用于测量液体粘度的方法和装置的制作方法

专利名称：用于测量液体粘度的方法和装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种用于测量液体粘度的方法和装置，更具体地说，涉及一种能用于测量血液粘度的方法和装置。
众所周知，一个人的身体状况对血液的粘度有影响。事实上，一个患下述这些病的人的血液粘度与一正常的健康人的血液粘度有极大的差别，上述那些病是贫血、需要血渗析的慢性肾机能不全、心肌梗塞、糖尿病、或恶性肿瘤。在发达国家，患成年人疾病(例如心肌梗塞、血栓栓塞及糖尿病)的人随着老年人口的增加而逐渐增加。因而，可以这样说，对于治疗和/或预防一些疾病，血液粘度的测量是一重要且有效的关键因素。
人们知道，血液的流动特性是非牛顿式的，而血浆的行为是牛顿式的。因此，人们认为，血液的非牛顿行为源于悬浮在血浆中的血细胞。特别是，人们认为，影响血液的流动特性的一些因素是血细胞的取向及它们各种各样的形状，这些形状包括具有凹表面的一些盘形形状，一些流线形形状或抛射体形状。这样一些因素对于上述流动特性所产生的效果，随从采集血液开始所耗费的一段时间而变化，而且在该血液中加入其它一些物质(例如加入一些抗凝血剂)也会影响上述效果。因而，人们认为，确定包括血液的非牛顿行为在内的那些血液流动特性的最好方式，是选择人体内的血液流动作为测量对象。
然而，没有哪种粘度测定法能直接测量人体内的血液流动。为此，就不可避免地要采用所采集的血液作为测量对象。因此，要求在采集血液后，在尽可能短的时间内测量该血液的上述那些流动特性，同时要求采集血液时不要在该血液中加入其它一些物质，例如加入一些搞抗凝血剂。
此外，为使一些血液流变学试验适于常规临床医学，要求满足下述三个条件(a)能用天然血液进行测量;(b)能在病床边即时进行测量;及(c)粘度计易于操作，且任何人都能操作该粘度计。
到目前为止，已发展了各种装置来测量液体或溶液的粘度。然而，在临床医学范围内，只采用了两种装置，即毛细管粘度计及旋转粘度计。对于前者，测量液体的粘度的方法是把液体引入上述毛细管粘度计，然后使此液体在外力(例如引力)作用下，穿过一毛细管或一均匀孔径的小口径管流动，以得到它的弯液面穿过两预定平面所需的时间。对不同流率、并在源于上述毛细管的一段长度的多个压位差下进行多次测量。已广泛采用这样一种毛细管粘度计来测量血浆的粘度。然而，因为天然血液的流动特性是非牛顿式的，所以很少用所述毛细管粘度计来测量血液的粘度。
一般采用上述旋转粘度计进行血液粘度的测量。典型的旋转粘度计包括两个同心圆筒，即内圆筒和外圆筒。该内圆筒或外圆筒在固定的外圆筒或内圆筒内、或绕该固定的外圆筒或内圆筒旋转。在这样一种粘度计中，液体位于两圆筒之间，而且这两圆筒的某一个绕它的轴旋转，以测量其扭矩。
然而，上述旋转粘度计具有下述缺点(a)必须对同一血液在同不剪切应力下进行几次测量;(b)由于需要进行对对数值的图上微分，所以计算很麻烦，容易导致显著误差;(c)在高转速时发生特殊流和不稳定流，例如Taylor涡流;(d)要被检测的液体会由于其粘滞性而发热;(e)有理由担心由于离心力引起血球的弯沉;(f)测量每个样品需费很长时间;及(g)处理该粘度计是很麻烦的，因为对每次测量，必须通过用水冲洗此粘度计而后再使这粘度计干燥，以除去附着在该粘度计上的血液的步骤来清洗所述粘度计。
要解决这些问题，已提出了各种采用一滚子泵系统或一空心纤维模件的新方法，以测量血液的粘度。然而，已有技术中的粘度计没有一个能满足用于临床医学所要求的所有条件。
因此，本发明的一个目的是提供一种测量液体粘度的方法，该方法可以很容易地用少量液体准确、快速地测量该液体的粘度。
本发明的另一个目的是提供一种测量液体粘度的装置或一种粘度计，该装置或该粘度计结构紧凑、易于操作和运输、且制造成本低廉。
通过提供一种测量液体粘度的方法可以达到本发明的这些及其它目的，该方法包括下述步骤(a)将一均匀口径的小口径管的一端插入一被密封并保持在一降低的压强下的管状容器的一端，同时将所述小口径管的另一端浸入特测液体，以使所述液体在所述小口径管的两端之间的压强差的影响下，穿过该小口径管流进所述容器，(b)用一与上述容器的另一端连在一起的压力传感器，检测所述管状容器的内部压强，以确定上述液体随时间推移穿过所述小口径管时的每一流率，还要确定随时间推移所述容器的内部压强的每一变化速率，(c)由所得到上述液体的流率及所得的上述内部压强的变化确定该液体的粘度，可用一测量液体粘度的装置来实施上述方法，该装置包括一被一对橡胶之类的塞子密封并保持在一降低的压强下的管状容器，所述的这对橡胶之类的塞子安装在所述容器的每一开口，一均匀孔径的空心小口径管，适于穿入所述那些塞子之一，以使它进入所述容器，一压力传感器，通过穿入另一塞子，适于与所述容器连接，以检测所述容器的内部压强，一A/D转换器，用电线与所述压力传感器连接，以将该传感器的输出信号转变为数字信号，以及一计算机，用于处理所述A/D转换器的输出信号，以确定上述液体的剪切应力及剪切速率，并由下述这些方程从所得的剪切应力及剪切速率确定上述液体的粘度γ(τw)＝-du/dr＝3γa/4+(τw/4)(dγa/dτw) (10)τw＝△PR/(2L) (8)γa＝4Q/(πR3) (9)这里γ(τw)是上述液体的剪切速率或速度梯度，τw是该液体的剪切应力，△p是在上述小口径管两端之间的压强差，R是该小口径管的半径，L是这小口径管的长度，Q是单位时间上述液体的流率，而γa是在壁上一点处的表观速度梯度。
由下面的说明并参考附图，本发明的这些和其它目的及特征将变得更为清楚，这些说明及附图只是通过举例表明了本发明的一个最佳实施例。


图1是实施本发明的一用于测量液体粘度的装置的示意图;
图2是图1的装置中所采用的一管状容器的剖面图，其上附加了一连接针状物;
图3是图1的装置的主要部分的剖面图，此图显示上述管状容器中已充入一种待测液体;
图4A及4B是显示一计算机工作过程的流程图，此计算机用在图1的装置中，以计算机液体的粘度;
图5是一幅显示上述血液的剪切应力及剪切速率之间关系的图;
图6是一幅显示所测得的粘度与真实粘度之间比值的图，此真实粘度是用水及用于校准粘度计的粘度标准而得到的;
图7显示了由图1的装置所测量的同一血液的粘度;
图8显示了在各种血细胞比容值下所测量的血液的粘度;
图9显示了在己烷和水的一种乳状液的剪切应力和剪切速率之间关系;
图10显示了一聚丙烯酰胺的水溶液的剪切应力与剪切速率之间的关系。
现在参考图1，图1为用于测量液体粘度的装置的一幅示意图，即一采用了本发明的粘度计10的装置示意图。装置10包括一管状容器12、一吸管装置20、一液体容器50、一压力传感器40、一用电线与传感器40连接的A/D转换器42、及一用电线与A/D转换器42连接的计算机44。
管状容器12包括一具有一些开口的、均匀孔径的管状体14。该管状体由玻璃或塑料材料制成。将管状体14预先抽真空至一给定压强，并用一对安装在管状体14的上述那些开口的、橡胶之类塞子16及18密封，以使它保持在降低了的压强下。在这个实施例中，将所述容器抽真空至一降低的压强，例如，抽真空至比大气压强低180mmHg的压强下。塞子16、18用弹性材料制成，最好用异丁烯橡胶制成。将上述塞子弄成圆锥形或在它的一端弄一个边缘，以防止由于上述容器12的内压强与大气之间的压强差使它落进管状体14。
吸管装置20包括一空心的贯穿针22，针22在插管23的一端有一尖锐贯穿的尖23a，针22还有一个靠近尖23a安置的衬套30，吸管装置20还包括一在贯穿针22上同心安装的容器支架24。插管23由一金属制成的、均匀孔径的小口径管组成。用于插管23的最佳材料是不锈钢，例如由JIS确定的SUS304。
容器支架24包括一个一端封闭的短的管状元件，并且设计得使它的长度比管状体14的长度短，而容架支架24的内径比管状体14的外径大，以使后者能平滑移动。贯穿针22在衬套30的表面上配有外螺纹，这样使它与支架24的底部26的中心所配的内螺纹啮合，以防止它相对于支架24轴向运动。这样确定衬套30的位置，使得将针22插进弹性塞子18直到支架24的底部26与塞子18的底部接触时，针22的锐利的尖23a能伸进容器12的内部。
液体容器50装有待检测的液体，并将液体容器放进一恒温器54，以保持它的温度恒定。可采用任何容器，但最好用市场上可买到的试管。同样，可采用任何恒温器，但最好用这样设计的一种恒温器，使能一次将几个容器50装在其中，以提高检测效率。
借助一连接装置32，将压力传感器40与管状容器12连接，以检测容器12中的压强。连接装置32包括一具有一衬套38的、空心的贯穿针34，并包括一金属制成的连接管36。连接管36一般由金属制成，例如由不锈钢制成，而且一端与衬套38密封连接，而另一端与压力传感器40连接，以给传感器40准确传送容器12的内部压强。
用导线46使压力传感器40与A/D转换器42电连接，再用导线48将A/D转换器42与计算机44连接。传感器40检测容器12的内部压强，并将它转变为一个相应于该压强的电信号。将来自所述传感器的这个电信号送给A/D转换器40，在A/D转换器40中将模拟信号转变为数字信号。将这数字信号送给计算机44，以确定要检测的液体的粘度。如下所述，计算机44执行存在它的存储器(ROM)中的一个粘度测量程序。任何商用计算机都可用于此目的。
穿过上述小口径管流动的液体的流率随此液体的粘度而变化，而对于一段给定时间，管状容器12的内部压强的变化速率依赖于该液体的流率。为此，在给定时间间隔，用压力传感器40检测容器12的内部压强，并通过A/D转换器42，将容器12的所述内部压强传送给计算机44，用计算机44确定该液体的粘度。
关键的是贯穿针22的一端要有一尖锐的尖，以刺穿弹性塞子18，但没有必要给插管23的两端都弄成削尖的尖。
在上述的实施例中，贯穿针22由一细长的空心金属管构成，或由一小直径的细长插管构成，但可把这个贯穿针做成任何所需要的结构。例如，贯穿针22可分两部分构成，即一具有一尖端的小口径金属管和一弹性材料制成的小口径管，彼此由一接口连接。
采用上述构造的装置，以下述方式实施本发明的测量液体粘滞度的方法。
通过一合适的支架(未画出)垂直放置容器支架24，并将连接装置32的贯穿针34刺进弹性塞子16，直到它的下端伸到容器12的内部，就如图2所示的那样。
在上述操作之后或之前，将盛有待测液体52的容器50置于保持在一试验温度的恒温器54中，并保持一定时间，使其足以达到该试验温度。然后，将贯穿针22的自由端或下端浸入容器50中的液体52中。
另一方面，启动计算机44，并在图4中的步骤1，通过一个键盘(未画出)接受大气压强PA、上述容器12的初始体积Vo、上述小口径管或毛细管的半径R、及贯穿针22的长度L。在步骤2，通过传感器40及A/D转换器42，测量上述容器12的初始内部压强Po。
然后，将插管23的锐利的尖23a贯穿进塞子18。在图1或图2中，所显示的贯穿针22就到塞子18为止，但是还要进一步将插管23贯穿进弹性塞子18，直到它的锐利的尖23a穿过塞子8伸进容器12的内部，就如图3所示的那样。一旦锐利的尖23a进入容器12的内部，作用在液体52的弯液面上的压强(实际上是大气压强)与管状容器12的内部压强之间的差使容器50中的液体52穿过插管23开始流进容器12。
如图3所示，随着容器12中所装载的液体52的量的增加，容器12的未装液体空间的体积减少，同时容器12的内部压强增加。上述液体继续流入，直到容器12的内部压强变成与上述小口径管的下端处的流体静压强相等，可以认为这个流体静压强等于大气压强PA。
在上述那段时间中，测量容器12的内部压强Pl，并用压力传感器40将这内部压强Pl转换成电信号。将输出信号送给A/D转换器42，在A/D转换器42中，将所述那些来自传感器40的信号转换成一些数字信号。
在一定时间间隔△t，经由计算机44的I/O接口(未画出)，将来自A/D转换器42的那些数字信号提供给计算机44，由此，进行步骤4的计算机，以确定在时刻ti上述容器12的装载量vi、在时刻tl所述容器12未装载的空间Vi及上述液体的流速Ql。
然后，程序进行到步骤5。在步骤5，计算时刻ti时的上述小口径管两端之间的压强差△Pi。将所计算出的Qi值与表示压强差△Pi的那些数值一起存进上述计算机的存储器(RAM)。根据波义耳定律，可将压强变化转化为容器12的未装载的空间的体积的变化。
然后，程序进行到步骤6。在步骤6，由所述液体流速Qi及压强差△Pi，分别计算剪切应力τi及表观剪切速率γai。
由下述理论分析导出计算所需要的那些方程。设容器12中的压强与容器12的未装载空间体积的乘积为恒量，时刻ti时的容器12的未装载的空间中的压强Vi由方程1给出，PoVo＝PiVi(1)这里Po是时刻to时的初始压强，Vo是时刻to时的初始体积，而Pi是时刻ti时的压强。
由于是用方程2得到时刻ti时容器12中的液体体积Vi，那么，时刻ti时的该液体的流率Qi由方程3给出vi＝Vo-Vi(2)Qi＝dvi/dt (3)另一方面，时刻ti时的上述小口径管两端之间的压强差△Pi由方程(4)给出，△Pi＝(PA+ρghi)-(Pi+ρgHi)-ρgL (4)这里，ρ是所述液体密度，g是重力加速度，PA是大气压强，Pi是在时刻ti作用在容器12中液体弯液面上的压强，hi是在时刻ti针23浸没在所述液体中的长度，Hi是在时刻ti时在针23的上述端点与容器12中的液体52的弯液面之间的距离，而L是所述针的长度，这些就如图3所示的那样。假若容器14和容器50是均匀孔径的、而且可略去贯穿针23的粗细，那么，能在计算Qi的过程中得到hi和Hi。
由于小口径管23和容器14是均匀孔径的，在确定Qi的值的过程期间，就能分别得到上述方程中的hi及Hi，即通过将上述液体的注入量除以小口径管23或容器14的横截面积。
通过利用长度不少于上述小口径管内径的260倍的小口径管，对该小口径管的压强差的充入或放出的端点效应可减少到低于5%。
重新整理方程4，得到△Pi＝PA-Pi+ρg(hi-Hi-L) (5)下列方程给出剪切应力τwi及时刻ti时的表观剪切速率γai。
τwi＝△PiR/(2L) (6)
γai＝4Qi/(πR)3(7)实际上，所得到的压强差△Pi是一段时间间隔△t中两次测量的平均值，所以上述液体的流率Qi可作为平均值由下式得到Qi＝(Vi-Vi-1)/△t (3’)这样，上述剪切应力及剪切速率就作为平均值由下面这些方程得到，τw＝△PR/(2L) (8)γa＝4Q/(πR3) (9)这里γa是表观剪切速率或表观速度梯度，而R是上述小口径管的半径。
总的速度梯度是剪切应力γ(τw)的函数，并由方程10给出，γ(τw)＝-du/dγ-3γa/4+(τw/4)(dγa/dτw) (10)另一方面，将稳态流动的上述液体的粘度定义为在壁上一点处的剪切应力与上述表观剪切速率的比值，并由下述这些相应于该液体流动模型的方程给出。
若上述液体是牛顿流体，上述表观剪切速率与上述剪切应力的关系由方程11给出，γa＝ατw(11)这里α是常数。
若上述液体是指数流体，上述表观剪切速率与上述剪切应力的关系由方程12给出，γa＝(ατw)1/n(12)这里n是幂指数。
若上述液体是Bingham流体，上述表观剪切速率与剪切应力的关系由方程13给出，γa＝α(τw-τBI) (13)这里τBI从下述方程由屈服应力给出τr＝(3/4)τBI若上述液体是Casson流体，上述表观剪切速率与上述剪切应力的关系由方程14给出，γ1/2＝α(τ1/2W-τCA) (14)这里τCA是从下述方程由屈服应力τr给出τr＝(49/64)τ2CA因此，方程15到18分别给出了流动特性γ(τw)及粘滞系数μ，而方程15到18由上述方程8到14给出。
(1)牛顿模型μ＝1/α＝τw/γa(15)γ(τw)＝γa(2)指数模型μ＝(4n/α(3n+1))n(γa)n-1(16)这里n是幂指数。
γ(τw)＝α((3n+1)/4n)τ1/nW(3)Bingham模型μ＝1/α (17)γ(τw)＝α(τw-3β/4)这里β由方程τwi＝3β/4给出，(4)Casson模型μ＝α2(18)γ(τw)1/2＝(τ1/2w-τCA)/α
这里τCA是Casson屈服应力。
这样，若操作者预先已知上述流体的流动特性，可借助上述计算机的一个键盘(未画出)来人为指定要用的方程。
在计算剪切应力τi及表观剪切速率γai后，在步骤7判断操作者是否指定了上述液体的流动模型。如果已指定了流动模型，程序就进行到所指定的步骤20、30、40或50，在这些步骤中，用上述方程15到18之一确定粘滞系数。
然而，若操作者不知道要被检测的液体的流动模型，就不可能指定该液体的流动模型。为解决这个问题，本发明的装置进一步包括一种确定所述液体的流动特性手段。可以按下述方式自动做到这一点。
若未指定上述液体的流动模型，程序就进行到步骤8。在步骤8，由上述计算机存储器中存储的τwi及γai的值，计算对于指数流动模型的结构粘度指数NOS、对于牛顿模型的一种相关系数RCNE、对于Bingham模型的一种相关系数RCB1及对于Casson模型的一种相关系数RCCA。计算中要用的那些方程是
这里CN是数据的数量。
然后，在这些相关系数的计算值的基础上，在步骤9至11确定正在被检测的上述液体的流动模型。若NOS的值大于0.9但小于1.1，在步骤9就判定上述液体是牛顿流体。若NOS的值在上述范围之外，程序就进行步骤10，在步骤10，在RCOS、RCBI及RCCA的值的基础上判断流动模型。若RCOS比RCBI及RCCA大，就判定上述液体是一种指数液体。若RCOS不比RCBI或RCCA大，程序就跳到步骤11，在步骤11比较RCBI的值是否大于RCCA的值。若RCBI的值大于RCCA的值，就判定上述液体是一种Bingham流体。若RCBI的值不大于RCCA的值，就判定上述流体是一种Casson流体。
在确定上述液体的流动模型后，由下述方程计算该液体的粘滞系数。
(1)牛顿模型
(2)指数模型
(3)Bingham模型
τr＝ 3/4 τBI(4)Casson模型
μ＝α2τr＝ 49/64 τ2CA2由上面可看出，本发明方法的特征在于，它包括检测不断随时间变化的压强差的步骤，而且包括根据波义耳定律由所检测的各压强差而连续计算要被检测的液体的相应的流率的步骤。这样，就不需要对同一液体重复测量。与此成鲜明对照，对于常规方法，对毛细管两端之间不同的压强差，必须对同一液体测量几次。
本发明的方法还能够在1或2分钟的短时间内，用少量液体(例如5至8ml)，确定液体的粘度，这样反过来又能显著提高粘度测量的效率。进一步，由于人们希望在采集血液后几分钟内完成上述测量，本发明的方法对于测量血液的粘度是很有效的。
按照本发明，若需要的话，可详尽采集数据，这样，就容易获得优于5%的高精度的图解微分。可用本发明在一很宽的剪切速率范围内，以很高的重复性测量粘度。
本发明能够测量血液的粘度而不会引起血细胞溶解，因为与那些常规方法相比，血液穿过上述小口径管所需的时间是相当短的。本发明能够将同一血液用于其它临床用途的测量。
本发明的装置与常规装置相比，操作简单且极为紧凑。
由于上述装置的某些部件(例如被弄成与上述液体接触的所述容器及小口径管)易于处理，所以既使是用该装置测量被病菌(例如肝炎病毒)感染血液的粘度，也不必担心发生传染。
实验1采用上述装置，在27℃下以上述方式进行人血的粘度测量。结果如图5所示。
已经说过，人血是一种Casson流体。但从图5可看出，尽管人血的流动特性是非牛顿的，而且当剪切速率相当小时，它还可以被看作一种Bingham流体或一种指数流体，仍然可以认为它是一种牛顿流体。
实验2采用水及JISZ8809(JS5及JS10，由日本壳牌石油公司制造)中所确定的粘度标准来校正上述装置。在蒸馏和离子交换后，将上述水过滤。对水来说，在剪切应力处于50至10000/秒的范围时进行上述校正，此时对应于上述粘度标准的剪切应力处于3000至18000/秒之间。图6示出了结果。该图画出了所测得的粘度μm与实际粘度μr的比值同实际粘度μr的函数关系。
从图6的结果能看出，当粘度小于10-2Pa·s时，测量的误差保持在±5%之内，这样，本发明的粘度计能实际应用而不会引起任何问题。然而，通过适当确定小口径管或贯穿针的长度、上述管状容器的容量、此管状容器中的内部压强(或真空度)等等，也可以测量粘度大于10-2Pa·s的液体。引起上述误差的那些原因可能是上述流动变化对于压强差变化响应的延迟及压力转换器的灵敏度测量偏差。
实验3下面的讨论中，假设上述血液的特性可用牛顿模型来代表。
当进行人血液粘度测量时，剪切速率的变化范围是200至9000/sec。这个范围超出了正在被校正的剪切速度的范围，但由于用于确定一条流动曲线的绝大部分数据都包含在这个范围内，并未出现问题。
一般说来，当置于高剪切速率下时，上述血液会发生血细胞溶解。要观察高剪切速对人血的影响，用同一血液测量几次。也就是说，将已被测量粘度的血液再倒进玻璃试管，然后测量粘度。结果显示在图7中。该图画出了比值μN/μ1与测量次数N的函数关系。
从图7的那些结果可以看出，当上述比值范围为0.95到1.03时，既使测量进行三次，本发明的粘度计对上述血液也几乎没有影响。通过用离心器测量血细胞溶解，五个血样中仅有一个观察到少量血液的血细胞溶解。据信这个结果是因为穿过上述小口径管所需的时间极短，在0.1到0.3秒之间。此外，可以认为，由于上述血液穿过所述小口径管的时间相当短，上述血液的温度变化可以忽略。
从健康状况正常的人及住院的贫血病人身上直接抽取或采集血液，并测量这些血液的粘度。将从一个健康状况正常的人身上采集的血液与上述血液分开并被离心，以将红血细胞从血浆中分离出来，并再次以各种比率与上述血浆混合，以制备具有各种血细胞比容值的样品，该血细胞比容值也就是红血细胞占上述血液的所有各种成分中的体积百分比。还要对这些血液样品测量粘度。结果显示在图8中。在此图中，圆圈是正常人的血液数据，一半涂黑的圆圈表示那些具有调整过的血细胞比容值的样品的数据，而涂黑的圆圈表示从贫血病人所收集的血液的数据。
由图8所示的数据可看出，取自上述健康状况正常的人的血液的粘度值约为3.0×10-3Pa·s。这表明，用已有技术的粘度计及本发明的粘度计对同一样品所作的粘度测量，给出相同的血液粘度值。此外，从上述贫血的病人身上采集的血液的粘滞度约为2.4Pa·s，这与使用已有技术的粘度计所得到的结果一致。可以这样认为，上述血液的粘度随血细胞比容值而增加。这与已有技术的粘度计所得出的结果吻合良好。由上述这些结果，本发明的粘度计能够准确测量人血的粘滞度，并能用于临床观察。
实验4
制备一些由己烷和水组成的O/W型乳剂，然后测量这些乳剂的粘度。用具有图1所示结构的粘度计，按与例1同样的方法在20℃下进行测量。结果在图9中显示为剪切速率与剪切应力之间的关系。各实验重复了同样的结果。通过几次实验来观察重复性。
由图9所示的那些结果可看出，上述乳剂可被看作牛顿式的。此外，还观察到，上述乳剂的粘度随己烷对水的比率的增加而增加。
实验5通过将聚丙烯酰胺(PPA)溶解在水中来制备一些水溶液，这类水溶液叫粘弹性流体，这是为了用本发明的粘度计测量粘度。按例1同样的方法，在各种温度下进行测量。结果在图10中显示为剪切速率与剪切应力之间的关系。对同样这些样品进行的几次粘度测量重复了同样的结果。
由图10所示的那些结果可看出，上述PPA水溶液表现为一种指数流体，即一种非牛顿流体。这表明，本发明的粘度计能用于测量非牛顿流体的粘度。
尽管已结合一些最佳实施例并参考附图充分说明了本发明，应该注意到，各种变化和改进对本领域普通技术人员是显而易见的。这些变化和修改应理解为处于由所附的权利要求书确定的本发明的范围之中，除非这些变化和修改偏离了这个范围。
权利要求
1.一种测量液体粘度的方法，包括下述步骤(a)将一均匀孔径的小口径管插入一被密封且被保持在一降低的压强下的管状容器的一端，同时将所述小口径管的另一端浸入要被测量的一种液体，以使所述液体在所述小口径管两端的压强差的影响下、穿过该小口径管流进所述容器，(b)用与上述容器的另一端连接的一压力传感器检测所述管状容器的内部压强，以测量该管状容器的内部压强随时间的变化以及穿过所述小口径管的上述液体的流率随时间的变化，(c)由所述容器的内部压强的上述变化及上述液体的流率的变化，确定上述液体的粘度。
2.如权利要求1所述的一种方法，其特征是所述小口径管是一空心的贯穿针。
3.一种用于测量液体粘度的装置，包括一被密封且被保持在一降低的压强下的管状容器，通过在所述容器的每个开口配置一对橡胶之类的塞子来保持上述降低了的压强，一均匀孔径和、空心小口径管，适于贯穿所述那些塞子之一，以使它进入所述容器，一压力传感器，适于通过一个贯穿另一个塞子的装置而与所述容器连接，以检测所述容器的内部压强，一与所述压力传感器电连接的A/D转换器，以将其模拟信号转换为数字信号，以及一用于处理上述A/D转换器输出信号的计算机，以从所述输出信号及下述这些方程确定上述液体的粘度γ(τw)＝-du/dr＝3γa/4+(τw/4)(dγa/dτw)τw＝△PR/2Lγa＝4Q/πR3这里△P是上述小口径管两端之间的压强差，R是上述小口径管半径，L是上述小口径管长度，Q是上述液体单位时间的流量，而γa是在壁上一点处的表观剪切速率(或表观速度梯度)。
全文摘要
通过将细管的一端插入密封并保持减压的管状容器的一端以测量液体的粘度，同时将细管的另一端浸入待测粘度的液体中，从而使液体通过该细管流入所说容器中，借助于连接在容器另一端的压力传感器以检测管状容器的内压，同时测出在一段时间内内压的变化和流经细管的液体流率的变化，根据这些变化以确定液体的粘度。所说压力传感器由贯通另一止动件的装置与容器连接，且其输出信号通过一模/数转换器送给一计算机以计算液体的粘度。
文档编号G01N11/08GK1063556SQ9111280
公开日1992年8月12日 申请日期1991年12月28日 优先权日1990年12月28日
发明者谷口兴一 申请人:株式会社日硝