2毫米厚的微梁512的中心。这样的样本平台516应该与基座504的台面518对齐，以将血液液滴b限位在特定位置用于测量。台面518应该具有与样本平台516相似(尽管不一定完全相同)的形状和区域。压阻组件530附接到微梁512，使得由于血液液滴b施加的力引起的微梁512的变形将导致压阻组件530也变形。如图所示，压阻组件530层叠在微梁512的顶部，远离将接触血液液滴b的微梁512的底侧。压阻组件530可以被丝网印刷到微梁512上或以其他方式放置在其上。这种丝网印刷的压阻组件530可以具有近似50微米(优选地在25μm和100μm之间)的厚度。压阻组件530的宽度可以是微梁512的整个宽度或小于微梁512的整个宽度。例如，压阻组件530可以是15mm长、1mm宽和50μm厚。在特别优选的实施例中，压阻组件530可包含cpdms材料，如上所述。具体地，cpdms材料按重量可具有近似18％至22％的碳浓度(优选为近似22％)。这将通过响应于变形产生压阻组件530的电阻的实质变化来便于测量。或者，压阻组件530可以是另一种类型的压阻材料，例如包含纳米级导电材料的其他导电聚合物。例如，压阻组件530可以是通过从至少包含水和碳纳米管的碳纳米管-水分散体(carbonnanotube-in-waterdispersion)中蒸发水而沉积在微梁512上的碳纳米管薄膜。为了便于电测量，压阻组件530可以连接到电极528，用于进一步连接到欧姆表或万用表(未示出)。在一些实施例中，电极528也可以被丝网印刷在板511上，并且可以由任何方便的导电材料(例如，银)制成。为了使用压阻血块凝缩测定设备510测量血液液滴b的凝固，将电阻测量设备(例如，欧姆表，未示出)连接到电极528。血液液滴b被引入到样本区域并且被安置在台面518和样本平台516之间。这在图11中示出，图11示出了压阻血块凝缩测定设备510，其具有尚未在微梁512上施加显著力的血液液滴b。在一些实施例中，可以进行初始读数来确定在凝固开始之前由血液液滴b施加在微梁512上的最小力的量级。血液液滴b可以在被引入设备510之前或之后，用试剂处理以刺激或阻止凝固。或者，表面可以涂有各种细胞或非细胞成分的凝固激动剂或拮抗剂以识别特定的凝固缺陷。随着凝固的进行，血液液滴b的液滴将收缩，这将在样本平台516和台面518上施加力。因为台面518和基座504相对于微梁512是刚性的，所以通过该收缩力微梁512的样本平台516将被拉向台面518。压阻组件530同样将被微梁512拉向台面518。导致的微梁512和压阻组件530的变形如图12所示。随着压阻组件530响应于血液液滴b的收缩力而变形，压阻组件530的长度增加，并且压阻组件530的一部分变得更薄。该变形改变了压阻组件530的几何形状，这导致压阻组件530的电阻变化。当血液液滴b凝固时，可以实时(周期性地或连续地)测量电阻的变化。从压阻组件530的电阻变化的读数，可以确定和分析关于凝固的程度和时间的信息，以进一步确定从其采集样本的患者的血液凝固概况或特性。因为每个样本所需的血液量非常小(近似15μl)，所以可以使用多个压阻血块凝缩测定设备510来同时试验血液对不同类型或数量的促凝血剂或抗凝血剂的反应。因此，可以抽取非常少的血液而实时获取患者凝固反应的更全面的图像。这对于儿科、新生儿或者抽取大量血液用于试验对其将是危险的或不切实际的其他患者来说尤为重要。如上所述，mhrm10可以分成两个不同的部分：接纳血液液滴b的可移除盒和接纳盒并进行测量的接纳单元。这样的实施例是有利的，因为它们将电子和计算组件(例如，用于测量压阻组件的电阻的欧姆表和用于基于测量的电阻的变化确定力的处理器)与测量结构(例如，血液液滴b所粘附的微梁和基座)分开。因为电子和计算组件比测量结构相对更耐用且昂贵，所以接纳单元可用于测量许多血液样本的凝固。相反，必须在每个样本之间清洁测量结构，这可能是耗时的并且可能随着时间的推移而降低测量精度。因为测量结构的组件可以相对容易且廉价地制造，所以测量结构可以被隔开到可移除盒中。在一些实施例中，这种盒可以被配置为在将盒插入接纳单元之前接纳血液液滴b。作为示例，在一些这样的实施例中，设备510可以是可移除的盒。当盒被插入接纳单元内时，这种盒可通过与电极528的电连接而连接到接纳单元内的测量设备。测量设备可以是欧姆表、万用表或其他类似设备，如本文其他地方所述。在操作中，在将盒插入接纳单元之前，可以将血液液滴b引入台面518和样本平台516之间的样本区域。然后可以将盖子506移动到位以避免待评估的血液样本的任何部分污染接纳单元。然后可以将盒(设备510)插入接纳单元(未示出)中。在将盒插入接纳单元之前或之后，可以引入化学品或其他诱发凝固的手段。在盒插入之后，接纳单元的测量设备可以通过与电极528的连接开始测量压阻组件530的电阻。在一些实施例中，可以进行多个电阻测量来确定与血液样本相关的各种度量，如下面进一步描述的。可以将测量设备进一步通信地连接到接纳单元的处理组件，其可以基于从测量设备接收的电阻测量来确定各种度量，如下面进一步描述的。图13示出了凝固期间血块凝缩力随时间的变化。凝血过程可分为三个阶段，如图所示。首先，从凝血被诱发的时间(t0)到血块发展起始(tr)存在的反应阶段，表示反应时间。第二，从反应时间(tr)处血块发展起始直到达到最大血块凝缩力(tmax)存在的收缩发展阶段。第三，从达到最大血块凝缩力(tmax)直到达到稳态平稳期的时间(tfib)存在的纤维蛋白溶解阶段。因此，图13的图表示出了全血样本的血块凝缩力在这三个阶段的变化。上述测量设备的各种实施例便于测量与阶段相关联的度量，可用于确定在不同凝血剂和促凝和抗凝血剂处理下止血的重要方面。这些度量可以包括每个阶段的绝对或相对持续时间、血块凝缩力的量级、或血块凝缩力量级的变化。在反应阶段期间，凝固级联正在进行以形成血块凝缩力发展所需的纤维蛋白网络。当这发生时，不会观察到血块凝缩力的可辨别的变化，即，血块凝缩力保持为零或可忽略不计的值。一旦纤维蛋白网络就位，就观察到血块凝缩力发展的起始，识别收缩发展阶段的开始。在收缩发展阶段，活化的血小板和纤维蛋白链之间的相互作用导致血块凝缩力的快速增加和血块收缩的发起。血块凝缩力的增长率(gcrf)可以作为在反应时间(tr)处的血块凝缩力的变化率被测量，其也可以定义为在反应时间处血块凝缩力相对于时间的一阶导数。尽管在反应时间(tr)处的血块凝缩力的增长率(gcrf)是特别有用的度量，但是在收缩阶段或纤维蛋白溶解阶段期间的其他时间可以测量其他增长率。在收缩发展阶段期间血块凝缩力继续增加，直到达到最大血块凝缩力(crfmax)，该值也是特别有用的度量。一旦达到最大血块凝缩力(crfmax)，纤维蛋白溶解阶段开始，在此期间，随着纤维蛋白网络崩解，血块凝缩力从最大血块凝缩力缓慢降低至血块凝缩力的平稳期或稳定状态值。在一些实施例中，可以使用如本文所述的血块凝缩设备来测量上述各种度量。另外，一些实施例可以包括一个或多个生成的图表或绘图，例如图13中所示的图表。除了测量和诊断目的之外，上述过程通常会发生在患者体内。因此，它将受到可变条件的影响，在有些情况下，这些条件可能对结果施加相当大的影响。特别有兴趣的两个这样的条件是患者体内的温度和来自血液循环的剪切力。因此，在一些实施例中，可以修改本文描述的设备和方法以控制这些条件。在一些这样的实施例中，可以测量放置血液液滴b用于凝缩力测量的样本区域的温度，例如通过热电偶或数字温度计。在进一步的实施例中，可以包括加热或冷却元件以控制样本区域的温度。在附加实施例中，可以通过将振动引入测量设备来模仿由血液循环引起的剪切力。在一些这样的实施例中，样本区域可以安排在中空管或球体内，被配置成类似于静脉或动脉。可以将例如微机械振动发动机的振动元件添加到设备中以产生剪切力。可以控制这种振动元件连续或者每隔一定时间操作，模仿响应于心跳的血液流动。或者，样本区域或整个血块凝缩测定设备可布置在由可控流体源供应的流体通道内。因此可以引入流体以在血液液滴b上施加可控的剪切应力，由此模仿患者循环系统内来自血液循环的剪切力。在一些实施例中，可以使用这种温度和/或剪切力条件来发起响应于这些条件的凝血。如本文所述，公开了用于测量由血块施加的凝缩力和用于使用这种测量的各种设备和方法。如上所述，通过它们对微梁的变形和位移的影响间接地测量这种力。微梁位移的直接测量可以是光学的、压阻的或通过其他技术。当是光学的时，可以自动处理图像数据以确定与微梁位移或变形相关的力。当是压阻的时，可以自动处理电阻测量，以便也基于微梁位移或变形(通过电阻的变化测量)确定相应的力。可以使用一个或多个处理组件来执行这种处理并确定相应的凝缩力。处理组件可以包括由可运行指令配置的一个或多个通用计算机处理器以执行这样的处理，或者处理组件可以包括永久配置为执行这种处理的一个或多个专用处理器。处理组件可以类似地包括现场可编程门阵列或其他类似组件。处理组件可以布置在本文描述的血块凝缩测定设备内，或者可以与其通信地连接，例如通过有线或无线通信连接。在一些实施例中，通用计算机可以连接到血块凝缩测定设备，以处理由微梁位移或变形引起的电阻测量(或显示微梁位移或变形的图像)。虽然本文已经描述了各种实施例，但是应该理解，可以对其进行变化，这些变化仍然在所附权利要求的范围内。作为示例而非限制，本公开至少考虑以下方面：1、一种用于评估血液样本的血块凝缩测定设备，包含：由可变形材料制成的微梁，其至少有一端连接到支撑件并在轴线方向上远离支撑件延伸；压阻组件，沿轴线方向布置在微梁的表面上；电阻测量设备，连接到压阻组件的多个点，这些点在轴线方向上隔开一段距离，其中电阻测量设备被配置为测量由响应于血液样本施加在微梁上的凝缩力的变形导致的压阻组件的一部分的电阻变化。2、方面1的血块凝缩测定设备，其中压阻组件包含碳-聚二甲硅氧烷(cpdms)复合物。3、方面2的血块凝缩测定设备，其中cpdms复合物中碳的重量在10％至26％之间。4、方面1的血块凝缩测定设备，其中压阻组件包含碳纳米管薄膜。5、方面4的血块凝缩测定设备，其中碳纳米管薄膜通过蒸发碳纳米管-水分散体中的水通过沉积而布置在微梁的表面上。6、方面1-5中任一项的血块凝缩测定设备，其中：微梁的两端连接到支撑件；微梁作为一片材料的一部分集成在支撑件中；压阻组件在微梁的两端之间延伸；并且电阻测量设备在微梁的两端中的每一端处连接到压阻组件。7、方面1-6中任一项的血块凝缩测定设备，进一步包含直接或通过支撑件连接到微梁的刚性基座，并且其中：微梁包括在垂直于轴线方向的方向上平台宽度大于微梁的梁宽度的平台区域；平台区域位于离刚性基座的样本台面一定间距处；并且平台区域和样本台面中的每一个的大小和间距被配置为，通过由表面张力产生的非特异性粘附将血液样本保持在平台区域和样本台面之间，血液样本具有在15微升到300微升之间的体积。8、方面1-7中任一项的血块凝缩测定设备，进一步包含处理组件，被配置为基于测量的压阻组件的部分的电阻变化来确定由血液样本所施加的凝缩力。9、方面1-8中任一项的血块凝缩测定设备，其中压阻组件是沉积在微梁表面上的层。10、方面1-9中任一项的血块凝缩测定设备，其中微梁和压阻组件布置在可移除的盒内，并且进一步包含被配置为接纳盒的接纳单元，接纳单元包含：电阻测量设备；与盒的多个导电连接，其中导电连接在电阻测量设备和压阻组件的多个点之间形成导电连接；处理组件，通信地连接到电阻测量设备的输出，其中处理组件被配置为基于测量的压阻组件的部分的电阻变化来确定由血液样本施加的凝缩力。11、一种用于评估血液样本的血块凝缩测定设备，包含：由可变形压阻材料制成的微梁，其至少有一端连接到刚性支撑件并在轴线方向上远离刚性支撑件延伸；电阻测量设备，连接到微梁的多个点，这些点在轴线方向上隔开一段距离，其中电阻测量设备被配置为测量由响应于血液样本施加在微梁上的凝缩力的变形导致的微梁的一部分的电阻变化。12、方面11的血块凝缩测定设备，其中微梁由碳-聚二甲硅氧烷(cpdms)复合物制成。13、方面12的血块凝缩测定设备，其中cpdms复合物中碳的重量在10％至26％之间。14、方面11-13中任一项所述的血块凝缩测定设备，进一步包含样本台面，该样本台面在相对于连接到刚性支撑件的微梁的至少一端的固定位置处，并且其中样本台面隔一段距离布置在微梁附近，该距离足以通过由表面张力产生的非特异性粘附将血液样本保持在样本台面和微梁之间，血液样本具有在15微升到300微升之间的体积。15、方面11-14中任一项的血块凝缩测定设备，进一步包含由可变形压阻材料制成的一个或多个附加微梁，并且其中：电阻测量设备被配置成为一个或多个附加微梁中的每个附加微梁，测量由响应于血液样本施加在附加微梁上的凝缩力的变形导致的附加微梁的附加部分的附加电阻变化；并且血液样本的凝缩力基于微梁的部分的电阻变化和一个或多个附加微梁的一个或多个附加电阻变化来确定。16、方面15的血块凝缩测定设备，其中一个或多个附加微梁中的至少一个不与微梁平行。17、方面11-16中任一项的血块凝缩测定设备，进一步包含处理组件，被配置为基于测量的压阻组件的部分的电阻变化来确定由血液样本施加的凝缩力。18、一种血块凝缩测定方法，包含：将血液样本引入血块凝缩测定设备的测量区域，血块凝缩测定设备具有至少一个压阻组件和电阻测量设备，电阻测量设备被配置为测量压阻组件的一部分的电阻；在开始时间诱发测量区域中的血液样本的血液凝结；在开始时间确定压阻组件的部分的第一电阻；在开始时间之后的第二时间确定压阻组件的部分的第二电阻，其中第二电阻由测量设备测量；由处理器基于第二电阻和第一电阻之间的差异确定血液样本的血块凝缩力。19、方面18的方法，其中血液样本小于300微升。20、方面18或方面19中任一项的方法，进一步包含：在开始时间之后的多个时间，确定压阻组件的部分的多个附加电阻；并且由处理器基于多个附加电阻中的一个或多个与第一电阻之间的一个或多个差异，确定与血液样本相关联的以下度量中的至少一个：凝血发起时间、血块凝缩力增长率、血块溶解起始时间、血块溶解率或最大血块凝缩力。21、方面18-20中任一项的方法，进一步包含：在开始时间之后的多个时间，确定压阻组件的部分的多个附加电阻；并且由处理器基于多个附加电阻中的一个或多个与第一电阻之间的一个或多个差异来确定与血液样本相关联的以下度量中的至少一个：与在第一时间和与凝血发起及血块凝缩力增长的开始相关联的时间之间的反应阶段相关联的反应时间、在第一时间和与最大血块凝缩力相关联的时间之间的最大血块凝缩力时间、在与血块凝缩力增长的开始相关联的时间和与最大血块凝缩力相关联的时间之间的收缩发展阶段的收缩发展时间、在第一时间和与稳态血块凝缩力相关联的时间之间的平稳时间、或者在与最大血块凝缩力相关联的时间和与稳态血块凝缩力相关联的时间之间的纤维蛋白溶解时间。22、方面18-21中任一项的方法，其中：血块凝缩测定设备包括多个压阻组件，该多个压阻组件被布置为同时测量血液样本在多个方向上的多个血块收缩力；并且，在第二时间确定血液样本的血块凝缩力包括基于在第二时间的多个压阻组件的多个电阻确定在多个方向上的多个力。23、方面18-22中任一项的方法，进一步包含绘制：血液样本的反应阶段，包括从凝血被诱发的开始时间(t0)直到反应时间(tr)处血块发展起始的样本的血块凝缩力；收缩发展阶段，包括从反应时间(tr)处血块发展起始直到达到最大血块凝缩力的时间(tmax)的样本的血块凝缩力；和纤维蛋白溶解阶段，包括从达到最大血块凝缩力的时间(tmax)直到达到稳态平稳期的时间(tfib)的样本的血块凝缩力。24、方面18-23中任一项的方法，其中测量区域布置在被配置为类似于静脉或动脉的中空腔室内，中空腔室连接到振动元件，并且方法进一步包含：操作振动元件在腔室内产生剪切力以模拟血液凝结期间的心跳。25、一种确定由血液液滴组成的血液样本的血块凝缩力的方法，该方法包含：提供血块凝缩测定设备，包括：由可变形压阻材料制成的第一微梁，其至少有一端连接到第一刚性支撑件并且在第一微梁的轴线方向上远离第一刚性支撑件延伸；第一电阻测量设备，连接到第一微梁的多个点，这些点在第一微梁的轴线方向上隔开一段距离，其中第一电阻测量设备被配置为测量由响应于血液样本施加在第一微梁上的第一凝缩力的变形导致的第一微梁的一部分的电阻变化；由可变形压阻材料制成的第二微梁，其至少有一端连接到第二刚性支撑件并且在第二微梁的轴线方向上远离第二刚性支撑件延伸；第二电阻测量设备，连接到第二微梁的多个点，这些点在第二微梁的轴线方向上隔开一段距离，其中第二电阻测量设备被配置为测量由响应于血液样本施加在第二微梁上的第二凝缩力的变形导致的第二微梁的一部分的电阻变化；由可变形的压阻材料制成的第三微梁，其至少有一端连接到第三刚性支撑件并且在第三微梁的轴线方向上远离第三刚性支撑件延伸；以及第三电阻测量设备，连接到第三微梁的多个点，这些点在第三微梁的轴线方向上隔开一段距离，其中第三电阻测量设备被配置为测量由响应于血液样本施加在第三微梁上的第三凝缩力的变形导致的第三微梁的一部分的电阻变化；第二和第三微梁的主轴基本上彼此平行并且正交于第一微梁的主轴；将血液样本引入血块凝缩测定设备的测量区域，以与第一、第二和第三微梁接触；并且，基于在多个方向中的每个方向上的力分量计算总血块凝缩力，力分量基于来自第一、第二和第三电阻测量设备的测量的电阻变化来计算。26、方面25的方法，进一步包含通过比较以下中的至少一个来测量由血液液滴形成的血块的规则性或不规则性：(i)由血液液滴沿第一、第二和第三微梁施加的凝缩力或(ii)第一、第二和第三微梁中的每一个的变形距离。27、方面26的方法，其中：测量血块的规则性或不规则性包括基于在多个方向上测量的血液液滴施加的凝缩力来确定血块的多维概况；并且多维概况指示在多个维度上的以下中的至少一个：(i)血块的强度或者(ii)血块的形状。28、方面25-27中任一项的方法，进一步包含：在多个方向中的每个方向上计算血液样本的反应阶段，该反应阶段通过测量的从凝结被诱发的时间(t0)直到反应时间(tr)处血块发展的起始的样本的血块凝缩力指示；在多个方向中的每个方向上计算收缩发展阶段，该收缩发展阶段通过测量的从反应时间(tr)处血块发展的起始直到达到最大血块凝缩力的时间(tmax)的样本的血块凝缩力指示；以及在多个方向中的每个方向上计算纤维蛋白溶解阶段，该纤维蛋白溶解阶段通过测量的从达到最大血块凝缩力的时间(tmax)直到达到稳态平稳期的时间(tfib)的血块凝缩力指示。当前第1页12当前第1页12