CN105784840B - 基于微小血液样品的血液粘弹力测定装置及方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种基于微小血液样品的血液粘弹力测定装置及方法。该装置传感器平台采用可抛式进样装置，使用谐振型瑞利波传感器作为敏感器件，在叉指表面镀有SiO₂进行保护，与配套的检测仪器构成检测系统。使用血液样品滴于声表面波传感器上，可测得血液样品的粘弹力特征。本发明克服了现有凝血检测方法的不足，具有应用条件范围广、样品需求量低，灵敏度高、响应快、成本低、易于小型化，设计灵活等优势，便于集成和综合性功能设计，降低了血凝检测仪的成本，同时，本发明所检测的血液粘弹力，表征了凝血的全过程的动态变化，信息量丰富，有极好的应用前景。

Description

基于微小血液样品的血液粘弹力测定装置及方法

技术领域

本发明涉及一种新型快速血液粘弹力检测技术，尤其涉及一种基于谐振瑞利波传感器的微小血液样品粘弹力检测的装置及方法。

背景技术

血液是人体的重要组成部分，正常的血液流动，保证了机体正常生理功能的运行。在很多种疾病的发生与发展过程中，机体稳定的内环境被破坏，往往伴随着出血或体内血栓的形成。研究血小板的功能及各种凝血因子的含量，在出血性疾病的诊断、手术创口愈合评估、血栓性疾病的预防和诊治方面有着重要的意义。

上世纪八十年代开始，临床上尝试使用血栓弹力谱(thromboela-stogram，TEG)来指导术中输血，并取得了良好的效果。现已成为术中监测凝血功能的最重要指标。其原理主要是通过检测血液在凝固过程中的粘弹力变化。

TEG可以通过单份血液样本完整的监测出凝血的全过程变化，包括从凝血开始，至血凝块形成及纤维蛋白溶解。对凝血因子、纤维蛋白原、血小板聚集功能以及纤维蛋白溶解等方面进行凝血全貌的检测和评估。

在TEG之后，相继出现了ROTEM、SONOCLOT、REOROX等血液粘弹力方法及产品。但总体而言，当前的检测方法与手段存在成本昂贵，灵敏度低，检测时间长等问题。且仪器操作复杂，需要对操作人员进行相关培训，故而临床使用还不是很普遍。

发明内容

本发明的目的在于针对现有技术的不足，提供一种新型的基于微小血液样品的快速血液粘弹力检测装置及方法。

本发明的目的是通过以下技术方案来实现的：一种基于微小血液样品的血液粘弹力测定装置，它包括：传感器平台和检测仪器；所述传感器平台包括传感器基座和插于其上的进样杯；所述进样杯包括杯体、进样拉条和声表面波传感器；所述声表面波传感器为谐振型瑞利波传感器；所述杯体上部设有样品腔，下部侧面开有进样槽，底部设有传感器卡槽，杯体内部设有贯穿样品腔、进样槽和传感器卡槽的杯体进样孔；所述进样拉条上开有拉条进样孔，进样拉条可插入进样槽内，使得拉条进样孔和杯体进样孔重合或错开；所述杯体底部的四个边角处设有信号引脚，声表面波传感器置于传感器卡槽内，其四根引线通过信号传输线与信号引脚相连；所述传感器基座包括上盖、温控片、电路板和底座，上盖与电路板中心部位开有可容纳温控片的通孔，上盖通孔的四周开有引脚插孔，杯体的信号引脚穿过引脚插孔与电路板连接，温控片的上表面与声表面波传感器接触，下表面与底座接触；所述电路板通过通讯接口与检测仪器连接。

进一步地，所述温控片使用半导体材料的Peltier效应，可实现制冷与加热，在温控片表面贴有铂电阻Pt100用于测量温控片温度，进而通过PID算法控制血凝过程中声表面波传感器的温度，温控片与底座之间涂有导热硅脂，以利于温控片本身的散热。

进一步地，所述电路板包括温控模块和传感器起振模块，所述温控模块检测并控制温控片的温度；所述传感器起振模块通过运算放大器激励声表面波传感器起振，并将声表面波传感器频率信号传输至检测仪器。

进一步地，所述检测仪器包括MCU控制模块、混频模块、计频模块、电源模块和通讯模块；计频模块和通讯模块均与MCU控制模块相连，混频模块与计频模块相连；混频模块将电路板采集到的声表面波传感器频率信号与内置的中心频率相同的参比传感器进行混频做差值后，输入计频模块得到频率值，将频率值输入MCU控制模块。MCU控制模块通过电路板接收并控制温控片的温度，并通过通讯模块将温度值和频率值传输至上位机，以及接收上位机的控制信号。由于声表面波传感器起振频率较高，直接对其进行记频操作较为困难，通过内置一个参比传感器，混频模块对工作传感器与参比传感器进行混频，得到两者的差值，即血凝过程中传感器的频率响应；记频模块再对差值进行计数，可极大降低系统复杂度，并提高记频准确度。

进一步地，述进样拉条与进样槽均为工字型设计，两端有轨道紧密卡牢，可前后推拉。

进一步地，所述声表面波传感器的传感器叉指表面镀有SiO₂进行保护。

进一步地，所述进样拉条在进样过程中，可手动推拉，也可在进样拉条上设置推拉孔，通过步进电机连接推拉孔进行推拉操作。

一种基于微小血液样品的血液粘弹力测定方法，包括以下步骤：

(1)将进样杯插入传感器基座，设定温控片温度，进行预热；

(2)当温控片温度到达预设温度时，开始读取声表面波传感器的频率信号，通过进样针筒将血液样品与凝血激活药物先后注射至进样杯的样品腔；

(3)凝血激活药物激活凝血过程，推拉进样拉条使得拉条进样孔与杯体进样孔重合，血液样品从样品腔滴落至声表面波传感器表面后，错开拉条进样孔与杯体进样孔；

(4)随着血液粘弹力的变化，声表面波在血液样品中传播，声表面波传感器的频率、相位会发生相应变化；通过检测仪器对凝血过程中的声表面波传感器的频率信号进行检测，传输至上位机，得到血液在凝固过程中的粘弹力变化。

进一步地，所述步骤(4)中，检测仪器将采集到的声表面波传感器的频率信号，与中心频率相同的参比传感器进行混频做差值后，再进行计频，得到频率值，将频率值传输至上位机。

进一步地，在血液粘弹力的检测过程中，通过PID算法控制温控片的温度，从而使得血凝过程中声表面波传感器的温度始终维持在预设温度。

相较于现有的一些血液粘弹力的检测装置与方法，本发明使用单次可抛式进样杯，血样无需前处理操作，简单便捷；使用声表面波传感器具有极高的灵敏度，检测精确；使用谐振型瑞利波传感器，对样品量的需求极小，血液凝固时间短，适用于临床的快速检测；对传感器平台进行温控，可对血液在不同温度下的凝固过程进行检测，适用范围广；根据加入的促凝物质的不同，可检测不同凝血过程中血液粘弹力的变化；进一步的，可由多个传感器平台组成阵列化检测组进行同时检测；此外，相比于传统的TEG方法，本发明使用声表面波器件成本低廉，综上所述，本发明装置及方法可广泛用于血凝检测的相关领域。

附图说明

图1是本发明装置整体结构图；

图2(a)是本发明传感器平台分拆结构图；图2(b)是进样杯与传感器基座示意图；图2(c)是进样杯嵌入传感器基座进行检测示意图；

图3是进样杯分拆结构图，(a)为进样拉条，(b)为杯体，(c)为杯体的底视图；

图4(a)是本发明进样杯结构图，图4(b)，4(c)，4(d)为进样杯进样操作示意图；

图5是本发明所用谐振型瑞利波传感器结构及原理示意图；

图6是本发明检测仪器示意图；

图7是本发明传感器平台与检测仪器的硬件模块示意图；

图8是本发明基于PC及移动端上位机软件功能示意图；

图9是本发明检测到的血凝过程中粘弹力变化的示意图；

图10是本发明检测到的血凝过程中粘弹力变化的实测图；

图中：传感器平台1、检测仪器2、注射器3、进样杯4、传感器基座5、杯体6、进样拉条7、声表面波传感器8、上盖51、温控片52、电路板53、底座54、拉条进样孔71、推拉孔72、样品腔61、进样槽62、杯体进样孔63、传感器卡槽64、信号传输线65、信号引脚66、反射栅81、叉指82、通讯接口21、仪器开关22。

具体实施方式

以下结合附图及具体实施例对本发明作详细描述，但并不是限制本发明。

如图1所示，本发明基于微小血液样品的血液粘弹力测定装置，包括：传感器平台1和检测仪器2。

如图2(b)所示，传感器平台1包括进样杯4和传感器基座5。

如图2(a)所示，进样杯4由杯体6、进样拉条7和声表面波传感器8组成，进样拉条7插于进样槽62中，声表面波传感器8嵌于杯体6底部的传感器卡槽64中。传感器基座5包括上盖51、温控片52、电路板53、底座54。

如图2(c)所示，检测时，进样杯4插入传感器基座5，传感器基座5的温控片52利用半导体的Peltier效应，即当直流电通过两种不同半导体材料串联而成的电偶时，在电偶两端分别吸收和放出热量，电流方向变化后，吸收和放出热量端交换。因此可以通过控制电流方向控制温控片52对其上的声表面波传感器8进行加热和降温。电路板53包括了传感器的起振电路，PT100铂电阻覆于温控片52表面，通过导热硅脂粘连。电路板53上还包括与检测仪器连接的8针通讯串口，其8针定义分别为1、2为电路板芯片供电的5V电压；3、4、5为PT100铂电阻的三线制测温信号；6、7为给温控片供电的PWM程控电压；8为传感器的频率信号。同时，温控片52与底座54之间也涂有导热硅脂，以利于温控片52本身的散热。

如图3(a)所示，为进样拉条7，其上开有拉条进样孔71和推拉孔72；

图3(b)为杯体6的结构图，上部设有样品腔61，容量约为0.5ML，下部侧面开有进样槽62，底部设有传感器卡槽64，杯体6内部设有贯穿样品腔61、进样槽62和传感器卡槽64的杯体进样孔63。

图3(c)为杯体的底视图，所述杯体6底部的四个边角处设有信号引脚66，声表面波传感器8置于传感器卡槽64内，其四根引线通过信号传输线65与信号引脚66相连；检测时，信号引脚66插于传感器基座5的插孔上，与传感器基座5的内的电路板53相连，传输声表面波传感器8的频率信号。

进样拉条7可插入进样槽62内，使得拉条进样孔71和杯体进样孔63重合或错开。

如图4所示，为进样杯4的进样示意图，图4(b)表征了进样杯4的初始形态，当需要进样时，将进样拉条7往右推动。当拉槽远端的小孔与杯体底面的小孔重合时，如图4(c)，样品腔61中的样本滴下，落在固定于传感器卡槽64的声表面波传感器8表面。再推动后，停止进样，如图4(d)。此处，进样拉条7可手动推拉，也可通过步进电机通过步进电机扣住推拉孔72控制进样拉槽7的拉伸。在进行单次检测后，直接更换进样杯4，免除了声表面波传感器8的清洗工作，简单便捷。

如图5为传感器检测原理示意图，本装置使用谐振型瑞利波传感器作为检测器，当将血液样品加入到声表面波传感器8的反射栅81后，由于质量沉积，声表面波传感器8的中心频率会有一个较大的上升，之后血液样品凝结，包括之后的纤溶，血液的粘弹力发生变化，逐渐对水平分量声波的传播造成影响，使声表面波传感器8的中心频率逐渐变化。当凝血全过程结束后，声表面波传感器8的中心频率趋于稳定，声表面波传感器8起振中心频率随时间变化的全过程可表征血液在凝固过程中的粘弹力变化。

检测仪器的结构如图6，该检测仪由220V电源线供电，并通过载通过通讯口与传感器平台电路板上的通讯口相连接，进行数据的通信。该检测仪器的硬件构成如图7所示，由传感器平台电路与检测仪器电路组成。传感器平台的电路板主要包括温控模块与传感器起振模块，温控模块通过检测仪器的指令进行测温与温控操作；传感器起振模块通过运放激励声表面波传感器起振，并将频率信号传输至检测仪器。检测仪器的电路板包括电源模块，给其它各模块供电；由于声表面波传感器起振频率较高，直接对其进行记频操作较为困难，通过内置一个参考传感器，混频模块对工作传感器与参考传感器进行混频，得到两者的差值，即血凝过程传感器的频率响应；记频模块再对差值进行计数，可极大降低系统复杂度，并提高记频准确度；通过单片机MCU对各个模块进行控制；MCU通过通讯模块(可使用蓝牙或者WIFI)与上位机进行通讯。

上位机的功能模块如图8所示，它通过蓝牙通讯模块与检测仪器交互，接收频率及温度数据信号，并对检测仪器发布指令。该软件平台包括图像显示模块、功能控制模块、数据存储模块、数据分析模块这四个功能组成部分。可实现传感器频率及温度图像的绘制，传感器的通讯、串口、PID温控及计频开关的控制，实现数据的存储调用及初步的分析和打印。

结合相关试剂，应用本发明测得的血液粘弹力示意图如图9所示，该图为传感器中心频率随时间的变化曲线。

在Ⅰ阶段，为开始记频，但尚未添加血样；

在Ⅱ阶段，加入血液样品，传感器频率会有一个抬升，此过程中凝血因子触发纤维蛋白逐渐形成；

在Ⅲ阶段，纤维蛋白逐渐联结，血小板聚集；

在Ⅳ阶段，血小板聚集，强度达到最大，血液凝固；

在Ⅴ阶段，血小板与纤维蛋白原相互作用，后纤维逐渐溶解，血块强度减弱；

在Ⅵ阶段，检测完成，传感器中心频率趋于平稳；

一种利用血液粘弹力测定装置检测血凝过程血液粘弹力变化的方法，包括以下步骤：

(1)将进样杯4插入传感器基座5，设定温控片52温度，进行预热，在血液粘弹力的检测过程中，通过PID算法控制温控片52的温度，从而使得血凝过程中声表面波传感器8的温度始终维持在预设温度；

(2)当温控片52温度到达预设温度时，开始读取声表面波传感器8的频率信号，通过进样针筒3将血液样品与凝血激活药物先后注射至进样杯4的样品腔61；

(3)凝血激活药物激活凝血过程，推拉进样拉条7使得拉条进样孔71与杯体进样孔63重合，血液样品从样品腔61滴落至声表面波传感器8表面后，错开拉条进样孔71与杯体进样孔63；

(4)随着血液粘弹力的变化，声表面波在血液样品中传播，声表面波传感器8的频率、相位会发生相应变化；通过检测仪器2对凝血过程中的声表面波传感器8的频率信号进行检测，传输至上位机，得到血液在凝固过程中的粘弹力变化。

实施例

(1)将进样杯4插入传感器基座5，设定温控片52温度为37℃，进行预热，在血液粘弹力的检测过程中，通过PID算法控制温控片52的温度，从而使得血凝过程中声表面波传感器8的温度始终维持在预设温度；

(2)当温控片52温度到达预设温度时，开始读取声表面波传感器8的频率信号，通过进样针筒3将血液样品100微升与0.2mol/ml的Cacl210微升先后注射至进样杯4的样品腔61；

(3)凝血激活药物激活凝血过程，推拉进样拉条7使得拉条进样孔71与杯体进样孔63重合，血液样品从样品腔61滴落至声表面波传感器8表面后，错开拉条进样孔71与杯体进样孔63；

(4)随着血液粘弹力的变化，声表面波在血液样品中传播，声表面波传感器8的频率、相位会发生相应变化；通过检测仪器2对凝血过程中的声表面波传感器8的频率信号进行检测，检测仪器2将采集到的声表面波传感器8的频率信号，与中心频率相同的参比传感器进行混频做差值后，再进行计频，得到频率值，将频率值传输至上位机，得到血液在凝固过程中的粘弹力变化。检测结果如图10所示。

Claims (10)

1.一种基于微小血液样品的血液粘弹力测定装置，其特征在于，它包括：传感器平台（1）和检测仪器（2）；所述传感器平台（1）包括传感器基座（5）和插于其上的进样杯（4）；所述进样杯（4）包括杯体（6）、进样拉条（7）和声表面波传感器（8）；所述声表面波传感器（8）为谐振型瑞利波传感器；所述杯体（6）上部设有样品腔（61），下部侧面开有进样槽（62），底部设有传感器卡槽（64），杯体（6）内部设有贯穿样品腔（61）、进样槽（62）和传感器卡槽（64）的杯体进样孔（63）；所述进样拉条（7）上开有拉条进样孔（71），进样拉条（7）可插入进样槽（62）内，使得拉条进样孔（71）和杯体进样孔（63）重合或错开；所述杯体（6）底部的四个边角处设有信号引脚（66），声表面波传感器（8）置于传感器卡槽（64）内，其四根引线通过信号传输线（65）与信号引脚（66）相连；所述传感器基座（5）包括上盖（51）、温控片（52）、电路板（53）和底座（54），上盖（51）与电路板（53）中心部位开有可容纳温控片（52）的通孔，上盖（51）通孔的四周开有引脚插孔，杯体（6）的信号引脚（66）穿过引脚插孔与电路板（53）连接，温控片（52）的上表面与声表面波传感器（8）接触，下表面与底座（54）接触；所述电路板（53）通过通讯接口（21）与检测仪器（2）连接。

2.根据权利要求1所述的一种基于微小血液样品的血液粘弹力测定装置，其特征在于，所述温控片（52）使用半导体材料的Peltier效应，可实现制冷与加热，在温控片（52）表面贴有铂电阻Pt100用于测量温控片（52）温度，进而通过PID算法控制血凝过程中声表面波传感器（8）的温度，温控片（52）与底座（54）之间涂有导热硅脂，以利于温控片（52）本身的散热。

3.根据权利要求1所述的一种基于微小血液样品的血液粘弹力测定装置，其特征在于，所述电路板（53）包括温控模块和传感器起振模块，所述温控模块检测并控制温控片（52）的温度；所述传感器起振模块通过运算放大器激励声表面波传感器（8）起振，并将声表面波传感器（8）频率信号传输至检测仪器（2）。

4.根据权利要求1所述的一种基于微小血液样品的血液粘弹力测定装置，其特征在于，所述检测仪器（2）包括MCU控制模块、混频模块、计频模块、电源模块和通讯模块；计频模块和通讯模块均与MCU控制模块相连，混频模块与计频模块相连；混频模块将电路板（53）采集到的声表面波传感器（8）频率信号与内置的中心频率相同的参比传感器进行混频做差值后，输入计频模块得到频率值，将频率值输入MCU控制模块；MCU控制模块通过电路板（53）接收并控制温控片（52）的温度，并通过通讯模块将温度值和频率值传输至上位机，以及接收上位机的控制信号。

5.根据权利要求1所述一种基于微小血液样品的血液粘弹力测定装置，其特征在于，所述进样拉条（7）与进样槽（62）均为工字型设计，两端有轨道紧密卡牢，可前后推拉。

6.根据权利要求1所述一种基于微小血液样品的血液粘弹力测定装置，其特征在于，所述声表面波传感器（8）的传感器叉指表面镀有SiO₂进行保护。

7.根据权利要求1所述一种基于微小血液样品的血液粘弹力测定装置，其特征在于，所述进样拉条（7）在进样过程中，可手动推拉，也可在进样拉条（7）上设置推拉孔（72），通过步进电机连接推拉孔（72）进行推拉操作。

8.一种应用权利要求1-7任一项所述基于微小血液样品的血液粘弹力测定装置检测血凝过程血液粘弹力变化的方法，其特征在于，包括以下步骤：

（1）将进样杯（4）插入传感器基座（5），设定温控片（52）温度，进行预热；

（2）当温控片（52）温度到达预设温度时，开始读取声表面波传感器（8）的频率信号，通过进样针筒（3）将血液样品与凝血激活药物先后注射至进样杯（4）的样品腔（61）；

（3）凝血激活药物激活凝血过程，推拉进样拉条（7）使得拉条进样孔（71）与杯体进样孔（63）重合，血液样品从样品腔（61）滴落至声表面波传感器（8）表面后，错开拉条进样孔（71）与杯体进样孔（63）；

（4）随着血液粘弹力的变化，声表面波在血液样品中传播，声表面波传感器（8）的频率、相位会发生相应变化；通过检测仪器（2）对凝血过程中的声表面波传感器（8）的频率信号进行检测，传输至上位机，得到血液在凝固过程中的粘弹力变化。

9.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，所述步骤（4）中，检测仪器（2）将采集到的声表面波传感器（8）的频率信号，与中心频率相同的参比传感器进行混频做差值后，再进行计频，得到频率值，将频率值传输至上位机。

10.根据权利要求8所述的方法，其特征在于，在血液粘弹力的检测过程中，通过PID算法控制温控片（52）的温度，从而使得血凝过程中声表面波传感器（8）的温度始终维持在预设温度。