CN111513763B - 血液粘稠度测量装置及方法 - Google Patents
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Abstract
本公开涉及一种血液粘稠度测量装置及方法。该装置包括检测组件，用于向待检测对象的血管发射超声波，分别接收由所述待检测对象的血管的下内壁第一次反射的第一超声波和第二次反射的第二超声波，并且将所述第一超声波和所述第二超声波分别转换为对应的第一声压和第二声压；处理组件，连接到所述检测组件，用于根据所述第一声压和所述第二声压之间的衰减值，确定所述待检测对象的血液粘稠度。根据本公开的实施例，可以实时检测血液粘稠度，检测速度快，且无需采集待检测对象的血液样本。
Description
技术领域
本公开涉及电子器件领域，尤其涉及一种血液粘稠度测量装置及方法。
背景技术
血管中的血液粘稠度是反映人体健康水平的重要指标。血液中红细胞变形能力下降，聚集性增强、血液中胆固醇或纤维蛋白含量增加以及血小板功能异常等都将导致血液粘稠度增加，减缓血流速度，影响血液循环，从而触发一系列重大疾病。此外，血液粘度过低，也能反映人体贫血、营养不良等疾病。
相关技术的血液粘度测量方法往往需要采集待检测对象的血液样本，检测过程较长，不能实时检测，并且采集待检测对象的血液样本所带来的伤口对于患有慢性疾病的患者极易引起感染等。
发明内容
有鉴于此，本公开提出了一种血液粘稠度测量装置，包括，
检测组件，用于向待检测对象的血管发射超声波，分别接收由所述待检测对象的血管的下内壁第一次反射的第一超声波和第二次反射的第二超声波，并且将所述第一超声波和所述第二超声波分别转换为对应的第一声压和第二声压；
处理组件，连接到所述检测组件，用于根据所述第一声压和所述第二声压之间的衰减值，确定所述待检测对象的血液粘稠度。
在一种可能的实现方式中，所述检测组件包括：
超声波发射单元，用于向所述待检测对象的血管发射超声波；
超声波接收单元，用于分别接收由所述待检测对象的血管的下内壁第一次反射的第一超声波和第二次反射的第二超声波，并且将所述第一超声波和所述第二超声波分别转换为对应的第一声压和第二声压；
柔性基底，由柔性材料制成，并且所述柔性基底上设置有多个连接电极，所述超声波发射单元和所述超声波接收单元分别通过所述连接电极与所述柔性基底连接。
在一种可能的实现方式中，所述处理组件根据第一声压和所述第二声压之间的衰减值，确定所述待检测对象的血液粘稠度，包括：
根据所述第一声压、所述第二声压、预先确定的超声波衰减系数和预先确定的所述待检测对象的血管宽度，确定所述待检测对象的血液粘稠度。
在一种可能的实现方式中，所述处理组件还用于：
根据所述待检测对象的血管的下内壁第一次发射的第一超声波和第二次反射的第二超声波的时间差，以及预先确定的超声波在血液中的传播速度，确定所述待检测对象的血管宽度。
在一种可能的实现方式中，所述柔性基底上还设置有柔性连接线，所述超声波发射单元以及所述超声波接收单元通过所述柔性连接线连接到所述处理组件；
其中，所述柔性连接线包括蛇形或波浪形导线中的任意一种。
在一种可能的实现方式中，所述超声波发射单元包括发射电路和发射压电陶瓷，所述发射电路用于将预设的发射电信号传输至发射压电陶瓷，所述发射压电陶瓷用于将所述预设的发射电信号转换为对应的超声波。
在一种可能的实现方式中，所述超声波接收单元包括接收压电陶瓷和接收电路，所述接收电路用于分别接收所述第一超声波和所述第二超声波，并且将所述第一超声波和所述第二超声波分别发送至所述接收压电陶瓷，所述接收压电陶瓷用于将所述第一超声波和所述第二超声波分别转换为对应的第一声压和第二声压。
在一种可能的实现方式中，所述发射电路和所述发射压电陶瓷通过蛇形或波浪形导线连接，所述接收压电陶瓷和所述接收电路通过蛇形或波浪形导线连接。
在一种可能的实现方式中，所述装置还包括声匹配层，所述声匹配层用于封装所述血液粘稠度测量装置或所述检测组件中的超声波发射单元。
根据本公开的一方面，提供了一种血液粘稠度测量方法，包括：
向待检测对象的血管发射超声波；
分别确定所述待检测对象的血管反射的第一超声波对应的第一声压和第二超声波对应的第二声压，其中，所述第一超声波为所述待检测对象的血管的下内壁第一次反射的超声波，所述第二超声波为所述待检测对象的血管的下内壁第二次反射的超声波；
根据所述第一声压和第二声压之间的衰减值，确定所述待检测对象的血管的血液粘稠度。
根据本公开实施例的血液粘稠度测量装置以及方法，通过检测组件向待检测对象的血管发射超声波，分别接收由待检测对象的血管的下内壁反射的两次超声波，并且将超声波转换为对应的声压，处理组件根据超声波转换的声压之间的衰减值，确定待检测对象的血液粘稠度。通过超声波可以实时检测血液粘稠度，检测速度快，且无需采集待检测对象的血液样本，避免了采集待检测对象的血液样本带来的伤口导致待检测对象感染的问题。
根据下面参考附图对示例性实施例的详细说明，本公开的其它特征及方面将变得清楚。
附图说明
包含在说明书中并且构成说明书的一部分的附图与说明书一起示出了本公开的示例性实施例、特征和方面，并且用于解释本公开的原理。
图1示出根据本公开实施例的血液粘稠度测量装置的框图。
图2示出根据本公开实施例的待检测对象的血管的示意图。
图3示出根据本公开实施例的血液粘稠度测量装置的制备方法的流程示意图。
图4示出根据本公开实施例的血液粘稠度测量方法的流程示意图。
具体实施方式
以下将参考附图详细说明本公开的各种示例性实施例、特征和方面。附图中相同的附图标记表示功能相同或相似的元件。尽管在附图中示出了实施例的各种方面，但是除非特别指出，不必按比例绘制附图。
在这里专用的词“示例性”意为“用作例子、实施例或说明性”。这里作为“示例性”所说明的任何实施例不必解释为优于或好于其它实施例。
另外，为了更好的说明本公开，在下文的具体实施方式中给出了众多的具体细节。本领域技术人员应当理解，没有某些具体细节，本公开同样可以实施。在一些实例中，对于本领域技术人员熟知的方法、手段、元件和电路未作详细描述，以便于凸显本公开的主旨。
图1示出根据本公开实施例的血液粘稠度测量装置的框图。如图1所示，根据本公开实施例的血液粘稠度测量装置包括：
检测组件11，用于向待检测对象的血管发射超声波，分别接收由所述待检测对象的血管的下内壁第一次反射的第一超声波和第二次反射的第二超声波，并且将所述第一超声波和所述第二超声波分别转换为对应的第一声压和第二声压；
处理组件12，连接到所述检测组件11，用于根据所述第一声压和所述第二声压之间的衰减值，确定所述待检测对象的血液粘稠度。
根据本公开实施例的血液粘稠度测量装置以及方法，通过检测组件11向待检测对象的血管发射超声波，分别接收由待检测对象的血管的下内壁反射的两次超声波，并且将超声波转换为对应的声压，处理组件12根据超声波转换的声压之间的衰减值，确定待检测对象的血液粘稠度。通过超声波可以实时检测血液粘稠度，检测速度快，且无需采集待检测对象的血液样本，避免了采集待检测对象的血液样本带来的伤口导致待检测对象感染的问题。
在一种可能的实现方式中，所述检测组件11包括：
超声波发射单元，用于向所述待检测对象的血管发射超声波；
超声波接收单元，用于分别接收由所述待检测对象的血管的下内壁第一次反射的第一超声波和第二次反射的第二超声波，并且将所述第一超声波和所述第二超声波分别转换为对应的第一声压和第二声压；
柔性基底，由柔性材料制成，并且所述柔性基底上设置有多个连接电极，所述超声波发射单元和所述超声波接收单元分别通过所述连接电极与所述柔性基底连接。
图2示出根据本公开实施例的待检测对象的血管的示意图。如图2所示，血管可以抽象为圆柱体，其可以包括上外壁、上内壁、下内壁以及下外壁，血管壁厚可以表示为h，血管内径可以表示为d。示例性地，在实际应用中，检测组件可以贴附于待检测对象的皮肤表面，向待检测对象的血管发射超声波，并且接收待检测对象的血管的下内壁发射的两次超声波。
可以理解的是，声压可以表示超声波在传播过程中声源的能量，超声波在血液中传播时会导致声源能量的损耗。检测组件的超声波发射单元向待检测对象的血管发射超声波后，超声波经过血管的上外壁、上内壁，再经过血管中的血液，到达血管的下内壁后反射，检测组件的超声波接收单元接收第一次反射的超声波，由此确定第一次反射的第一超声波；之后，第一次反射的超声波继续经过血管的上内壁、再经过血管中的血液，达到血管的下内壁后反射，检测组件的超声波接收单元接收第二次反射的超声波，由此确定第二次反射的第二超声波。
超声波到达血管的下内壁后反射，超声波刚好完全历经血管中的血液，超声波不会因为其他影响而只会因为血管中的血液造成能量损耗，超声波接收单元将第一超声波和第二超声波分别转换为第一声压和第二声压，根据第一声压和第二声压之间的衰减值，确定血液粘稠度，准确度高。
示例性地，柔性基底可以由柔性材料制成，并且所述柔性基底上设置有多个连接电极，所述超声波发射单元和所述超声波接收单元分别通过所述连接电极与所述柔性基底连接。其中，柔性基底可以通过连接电极与超声波发射单元和超声波接收单元连接，柔性基底也可以在与超声波发射单元和超声波接收单元连接的同时，封装超声波发射单元和超声波接收单元。
可以理解的是，柔性基底可由可延展的柔性材料制成，以便能够贴合到被检测对象的检测部位皮肤表面，保证与皮肤实现共同变形，从而提高本公开实施例血液粘稠度测量装置使用的便利性。
在一种可能的实现方式中，所述超声波发射单元可以包括发射电路和发射压电陶瓷，所述发射电路用于将预设的发射电信号传输至发射压电陶瓷，所述发射压电陶瓷用于将所述预设的发射电信号转换为对应的超声波。
超声波发射单元可以根据处理组件的发射电信号发射出对应的超声波。
在一种可能的实现方式中，所述超声波接收单元包括接收压电陶瓷和接收电路，所述接收电路用于分别接收所述第一超声波和所述第二超声波，并且将所述第一超声波和所述第二超声波分别发送至所述接收压电陶瓷，所述接收压电陶瓷用于将所述第一超声波和所述第二超声波分别转换为对应的第一声压和第二声压。
超声波接收单元能够将接收到的反射超声波转换为对应的声压，以便后续根据声压之间的衰减值确定待检测对象的血液粘稠度。
其中，发射压电陶瓷和接收压电陶瓷的材料可以是PZT-4，其中心频率可以为2MHz，尺寸边长可以为4mm，电极形式可以是翻边电极。
在一种可能的实现方式中，所述发射电路和所述发射压电陶瓷通过蛇形或波浪形导线连接，所述接收压电陶瓷和所述接收电路通过蛇形或波浪形导线连接。
示例性地，蛇形或波浪形导线可以是柔性连接线，以便在血液粘稠度测量装置形变时实现共同变形，从而提高本公开实施例血液粘稠度测量装置使用的便利性。
在一种可能的实现方式中，所述柔性基底上还设置有柔性连接线，所述超声波发射单元以及所述超声波接收单元通过所述柔性连接线连接到所述处理组件；
其中，所述柔性连接线包括蛇形或波浪形导线中的任意一种。
示例性地，根据实际应用场景的需求，检测组件和处理组件可以是一体设置的，也可以是分离设置的，本公开实施例对检测组件和处理组件的设置方法不作限定。检测组件和处理组件一体设置，可以保证数据快速传输且装置整体完整，不易丢失；检测组件和处理组件分离设置，可以保证装置更为小巧、便于携带。超声波发射单元和超声波接收单元通过柔性连接线连接处理组件，能够贴合到被检测对象的检测部位皮肤表面，保证与皮肤实现共同变形。
在一种可能的实现方式中，处理组件可以包括处理器，存储模块以及无线传输模块等。处理器可以是单片机、微处理器、现场可编程逻辑器件等任何能进行数据处理的处理部件，存储模块可以是RAM、FIFO等能存储数据的存储部件。本公开对处理组件的硬件结构不作限制。
在一种可能的实现方式中，所述处理组件还用于：
根据所述待检测对象的血管的下内壁第一次发射的第一超声波和第二次反射的第二超声波的时间差，以及预先确定的超声波在血液中的传播速度，确定所述待检测对象的血管宽度。
示例性地，每个待检测对象因为个体差异，血管宽度也因人而异，不同血管宽度的血管中，血液体积也不相同，为了能够更准确地确定待检测对象的血液粘稠度，可以根据待检测对象的血管的下内壁第一次发射的第一超声波和第二次反射的第二超声波的时间差，以及预先确定的超声波在血液中的传播速度，确定待检测对象的血管宽度。
在一种可能的实现方式中，所述处理组件根据第一声压和所述第二声压之间的衰减值，确定所述待检测对象的血液粘稠度，包括：
根据所述第一声压、所述第二声压、预先确定的超声波衰减系数和预先确定的所述待检测对象的血管宽度，确定所述待检测对象的血液粘稠度。
示例性地，可以根据第一声压、所述第二声压、预先确定的超声波衰减系数和预先确定的待检测对象的血管宽度，确定待检测对象的血液粘稠度。
可以理解的是，超声波在血液中传播时，其声压满足如公式(1)所示的衰减规律：
P＝P0e-αx (1)
其中，P表示传播距离为x(本公开实施例中可以为血管内径)的超声波对应的声压值，P0表示初始声压值，α表示超声波衰减系数。
其中，超声波衰减系数包括流体介质粘滞吸收衰减系数αa和散射衰减系数αs，粘滞吸收衰减系数αa如公式(2)所示：
其中，f表示超声波频率，ρ表示血液密度，c表示超声波在血液中的声速，η表示血液粘稠度，K表示血液的导热系数，cV表示定容比热，cP表示定压比热。公式(2)的加号左边为粘滞吸收衰减项，加号右边为热传导吸收项，一般情况下，热传导吸收项以及散射衰减系数αs均为衰减项，其取值较小且值一般为固定值，因此，可以将热传导吸收项以及散射衰减系数αs用常数C代替，如公式(3)所示：
其中，常数C可以通过多次测量超声波在血液中的传播时间以及对应的声压值确定。
根据公式(1)和公式(3)，可以根据公式(4)确定待检测对象的血液粘稠度：
在一种可能的实现方式中，所述装置还包括声匹配层，所述声匹配层用于封装所述血液粘稠度测量装置或所述检测组件中的超声波发射单元。
示例性地，声匹配层可以用于封装血液粘稠度测量装置或检测组件中的超声波发射单元。以声匹配层用于封装检测组件中的超声波发射单元为例，声阻匹配层可以改变接触物质之间的阻抗关系，例如，以柔性基底封装超声波发射单元为例，声匹配层可以改变柔性基底与超声波发射单元之间的阻抗关系，减少柔性基底与超声波发射单元的声阻抗的差值，其中，具体可以是柔性基底与超声波发射单元中的发射压电陶瓷的声阻抗的差值。因此，超声波发射单元发射的超声波在传输过程中，几乎可以全透射，无反射，可以减少超声波在传输过程中的损耗。
根据本公开实施例的血液粘稠度测量装置，通过向待检测对象的血管发射超声波，分别接收由待检测对象的血管的下内壁反射的两次超声波，并且将超声波转换为对应的声压，根据超声波转换的声压之间的衰减值，确定待检测对象的血液粘稠度。通过超声波可以实时检测血液粘稠度，检测速度快，且无需采集待检测对象的血液样本，避免了采集待检测对象的血液样本带来的伤口导致待检测对象感染的问题。
本公开实施例的一方面还提供了一种血液粘稠度测量装置的制备方法。图3示出根据本公开实施例的血液粘稠度测量装置的制备方法的流程示意图。如图3所示，根据本公开实施例的血液粘稠度测量装置的制备方法包括：
步骤S401，在硅衬底上依次生成牺牲层、第一绝缘层以及导电层；
步骤S402，根据预设的第一图形对第一绝缘层和导电层进行刻蚀处理，形成刻蚀后的第一绝缘层以及导电层；
步骤S403，在第一绝缘层和导电层上形成第二绝缘层；
步骤S404，根据预设的第二图形对第二绝缘层进行光刻处理，得到光刻后的第二绝缘层；
步骤S405，将第一绝缘层、导电层以及第二绝缘层转印到柔性基底，形成连接电极；
步骤S406，将检测组件和处理组件分别连接到柔性基底的电极上。
在一种可能的实现方式中，可以在硅胶底上依次生成牺牲层、绝缘层和导电层。
示例性地，可以首先将硅衬底调整至合适的大小，然后在硅衬底的抛光面旋涂牺牲材料(例如聚甲基丙烯酸甲酯(Polymethyl methacrylate，简称PMMA))，形成牺牲材料薄膜，并采用加热的方式对牺牲材料薄膜进行固化，形成牺牲层。
例如，旋涂时可控制匀胶机先以600转/秒的速度旋涂PMMA，旋涂时间为6秒，然后以3000转/秒的速度旋涂PMMA，旋涂时间为30秒。之后对其进行固化，例如依次在110℃的温度条件下放置5分钟，在150℃的温度条件下放置5分钟，在180℃的温度条件下放置10分钟，得到固化的PMMA薄膜。然后将样品自然静置至少一个小时，以降低PMMA薄膜内的应力。
示例性地，导电层可以包括第一金属层及第二金属层，第一金属层可以为铬层，第二金属层可以为金层。可以在第一绝缘层上依次生成第一金属层及第二金属层。例如，可采用电子束蒸镀、真空蒸镀、溅射镀膜、电弧等离子体镀、离子镀膜机分子束外延等方式生成第一金属层和第二金属层。其中，第一金属层可以是铬或钛，还可以是其他具有粘结性的金属材料，厚度可以是5nm～20nm(例如10nm)；第二金属层可以包括金、银及铜中的任一种，还可以是其他具有导电性的金属材料，厚度可以是50nm～300nm(例如150nm)。其中，第一金属层主要用于增强第二金属层与第一绝缘层的粘结度，第二金属层主要用于导电，减小信号传输过程中的损耗。
在一种可能的实现方式中，可以根据预设的第一图形对第一绝缘层和导电层进行刻蚀处理，形成刻蚀后的第一绝缘层以及导电层。
示例性地，可以采用匀胶机在第二金属层上旋涂光刻胶，形成光刻胶层。然后，可以根据预设的第一图形，以第一套掩膜版为掩膜，对光刻胶层进行曝光及显影，暴露出第一图形之外的金属层。然后，可采用干法刻蚀或湿法刻蚀等刻蚀技术对第一金属层和第二金属层进行刻蚀处理，得到符合第一图形的导电层。最后利用丙酮去除多余的光刻胶，用无水乙醇及去离子水清洗表面。
在一种可能的实现方式中，可以根据预设的第二图形对第二绝缘层进行光刻处理，得到光刻后的第二绝缘层。
在一种可能的实现方式中，可以将第一绝缘层、导电层及第二绝缘层转印到柔性基底。
示例性地，可采用丙酮溶液去除牺牲层(PMMA)，使得第一绝缘层、导电层及第二绝缘层与硅衬底分离；然后将第一绝缘层、导电层及第二绝缘层转印到柔性基底(例如由柔性材料PDMS或3M敷料组成)。
其中，柔性基底可由柔性材料制成。柔性材料可以是聚二甲基硅氧烷(polydimethylsiloxane，简称PDMS)、橡胶、水凝胶(Hydrogel)、聚酰亚胺(Polyimide，简称PI)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(polyethylene.glycol terephthalate，简称PET)等具有柔性的聚合物材料。本领域技术人员可以根据实际需要对柔性材料进行选择，本公开对此不作限制。
本公开实施例的另一方面还提供了一种血液粘稠度测量方法。图4示出根据本公开实施例的血液粘稠度测量方法的流程示意图。如图4所示，根据本公开实施例的血液粘稠度测量方法包括：
步骤S501，向待检测对象的血管发射超声波；
步骤S502，分别确定所述待检测对象的血管反射的第一超声波对应的第一声压和第二超声波对应的第二声压，其中，所述第一超声波为所述待检测对象的血管的下内壁第一次反射的超声波，所述第二超声波为所述待检测对象的血管的下内壁第二次反射的超声波；
步骤S503，根据所述第一声压和第二声压之间的衰减值，确定所述待检测对象的血管的血液粘稠度。
本公开实施例血液粘稠度测量方法确定待检测对象的血液粘稠度的方法可以参考前述血液粘稠度测量装置确定待检测对象的血液粘稠度的方法，本公开实施例在此不再赘述。
根据本公开实施例的血液粘稠度测量方法，通过向待检测对象的血管发射超声波，分别接收由待检测对象的血管的下内壁反射的两次超声波，并且将超声波转换为对应的声压，根据超声波转换的声压之间的衰减值，确定待检测对象的血液粘稠度。通过超声波可以实时检测血液粘稠度，检测速度快，且无需采集待检测对象的血液样本，避免了采集待检测对象的血液样本带来的伤口导致待检测对象感染的问题。
以上已经描述了本公开的各实施例，上述说明是示例性的，并非穷尽性的，并且也不限于所披露的各实施例。在不偏离所说明的各实施例的范围和精神的情况下，对于本技术领域的普通技术人员来说许多修改和变更都是显而易见的。本文中所用术语的选择，旨在最好地解释各实施例的原理、实际应用或对市场中的技术改进，或者使本技术领域的其它普通技术人员能理解本文披露的各实施例。
Claims (10)
1.一种血液粘稠度测量装置，其特征在于，包括：
检测组件，用于向待检测对象的血管发射超声波，分别接收由所述待检测对象的血管的下内壁第一次反射的第一超声波和第二次反射的第二超声波，并且将所述第一超声波和所述第二超声波分别转换为对应的第一声压和第二声压；
处理组件，连接到所述检测组件，用于根据所述第一声压和所述第二声压之间的衰减值，确定所述待检测对象的血液粘稠度；
其中，所述处理组件根据第一声压和所述第二声压之间的衰减值，确定所述待检测对象的血液粘稠度，包括：
根据所述第一声压、所述第二声压、预先确定的超声波衰减系数和预先确定的所述待检测对象的血管宽度，确定所述待检测对象的血液粘稠度，所述超声波衰减系数包括流体介质粘滞吸收衰减系数和散射衰减系数；
其中，所述装置还包括第一柔性基底，所述检测组件和所述处理组件分别连接在第一柔性基底的电极上。
2.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述检测组件包括：
超声波发射单元，用于向所述待检测对象的血管发射超声波；
超声波接收单元，用于分别接收由所述待检测对象的血管的下内壁第一次反射的第一超声波和第二次反射的第二超声波，并且将所述第一超声波和所述第二超声波分别转换为对应的第一声压和第二声压；
第二柔性基底，由柔性材料制成，并且所述第二柔性基底上设置有多个连接电极，所述超声波发射单元和所述超声波接收单元分别通过所述连接电极与所述第二柔性基底连接。
3.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述处理组件还用于：
根据所述待检测对象的血管的下内壁第一次发射的第一超声波和第二次反射的第二超声波的时间差，以及预先确定的超声波在血液中的传播速度，确定所述待检测对象的血管宽度。
4.根据权利要求2所述的装置，其特征在于，所述第二柔性基底上还设置有柔性连接线，所述超声波发射单元以及所述超声波接收单元通过所述柔性连接线连接到所述处理组件；
其中，所述柔性连接线包括蛇形或波浪形导线中的任意一种。
5.根据权利要求2所述的装置，其特征在于，所述超声波发射单元包括发射电路和发射压电陶瓷，所述发射电路用于将预设的发射电信号传输至发射压电陶瓷，所述发射压电陶瓷用于将所述预设的发射电信号转换为对应的超声波。
6.根据权利要求2所述的装置，其特征在于，所述超声波接收单元包括接收压电陶瓷和接收电路，所述接收电路用于分别接收所述第一超声波和所述第二超声波，并且将所述第一超声波和所述第二超声波分别发送至所述接收压电陶瓷，所述接收压电陶瓷用于将所述第一超声波和所述第二超声波分别转换为对应的第一声压和第二声压。
7.根据权利要求5所述的装置，其特征在于，所述发射电路和所述发射压电陶瓷通过蛇形或波浪形导线连接。
8.根据权利要求6所述的装置，其特征在于，所述接收压电陶瓷和所述接收电路通过蛇形或波浪形导线连接。
9.根据权利要求2所述的装置，其特征在于，所述装置还包括声匹配层，所述声匹配层用于封装所述血液粘稠度测量装置或所述检测组件中的超声波发射单元。
10.一种血液粘稠度测量方法，其特征在于，包括：
向待检测对象的血管发射超声波；
分别确定所述待检测对象的血管反射的第一超声波对应的第一声压和第二超声波对应的第二声压，其中，所述第一超声波为所述待检测对象的血管的下内壁第一次反射的超声波，所述第二超声波为所述待检测对象的血管的下内壁第二次反射的超声波；
根据所述第一声压和第二声压之间的衰减值，确定所述待检测对象的血液粘稠度；
其中，所述根据第一声压和所述第二声压之间的衰减值，确定所述待检测对象的血液粘稠度，包括：
根据所述第一声压、所述第二声压、预先确定的超声波衰减系数和预先确定的所述待检测对象的血管宽度，确定所述待检测对象的血液粘稠度，所述超声波衰减系数包括流体介质粘滞吸收衰减系数和散射衰减系数。
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