压电传感器在血浆粘度检测中的应用

　　粘度是液体内摩擦力的表现。血浆粘度主要由血浆的蛋白成分所形成,血浆蛋白对血浆粘度的影响决定于血浆蛋白质的含量。其中以结构不对称并形成网状结构能力大的纤维蛋白原对血浆粘度影响最大,其次是球蛋白分子,以及糖类和脂类等。血浆粘度增加将会促使红细胞的积聚和变形从而影响全血粘度[1]。所以在血液流变学的检测中,血浆粘度检测是一项重要的指标,这在临床治疗中,对于了解血液成分的变化和病变等都具有一定的参考价值。国内用于血浆粘度检测的方法主要为毛细管法。该方法具有准确、测量范围大等优点,但存在结构复杂、成本高的缺点。笔者提出的压电石英晶体传感器具有结构简单、成本低、灵敏度高等优点,可以克服毛细管法的缺点。另外,在血液体外治疗时,还可以满足血浆粘度的在线检测要求。

　　1　检测原理

　　压电石英晶体传感器常采用厚度剪切模式(TSM)下的AT切晶片,其最早主要用于气相环境中有机挥发物的检测,它是基于1959年Sauerbrey推导出的晶体频移与其表面质量负载关系式[2]:

其中,Δf是晶体表面吸附质量;Δm为引起的频率偏移值;f为石英晶体振荡基频;A为晶体电极区面积;ρq与μq分别为晶体密度和弹性模量。

　　自Sauerbrey推出该公式后,压电石英晶体传感器在化学和生物传感器中得到了广泛应用[3]。当石英晶体在液相振荡时,由于表面张力的作用,晶体表面所附着的溶液薄层也随石英晶体一起振荡,其结果也等效于石英晶体表面质量负载的增加,由此导致传感器振荡频率的偏移。溶液的粘度越高,随晶体振荡的液层就越厚,等效的质量负载也越大。溶液的密度越高,液层的质量也越大。液体附着在晶体表面的质量为:

式中,ρ1是液体密度,δ为液体层厚度,其它符号含义同(1)式。

　　晶体在做厚度剪切模式(TSM)振动时,根据剪切波传播原理和流体力学理论,可得出晶体表面附着的液体粘性边界层厚度为[4-5]:

其中,ηl为液体粘度,其余符号含义同上。

　　将式(2)与式(3)带入式(1)可得:

从式(4)中可以发现,当晶体确定以后,f、ρ_q和μ_q均为常数,所以Δf与(ηlρl)^0.5成线性关系。如液体密度已知,则通过式(4)可得液体的粘度值。

　　不过,需指出的是在上述推导中,仅考虑了液体阻尼效应与频移的关系。而石英晶体在液相环境中的振荡频率还与晶体表面因吸附而产生的质量负载效应有关[6]。后者的存在会对粘度测量的准确性有一定的影响,后文将说明对如何避免或消除这一影响。