具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

需要说明的是，当组件被称为“固定于”另一个组件，它可以直接在另一个组件上或者也可以存在另一中间组件，通过中间组件固定。当一个组件被认为是“连接”另一个组件，它可以是直接连接到另一个组件或者可能同时存在另一中间组件。当一个组件被认为是“设置于”另一个组件，它可以是直接设置在另一个组件上或者可能同时存在另一中间组件。

除非另有定义，本文所使用的所有的技术和科学术语与属于本发明的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本文中在本发明的说明书中所使用的术语只是为了描述具体的实施例的目的，不是旨在于限制本发明。本文所使用的术语“及／或”包括一个或多个相关的所列项目的任意的和所有的组合。

本发明基于振动传感器的血液黏弹性测量方法的测量原理为：在振动式黏弹性传感器的线圈中通过交流电流，线圈在磁场中受交变力的作用，带动探针发生振动，探针与被测血样接触，血样的黏弹性会影响探针的运动状态。该机械振动系统可建模成一个有阻尼受迫振动系统。假设激励探针的交变力的表达式为

(1)

其中和分别是交变力的幅度和角频率。

为了简化分析，忽略该系统的非线性因素，以传感器振动位移为输出，振动 方程可写成二阶微分方程

(2)

式中是系统的等效质量，是系统的等效弹性系数，是系统的等效阻尼系数。

这个二阶微分方程的解包含通解和特解两部分。其中通解随时间的增大趋向于0， 影响传感器的瞬态响应。传感器进入稳定振动状态后，其响应由特解表示。传感器振动位移 的特解可表示为 (3)

式中，，。

把位移对时间求一阶导数，得到速度表达式为

(4)

在一小段时间内，可认为被测血样的力学性质不发生改变，则微分方程的系数保 持恒定。改变交变力的角频率，速度的幅值随之改变。

令对角频率的一阶导数为零，得到，并将 代入计算得到此时速度的幅值为。这说明，在时，速度幅值取到极大值，并且 此时速度表达式中的余弦函数相位，说明此时和同相位。

通过在传感器线圈中施加一定频率的交变电流来获得传感器的激振力。传感器线 圈处于磁路气隙中的稳恒磁场中。当在线圈中通过电流时，由于运动电荷在磁场中受洛伦 兹力作用。电流为的闭合回路在磁通密度为的磁场中的受力表示为

（5）

在矢量方向相互垂直的情况下，的大小表示为

（6）

对于一个特定的传感器，参数和为常数，的幅值与电流幅值成正比例关 系，相位和电流相位相等。

线圈导体以速度在磁场中运动时，在线圈闭合回路中的感应电动势为

（7）

在矢量方向相互垂直的情况下，感应电动势可表示为

（8）

传感器参数和为常数，运动电动势的幅值与运动速度的幅值成正比例关系，相 位和速度相位相等。

传感器线圈的等效电路模型参照图1，图中为传感器线圈等效电阻，为传感 器线圈等效电感，为运动电动势。传感器线圈两端的电压和线圈内电流的关系为

（9）

线圈中的电流为交流电流，设其表达式为，则线圈所受洛伦兹 力，即传感器的激振力可表示为

（10）

考虑稳态时的情况，根据（4）式，线圈运动速度可表示为

（11）

则传感器线圈两端的电压和线圈内电流的关系式（9）可改写为

（12）

设计传感器时，控制其结构参数，使线圈等效电感及固有频率为较小的值， 从而使式（12）右边第二项幅值远小于第一项和第三项幅值，该要求很容易得到满足，此时， 线圈电感对传感器两端电压的影响可忽略。

根据前述振动分析，速度的幅值在时取到极大值，并且此时和的相位相同，又由于和同相位，故此时和同相位。所以，若忽略线 圈电感的影响，并且固定电流的幅度，则在时的幅值也取到极大值。此时的表达式为

（13）

幅值的极大值为

（14）

综上分析，若固定线圈电流的幅值，可得到以下关于系统等效弹性系数和 系统等效阻尼系数的计算式

（15）

包含传感器的等效阻尼以及被测血样的等效阻尼，传感器的等效阻尼为常数， 系统结构固定时，被测血样的等效阻尼与其黏度成正比例关系，比例系数由检测系统结构 参数决定，该系数为常数；包含传感器的等效弹性系数和被测血样的等效弹性系数，传感 器的等效弹性系数为常数，被测血样的等效弹性系数与其剪切模量成正比，比例系数由检 测系统结构参数决定，该系数为常数。所以，可得到关于被测血样的黏度和剪切模量的 表达式 （16）

式中、 、及为待定系数。在测得系统的和后，通过定 标操作即可确定上式中的系数。

本发明基于振动传感器的血液黏弹性测量方法具体为：

1.产生线圈激励交流电流信号

首先产生频率、幅值连续可调的交流电流信号，用来激励传感器线圈。可以基于直接数字频率合成（DDS）器件来实现。DDS器件产生频率可变的电压信号，该电压信号通过低通滤波器滤除镜像频率分量，保留扫频信号的基频分量。低通滤波器的输出作为电压控制电流源的输入控制信号，使其输出电流信号。通过改变DDS器件的频率相位累加器的值，可改变其输出的频率。设置输出电流幅度调节功能，以适应不同传感器测量电流的要求。一般，DDS器件有输出幅度控制端，可在该控制端连接数模转换器（DAC），来控制DDS输出的幅度值。或者在电压控制电流源电路中设置控制接口，例如利用数字电位计等。

2.确定系统参数，确定稳定等待时间

对传感器施加扫频激励信号，当一个新频率的信号施加到传感器线圈时，需要等 待一定的时间，至传感器振动状态稳定后，再测量对应该频率激励的传感器响应信号。该等 待时间由系统参数决定。决定了（2）式表示的二阶微分方程的通解幅度衰减的速率， 可通过对传感器施加一个冲激激励，测量其冲激响应来测量该参数。系统等效阻尼增加时，增大，传感器空载时，即探针不与被测血液接触时，等效阻尼最小，的最小值可在传 感器空载的情况下来测得。对于大多数系统，传感器空载时，其冲激响应曲线为图2 所示的形式。图2中表示了阻尼比、和的三种情况，曲线形式为衰 减简谐振荡，振荡幅度按照的规律衰减。测得了冲激响应之后，通过曲线拟合的方 式确定的值，可以利用MATLAB软件的Curve Fitting Tool来实现。对图2中 的时的数据拟合，得到方程，则。如果，传感器，则其冲激响应按指数规律衰减，不表现为 振荡形式，衰减系数同样可通过求冲激响应、作曲线拟合的方法来求得。求得了传感器空载 情况下的衰减系数后，求解下式可得到在规定精度要求下的等待时间：

（17）

式中，为所要求的衰减比例。例如，对图2中，的情况，若要求二阶微分方 程（2）式的通解幅度衰减到最大值的以下，即，则新的频率施 加后的等待时间至少为0.011s。

空载时的为系统最小值。血样测量时，等效阻尼增大，增大，通解幅度衰减 的速率加快，同样衰减比例所要求的等待时间比空载时小。为简单起见，血样测量过程中的 等待时间取空载时按衰减比例要求计算所得的等待时间。

3.确定交流激励电流幅值

进行血样测量时，要求传感器探针的输出位移要与被测血样的性质相适应。血液凝固过程中，要求探针位移不超过一定的值，从而不破坏血凝块的三维网状结构。通常情况下，2µm左右的输出位移幅值是一个合适的值。所以，利用该传感器测量黏弹性时，需要知道探针的输出位移幅值。

令（3）式中传感器探针位移的幅度对频率的导数为0，即 （18）

解得。

对于一般的传感器设计来说，的条件容易得到满足，此时，为实数。将代入的表达式(3)中，得到其幅值的 最大值为

（19）

将对求导，得

（20）

由于，所以成立，故。故是的单调减函数。 空载时最小，最大。所以，对于一个固定幅值的激励电流，其产生的激励力幅值固 定，若用该幅值的电流激励空载的传感器，测得此时探针输出位移幅值的最大值小 于血样测量可接受的最大位移，则在血样测量的过程中，探针位移幅值均会小于血样测量 可接受的最大位移，该幅值的激励电流可满足测量要求。

空载时的的大小可通过调节激励力的幅值，即线圈激励电流的幅值来调 整。线圈激励电流的幅值通过实验测量来确定，既不能使探针输出位移超过样品测量允许 的最大位移，且电流幅值也不能过小，以免影响系统输出信号的幅度。

实验需要的设备有第一步所述的幅度和频率可调的线圈激励交流电流源以及非接触式的位移测量装置，如激光位移传感器。

首先调节交流电流源的幅值为一初始固定值，例如1mA，让电流源的频率从一个 起始频率开始以一个较小的步进增加，例如0.1Hz，逼近终止频率，来进行频率扫描。每个新 的频率信号稳定输出后，等待第2步确定的稳定等待时间后，测量传感器探针的输出位移的 幅值，作出位移幅值与频率关系图，即位移幅值的频谱，如图3所示。

起始频率、终止频率所确定的频带范围要足够宽，使该范围包含了位移的共振频 率。在位移幅值频谱上，找出位移共振点的位移幅值，记为，若该值接近并且不大于 血样测量能接受的最大位移，则该幅值的电流可作为传感器线圈的激励电流。否则，需要重 新确定线圈激励电流。由于探针的输出位移和激励力的幅值成正比例关系，即与线圈激励 电流幅值成正比例关系。所以，可以按照下式计算线圈激励电流幅值

（21）

式中为所期望的探针输出位移幅值的最大值；

图3中表示了电流幅值为0.5mA和1mA情况下的幅度谱，其中0.5mA的电流幅值对应的振动位移最大值约为1.9μm，可将该幅值的电流作为线圈激励电流。

4．确定系统参数

按式（16）计算黏度时，需要知道的值。

首先，利用上一步骤中所确定的幅值的交流电流来激励传感器线圈，频率固定，频率选择不严格，可选择为上一步扫频频段中的任意频率。

传感器线圈两端的电压和电流的关系由式（12）表示，根据测量原理部分的分析，式（12）的右边第二项可以忽略。式（12）的右边第三项的幅值与速度的幅值成正比例关系，若速度幅值为零，则该项也为零，右边仅剩第一项。

所以，通过利用外部夹持固定装置，将传感器探针夹持固定，使其振动速度为零。 此时，测量线圈两端电压，该电压的幅值即为。

对于一个传感器来说，若改变激励电流幅度，的值需要重新测定。

5．黏度计算式的定标

按照样本测量的操作方法，取动力黏度大于400mPas的标准黏度液硅油，称为高值 黏度样品，记其黏度为。将样品置于测杯内，使传感器探针与样品接触，控制样品温度为 标准粘度硅油的定值温度，等待足够长的时间，例如20分钟，至样本温度稳定。一种可以采 用的高值黏度样品为国防科技工业应用化学一级计量站的GBW（E）130297标准黏度液，在定 值温度20℃时，其动力黏度为535.90mPas。

用第3步所确定幅值的交流电流激励传感器，让电流源的频率从一个起始频率开始以一个较小的步长，例如0.1Hz，逼近终止频率，来进行频率扫描。每个频率信号稳定输出后，等待第2步确定的稳定等待时间后，测量传感器线圈两端电压的幅值，作出电压幅值与频率关系图，即电压的幅值的频谱，如图4所示。

起始频率、终止频率所确定的频带范围要足够宽，确保其包含频谱的极值点。

根据电压幅值频谱数据，求出电压幅值的极值。为测量准确考虑，重复上述 过程20次，得到含有20个元素的数组，。将数组的 元素按从小到大的顺序排序，取中间10个元素的平均值，为该高值样品对应的电压幅值的 极值，记为，所以得到一组高值样品黏度值到电压幅度极值的映射关系，记为点坐 标。

取动力黏度低于10mPas的标准黏度液硅油，称为低值黏度样品，记其黏度为。例 如可以利用的国防科技工业应用化学一级计量站的GBW（E）130202标准黏度液，定值温度20 ℃时的动力黏度为7.596mPas。类似于上述高值样品的操作过程，得到低值样品黏度值到电 压幅度极值的映射关系，记为点坐标。

将和的值分别减去，然后取倒数，得到两个点的坐标和。将这两个点的坐标代入式（16），便可求得黏度计算 方程的待定系数和。

6．弹性计算式的定标

让传感器空载，即传感器探针处于空气中，此时认为样品的剪切模量为零。用第3步所确定幅值的交流电流来激励传感器，让电流源的频率从一个起始频率开始以一个较小的步长，例如0.1Hz，逼近终止频率，来进行频率扫描。每个频率信号稳定输出后，等待第2步确定的稳定等待时间后，测量传感器线圈两端电压的幅值，作出电压幅值与频率关系图，即电压的幅值的频谱，如图5所示。

起始频率、终止频率所确定的频带范围要足够宽，确保其包含频谱的极值点。根据 电压幅值频谱数据，求出电压幅值的极值对应的激励电流角频率。为测量准确考虑， 重复上述过程20次，得到含有20个元素的数组，。将数组的元素按从小到大的顺序排序，取中间10个元素的平均值，为零剪切模量样品对 应的极值频率，记为，所以得到一组零剪切模量到电压极值频率的映射关系，记为 点坐标。

配制一定浓度的卡波姆凝胶，使用血栓弹力图仪，例如TEG 5000，测量其MA值。调 整凝胶浓度，使测出的MA值为100左右，用该浓度的卡波姆凝胶为剪切模量高值样品，以MA 的值为其剪切模量的相对值，记为。

高值和低值样品所确定的范围覆盖正常测量过程中血样弹性的变化范围。

按照样本测量的操作方法，取该浓度的卡波姆凝胶，将其置于测杯内，使传感器探针与样品接触，控制样品温度为血样检测温度，一般为37℃，等待足够长的时间，例如20分钟，至样本温度稳定。

类似于上述传感器空载的操作过程，得到高值剪切模量到电压极值频率的映射关 系，记为点坐标。将电压极值角频率和分别取平方， 得到两个点的坐标和，将这两个点的坐标代入式 （16），便可求得剪切模量计算方程的待定系数和。

7．血液样品的测量

按照样本测量的操作方法，将被测血液样品置于测杯内，使传感器探针与样品接触，控制样品温度为测量要求温度，例如37℃。血液有一个温升的过程，但是因为血液开始凝固需要一段时间，该段时间内其黏弹性不发生明显变化，这段时间以后，血样温度一般可以升高到测量要求的温度，所以该段温升过程不影响检测结果。

用第3步所确定幅值的交流电流激励传感器，让电流源的频率从一个起始频率开始以一个较小的步长，例如0.1Hz，逼近终止频率，来进行频率扫描。每个频率信号稳定输出后，等待第2步确定的稳定等待时间后，测量传感器线圈两端电压的幅值，作出电压幅值与频率关系图，即电压的幅值的频谱。

起始频率、终止频率所确定的频带范围要足够宽，确保其包含频谱的极值点。

根据电压幅值频谱数据，求出电压幅值的极值及其对应的激励电流角频率。将减去并取倒数得到，代入式（16），根据黏度定标步骤确定的 系数和，计算得到黏度值。将的值取平方得到，代入式（16），根据弹性 定标步骤确定的系数和，计算得到剪切模量值。结合该次频率扫描时，极值频率电 流信号激励施加的时刻，得到两个点的坐标，和

循环重复上述扫描和计算过程，直至测量时间结束，得到两个点坐标序

,

；

序列和的坐标分别表示被测样品黏度和弹性随时间的变化规律，分别 将这两个序列的坐标作图，可得到黏度和弹性随时间变化曲线图，分别如图6和图7所示。

本发明基于振动传感器的血液黏弹性测量方法利用振动传感器的速度共振点的信息，提取共振点幅值和共振频率两个参数，这两个参数分别反映被测样品的黏度和剪切模量信息，利用测量线圈两端电压的方法来间接测量探针运动速度，避免了使用复杂昂贵的直接测量系统，系统定标方法简单，易于操作，能够同时研究血样凝固过程中的黏弹特性。

以上实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进演变，都是依据本发明实质技术对以上实施例做的等同修饰与演变，这些都属于本发明的保护范围。