本发明专利涉及一种血液粘度检测装置和方法，具体涉及到一种利用扭转模态超声导波快速检测血液粘度的装置。
背景技术：
血液粘度是血液理化特性之一，在36度的环境下，人体全血的粘度一般在2.3-3.5mps之间，人体全血粘度度主要与rbc(红细胞压积、红细胞变形性、红细胞聚集)、血红蛋白及其他蛋白的含量、以及血浆黏度等有关
血液粘度的测量在生物医学领域中血液粘度的检测具有着重要意义，缺血性脑中风，心机梗塞,脑血栓等心血管都会伴随着血液粘度的升高(>4mps)，出血性脑中风，消化道出血也会伴随着血液粘度的降低(<2mps)。
血液粘度计是在生理状态下测量人体血液粘度的仪器。现医院内对血液粘度的分析多是对患者抽取的血液样本进行分析，如皕赫科学仪器提供的一种测量血液动态粘度的装置，需要将在血液样本中加入抗凝剂，并在机器中进行离心3分钟，再取离心样本进行分析测试，整体工作周期在15分钟左右，此类检测仪器实时性较差，且需保证检测时间内血液样本不受空气和温度等外部因素的影响。
血液粘度的实时快速测量在急救和手术突发情况下有着更重大的意义，该参数不仅能反映病人当前的生理状况，更影响医生对病人的急救方案制定。超声导波测量由于其测量速度快，精度高等特点备受研究者的青睐。天津大学赵美蓉团队将管道l模态导波应用到粘弹性液体粘度测量，但受到毛细管扭转导波传感器技术制约，采用了相对容易激励的l导波。在微金属管直径减小的条件下，充液管道导波频散曲线随着充液粘度的变化就越明显。而由于剪切波对液体粘度变化更为敏感，如何激励出纯净的t(0,1)模态毛细管导波是进一步提高粘度测量准确性的关键。
技术实现要素：
针对人体血液粘度检测速度慢与实时性不高的问题，本发明提供了一种利用流体剪切力影响微细金属管内部扭转模态超声导波传播的特性，对血液进行直接采集与实时测量的装置，适用于医疗单位在对病人血液黏度的快速检测。
本发明是一种基于微细金属管内表面超声导波传播时的频散曲线与幅值衰减受管内液体粘度影响的规律，根据测得的导波回波飞行时间与幅值为变量，利用机器学习的方法对血液粘度进行回归分析，绘制(w(导波衰减参数).δtof(绝对飞行时间))-粘度曲线对血液粘度进行预测,并设计了一种配合该方法对人体血液快速采样以及快速检测的装置。通过在易携带的超声导波激励装置与微细金属针管上激发扭转模态(t模态)导波，通过微细金属针管直接采得血液。保证了测试时血液不与空气接触，并通过恒定针管温度以及液柱长度等影响因素，提高了血液粘度测量的精度。
本发明通过以下技术方案予以实现：
一、一种基于扭转导波的微细金属管血液粘度快速检测装置：
包括装置壳体以及安装于装置壳体的采血单元和采血电路，采血单元和采血电路电连接；采血单元分为外部采血模块、送样管道、微细金属管和血液微流泵，送样管道包括了进样管和排样管，进样管、排样管分别安装在装置壳体的两侧，进样管的入口连通到装置壳体外用于连接外部采血模块，进样管的出口经微细金属管和血液微流泵的入口连通，血液微流泵的出口和排样管的入口连通，排样管的出口连通到装置壳体外；微细金属管外设有磁致伸缩组件，磁致伸缩组件包含了永磁体、线圈、磁致伸缩粉末涂层，磁致伸缩粉末涂层涂覆在微细金属管外表面，磁致伸缩粉末涂层外绕制有线圈，线圈外的两侧对称布置有永磁体。
所述的外部采血模块包含了采样针和采血袋，采血袋和进样管连接，采血袋通过采样针在人体静脉采血。
所述的血液微流泵和线圈连接到采血电路，采血电路包括主控单元、导波激励单元、导波激励单元、脉冲产生模块、功率放大模块、回波接收模块、前置放大模块和数据采集模块；主控单元和显示模块连接，主控单元经微流泵控制模块和血液微流泵连接，主控单元依次经导波激励单元、脉冲产生模块、功率放大模块后和线圈的两端连接，同时线圈的两端依次经数据采集模块、前置放大模块、和回波接收模块后和主控单元连接。
所述的主控单元配置好原始激励脉冲数字信号后送入导波激励单元，利用脉冲产生模块转化为模拟信号并经过功率放大模块的功率放大后施加至由线圈和永磁体构成的导波换能器，由导波换能器将导波信号耦合至微细金属管；导波换能器接收导波的回波时，将收到的回波信号依次经过数据采集模块、前置放大模块的前置放大后送入主控单元进行数据处理，通过所述检测方法预测粘度后在显示模块显示结果。
二、一种基于机器学习的血液黏度检测方法：
1)根据微细金属管的结构几何参数以及材料力学特性参数，通过半解析有限元法计算得到充液微细金属管的导波模态频散特性曲线，通过导波模态频散特性曲线选取导波激励频率，通过导波模态频散特性曲线可确定不同粘度的充液金属管内t(0,1)模态导波传播速度变化较大，在240khz附近激励导波速度变化敏感度较高且较远离截止频率；
2)以36摄氏度的水作为溶剂，利用增稠剂做溶质，配置不同浓度的液体，获得不同粘度的液体，并用商用标准粘度计对配置好的液体进行粘度测量获得实际粘度；
3)在微细金属管内部充入不同粘度的液体，在导波激励频率的t(0,1)导波激励下通过采集回波信号后处理获得微细金属管内导波的导波飞行时间tof和幅值amp，然后根据导波飞行时间tof和幅值amp计算绝对飞行时间δtof和幅值衰减比w；
导波飞行时间(tof)是指导波速度的倒数计算而来，幅值(amp)是指回波的最大幅值。
4)依据实验发现的绝对飞行时间δtof和幅值衰减比w与粘度的之间关系，建立绝对飞行时间δtof、幅值衰减比w与粘度之间的线性回归模型，线性回归模型对绝对飞行时间δtof和幅值衰减比w两个输入变量进行预测获得预测粘度，以预测粘度和实际粘度之间的差值建立损失函数衡量，利用有监督学习中的线性回归模型将输入变量映射到粘度并使用梯度下降优化方法对模型进行优化，能有效对损失函数进行增强并修正；
线性回归模型的输入为绝对飞行时间δtof和幅值衰减比w，输出为粘度。
5)待测情况下，将血液样本加入到微细金属管，按照步骤3)和4)相同方式处理获得绝对飞行时间δtof和幅值衰减比w，输入到利用有监督学习中的线性回归模型处理输出获得粘度，并使用梯度下降优化方法对模型进行优化。
所述步骤1中，导波模态是t(0,1)模态导波，为t(0,1)模态的扭转波，其对液体剪切力更加敏感，传播特性受粘度影响大。
所述步骤1)中的微细金属管的频散特性曲线，当微细金属管内充液粘度增大时，频散曲线会向右发生移动，即相同频率的导波在充液粘度更大直径的微细金属管内壁传播速度更快，导波飞行时间tof更短。
所述步骤2)中所使用的溶质增稠剂是羟乙基纤维素(hec)粉末，对液体密度影响极小，1％的hec溶液粘度即可达到397m*ps而密度仅为1.005g/cm3。
具体实施中，所述的微细金属管采用金属铝管。
所述步骤3)中，采集回波信号获得导波传播速度v，进而导波飞行时间tof采用以方式根据导波传播速度和微细金属管的长度处理获得：
tof＝2*l/v
其中，tof是导波飞行时间，l是微细金属管的长度，v是指微细金属管内部导波的导波传播速度。
所述步骤4中，所述的线性回归模型具体为：
η＝k1*δtof k2*w
其中，k1，k2为第一模型系数和第二模型系数，η表示粘度；
损失函数使用均方误差作为函数返回值，计算为：
其中，j表示预测粘度和实际粘度的均方误差，h(xi)是通过线性回归模型对绝对飞行时间δtof和幅值衰减比w处理得到的预测粘度，yi是利用标准粘度计配得溶液的实际粘度，i表示第i份hec粉末溶液，m表示hec粉末溶液的总份数。
本发明通过构建一种易携带的血液粘度快速检测装置，并利用超声导波回波特性随血液粘度变化的规律，实现了对血液的采集与快速粘度测量，用恒温加热模块恒定血液温度，并将解析出的导波飞行时间和幅值送入以及训练好的粘度计算模型中，提高了血液粘度测量的速度和准确度，克服了传统血液粘度检测装置实时性差/检测速度慢的问题。
本发明通过实现对人体血液粘度区间内的导波回波特性进行建模，能够实现在血液粘度采集后根据回波特性在最短时间内对血液粘度进行检测，由于该装置集成度高、体积较小，不仅易携带，且能在装置显示界面直接展示测得血液粘度，也能够帮助医护人员方便的获取病人血液粘度数据。
本发明具有的有益效果是：
本发明对血液粘度进行直接采集与实时测量的装置，克服了传统的血液粘度测量实时性差、采集量过大、不能用于术中和急救场合以及测量过程中容易受环境因素引起较大误差等问题。
本发明利用血液流体剪切力影响微细金属管内壁扭转模态超声导波传播的特性，提取扭转导波回波中的飞行时间数据与幅值衰减数据，利用机器学习对血液粘度进行预测，实现了血液粘度的实时准确的测量。
本发明方法准确性高，在采血装置采血到微细金属管后，能快速计算血液粘度并显示，且血液取样量少，取样方便，适用于医疗单位在对病人血液粘度的快速实时检测。
附图说明
图1为血液黏度测量装置的组成结构图；
图2为血液粘度测量装置工作流程图；
图3为血液粘度快速测量方法检测原理图；
图3a为不同粘度充液金属管频散曲线变化图；
图3b为不同粘度充液金属管回波速度变化图；
图3c为不同粘度充液金属管回波幅值变化图；
图4为扭转导波回波tof,w和粘度的关系图；
图5a为粘度预测模型训练效果图；
图5b为模型求取参数结果展示图。
图中：1-壳体，2-采样针；3-采血袋；4-进样管；5微细金属管；6排样管；7微型泵；8-主控单元；9-显示模块；10微流泵控制模块；11导波激励单元；12脉冲产生模块；13功率放大模块；14回波接收模块；15前置放大模块；16数据采集模块；17永磁体；18线圈；19磁致伸缩粉末涂层。
具体实施方式
以下结合附图对本发明做进一步说明。
如图1所示，装置包括装置壳体以及安装于装置壳体的采血单元和采血电路，采血单元和采血电路电连接；
采血单元分为外部采血模块、送样管道、微细金属管5和血液微流泵7，通过外部采血模块连接一次性采血针或者连接已采集好的血液样本，利用血液微流泵7控制血液吸入并送入微细金属管5进行检测；在在检测完成后，再通过送样管道将微细金属管5中的血液样本送出并利用蒸馏水清洗三遍。
送样管道包括了进样管4和排样管6，进样管4、排样管6分别安装在装置壳体的两侧，进样管4的入口连通到装置壳体外用于连接外部采血模块，进样管4的出口经微细金属管5、橡胶软管和血液微流泵7的入口连通，血液微流泵7的出口和排样管6的入口连通，排样管6的出口连通到装置壳体外；装置壳体内固定送样管道与微细金属管5。微细金属管5的直径范围为0.1mm-2mm,长度为5mm-50mm。
送样管道为橡胶软管，连接在装置壳体的入口和血液微流泵7的两侧，可进行更换。
微细金属管5外设有磁致伸缩组件，磁致伸缩组件包含了永磁体17、线圈18、磁致伸缩粉末涂层19，磁致伸缩粉末涂层19涂覆在微细金属管5一处的外表面，磁致伸缩粉末涂层19外绕制有线圈18，线圈18外的两侧对称布置有永磁体17。
在微细金属管5圆周一侧镀有一层磁致伸缩粉末形成磁致伸缩粉末涂层19，并在圆周上包有磁致伸缩扭转波导波换能器，其由磁铁和线圈组成，其中两个磁铁作为永磁体17提供永磁场，利用脉冲回波方式进行导波激励与接收。
微细金属管5，直径范围为0.1mm-2mm，长度为5mm-50mm,使用铁磁性管(如碳钢管、不锈钢管)，或者非铁磁性管(如铝管、铜管)，非铁磁性管上必须喷涂磁致伸缩粉末涂层以传播t(0,1)导波，铁磁性管可传播t(0,1)模态导波，喷涂磁致伸缩粉末涂层后更利于导波在微细金属管内传播。
磁致伸缩粉末涂层材料为feco、fega、nimnga或terfelnol-d等，磁致伸缩粉末喷涂工艺采用超高温冷喷涂或热喷涂工艺。
外部采血模块包含了采样针2和采血袋3，采血袋3和进样管4连接，采血袋3通过采样针2在人体静脉采血。采集方式分直接静脉采血针采血与采血袋血液样本采血。
外部采血模块，当连接一次性采血针时可直接在人体静脉采血送入装置进行检测，当连接血液样本时可先对血液取样再送入装置。
血液微流泵7和线圈18连接到采血电路，采血电路包括主控单元8、导波激励单元11、导波激励单元11、脉冲产生模块12、功率放大模块13、回波接收模块14、前置放大模块15和数据采集模块16；主控单元8和显示模块9连接，主控单元8经微流泵控制模块10和血液微流泵7连接，主控单元8依次经导波激励单元11、脉冲产生模块12、功率放大模块13后和线圈18的两端连接，同时线圈18的两端依次经数据采集模块16、前置放大模块15、和回波接收模块14后和主控单元8连接。主要由导波激励单元11、脉冲产生模块12、功率放大模块13构成了导波激励单元，主要由数据采集模块16、前置放大模块15、和回波接收模块14构成了导波接收单元。
主控单元8配置好原始激励脉冲数字信号后送入导波激励单元11，利用脉冲产生模块12转化为模拟信号并经过功率放大模块13的功率放大后施加至由线圈18和永磁体17构成的导波换能器，由导波换能器将导波信号耦合至微细金属管5；导波换能器接收导波的回波时，将收到的回波信号依次经过数据采集模块16、前置放大模块15的前置放大后送入主控单元8进行数据处理，通过检测方法预测粘度后在显示模块9显示结果。
当血液样本充满微细金属管5后，导波激励单元接收主控的激励信号并驱动换能器产生超声导波，在脉冲回波模式下，超声导波通过导波激励单元激励到金属管后在金属管边缘发生发射并在反向传播过程中再次被换能器捕捉到，送入导波接收单元中。实验探索中发现，血液粘度不同时，接收到的导波传播速度与幅值不同。
脉冲回波模式适用于只在金属管一处喷涂磁粉和安装导波换能器，该装置亦可两侧的两处均喷涂磁粉安装换能器利用单发单收方式进行接收。
本发明的装置亦可实现对血液粘度的动态检测，通过在微细金属管壁镀上高凝土，通过不断采集血液粘度随时间的变化绘制血栓弹力图，并采集50组正常人的数据绘制血栓弹力图进行对比，进而通过其他相应指标判断人体血栓，凝血类等。
如图3所示为血液粘度的检测原理图，该图数据来自3组模拟血液粘度变化的实验，实验条件为：
1、直径0.6mm，长10cm的不锈钢管，在距离一端1cm处喷覆铁钴磁致伸缩粉涂层。
2、液柱长度10cm,温度36度，液柱密度均为1.05g/cm3，液柱粘度分别为0.1m·ps、0.5m·ps、1m·ps。
3、导波激励频率240khz。
以上实验条件只有液柱粘度发生变化，根据频散曲线可以看出，当血液粘度增大时，频散曲线有向右移动的趋势，即在同一激发频率中，该模态导波速度会有所不同，随着血液粘度的增加，导波速度略微降低且幅值会有一定程度的衰减。根据以上实验现象，确定具体实施方法如下:
具体实施方法中，以36度的水作为溶剂，利用增稠剂做溶质配合商用标准粘度计配置粘度0.1m·ps到1m·ps的10组不同粘度液体，利用上述检测装置，测的不同粘度血液样本的回波速度与幅值，如图3b,图3c所示，并将这10组数据经过转化后送入已建立好的线性回归模型，对模型进行训练，以解析粘度和导波衰减与导波速度变化的关系，具体实现方法见实施例。
本发明的实施例如下:
(1)以内直径400um,外直径600um,密度2800kg/m3，弹性模量7.3*e10n/m2，泊松比0.33的充液金属微细铝管为例，画出其充不同粘度液体的频散曲线(图3a)，寻找最佳激励频率点在240khz附近。
(2)以36度的水作为溶剂，为模拟静脉血液，加入适量盐使其密度达到(1.05g/cm3)，利用羟乙基纤维素(hec)粉末配置粘度为0.1m·ps到1m·ps的溶液共十份以及一份不配置粘度的盐水溶液一份，分别送入所述金属铝管，并进行导波激励与接收，记录盐水接收导波回波的速度v与幅值a，以及各溶液接收导波回波的速度v0-v9,a0-a9。
(3)为了回归模型的简化以及消除常数项，对导波回波数据进行一些处理，第一步：将导波速度v转化为飞行时间tof100：
tof100＝200*l/v
式中tof100指代导波飞行时间(在微细金属管来回运动100次的时间)，l为微细金属管长度。
第二步：利用以下公式，取不同充液粘度导波回波100次的时间tofi与充水管道导波回波tof100之差的绝对值作为绝对飞行时间：
δtof＝|tofi-tof100|
第三步：利用以下公式将导波幅值转化为衰减比：
w＝1-ampi/amp
其中，ampi代表第i充液粘度下的导波回波幅值，amp代表充水管道导波回波幅值。
经过以上处理，当δtof和w为0时，粘度为水的粘度0，即线性回归方程常数项被消除。最终得到的数据如图4所示。
(4)第一步:建立线性回归模型：
η＝k1*δtof k2*w
第二步以均方误差为基准建立损失函数：
第三步:设置迭代轮数，学习率，利用梯度下降方法对模型进行求解，它是一种结合自适应梯度下降与动量梯度下降的方法，从图5a可以看出，经过300轮训练后，模型的msn(均方误差)下降后又有上升，此时模型发生过拟合，在训练轮数取212轮时，msn降至最低点4*10-5，最终求解参数:k1＝7.15,k2＝8.81并绘制参数点范围内的msn变化曲线图5b，可见所模型求解的参数确实使msn达到了一个极小值。
第四步将求出的参数带入原始模型，带入数据，将预测数据与真实数据比对，如图5a，所得误差均在1％范围内。
装置使用部分：
(1)将以上方法转化为代码烧录进装置的主控单元中
(2)主控单元通过驱动微流泵控制模块，进而控制血液微流泵将血液送入微细金属管中，当血液样本充满金属管后，导波激励单元接收主控的激励信号并驱动换能器产生超声导波，导波接收单元通过对接收信号进行滤波与放大后，送入主控单元进行回波信号处理。
(3)通过计算处回波的δtof和w参数后，送入已训练好的模型中，进而得出血液粘度并显示在显示模块上。
(4)之后主控再次控制血液微流泵吸取蒸馏水对装置内管进行清洗，完成一次血液粘度检测。
由此可见，本发明通过利用血液粘度对超声导波传输特性的影响，并结合一种基于机器学习的检测方法，以便携式采血装置为依托，实现了对血液粘度的快速准确测量，通过与商用粘度计的对比，该测量方法测量粘度误差在1％范围内。该方法实现了对人体血液粘度的快速准确测量，为现有心血管情况中对血液粘度参数的需要提供了一种新的方法，具有突出显著的技术效果。
上述具体实施方式用来解释说明本发明，而不是对本发明进行限制，在本发明的精神和权利要求的保护范围内，对本发明做出的任何修改和改变，都落入本发明的保护范围。
1.一种基于扭转导波的微细金属管血液粘度快速检测装置，其特征在于：包括装置壳体以及安装于装置壳体的采血单元和采血电路，采血单元和采血电路电连接；采血单元分为外部采血模块、送样管道、微细金属管(5)和血液微流泵(7)，送样管道包括了进样管(4)和排样管(6)，进样管(4)、排样管(6)分别安装在装置壳体的两侧，进样管(4)的入口连通到装置壳体外用于连接外部采血模块，进样管(4)的出口经微细金属管(5)和血液微流泵(7)的入口连通，血液微流泵(7)的出口和排样管(6)的入口连通，排样管(6)的出口连通到装置壳体外；微细金属管(5)外设有磁致伸缩组件，磁致伸缩组件包含了永磁体(17)、线圈(18)、磁致伸缩粉末涂层(19)，磁致伸缩粉末涂层(19)涂覆在微细金属管(5)外表面，磁致伸缩粉末涂层(19)外绕制有线圈(18)，线圈(18)外的两侧对称布置有永磁体(17)。
2.根据权利要求1所述的一种基于扭转导波的微细金属管血液粘度快速检测装置，其特征在于：所述的外部采血模块包含了采样针(2)和采血袋(3)，采血袋(3)和进样管(4)连接，采血袋(3)通过采样针(2)在人体静脉采血。
3.根据权利要求1所述的一种基于扭转导波的微细金属管血液粘度快速检测装置，其特征在于：所述的血液微流泵(7)和线圈(18)连接到采血电路，采血电路包括主控单元(8)、导波激励单元(11)、导波激励单元(11)、脉冲产生模块(12)、功率放大模块(13)、回波接收模块(14)、前置放大模块(15)和数据采集模块(16)；主控单元(8)和显示模块(9)连接，主控单元(8)经微流泵控制模块(10)和血液微流泵(7)连接，主控单元(8)依次经导波激励单元(11)、脉冲产生模块(12)、功率放大模块(13)后和线圈(18)的两端连接，同时线圈(18)的两端依次经数据采集模块(16)、前置放大模块(15)、和回波接收模块(14)后和主控单元(8)连接。
4.根据权利要求3所述的一种基于扭转导波的微细金属管血液粘度快速检测装置，其特征在于：所述的主控单元(8)配置好原始激励脉冲数字信号后送入导波激励单元(11)，利用脉冲产生模块(12)转化为模拟信号并经过功率放大模块(13)的功率放大后施加至由线圈(18)和永磁体(17)构成的导波换能器，由导波换能器将导波信号耦合至微细金属管(5)；导波换能器接收导波的回波时，将收到的回波信号依次经过数据采集模块(16)、前置放大模块(15)的前置放大后送入主控单元(8)进行数据处理，通过所述检测方法预测粘度后在显示模块(9)显示结果。
5.应用于权利要求1-4任一所述装置的一种基于机器学习的血液黏度检测方法，其特征在于：
1)根据微细金属管(5)的结构几何参数以及材料力学特性参数，通过半解析有限元法计算得到充液微细金属管(5)的导波模态频散特性曲线，通过导波模态频散特性曲线选取导波激励频率；
2)以36摄氏度的水作为溶剂，利用增稠剂做溶质，配置不同浓度的液体，获得不同粘度的液体，并用商用标准粘度计对配置好的液体进行粘度测量获得实际粘度；
3)在微细金属管(5)内部充入不同粘度的液体，在导波激励频率的t(0,1)导波激励下通过采集回波信号后处理获得微细金属管(5)内导波的导波飞行时间tof和幅值amp，然后根据导波飞行时间tof和幅值amp计算绝对飞行时间δtof和幅值衰减比w；
4)建立绝对飞行时间δtof、幅值衰减比w与粘度之间的线性回归模型，线性回归模型对绝对飞行时间δtof和幅值衰减比w两个输入变量进行预测获得预测粘度，以预测粘度和实际粘度之间的差值建立损失函数衡量，并使用梯度下降优化方法对模型进行优化；
5)待测情况下，将血液样本加入到微细金属管(5)，按照步骤3)和4)相同方式处理获得绝对飞行时间δtof和幅值衰减比w，输入到利用线性回归模型处理输出获得粘度，并使用梯度下降优化方法对模型进行优化。
6.根据权利要求5所述的一种基于机器学习的血液黏度检测方法，其特征在于：所述步骤1中，导波模态是t(0,1)模态导波。
7.根据权利要求5所述的一种基于机器学习的血液黏度检测方法，其特征在于：所述步骤1)中的微细金属管的频散特性曲线，当微细金属管(5)内充液粘度增大时，频散曲线会向右发生移动，即相同频率的导波在充液粘度更大直径的微细金属管(5)内壁传播速度更快，导波飞行时间tof更短。
8.根据权利要求5所述的一种基于机器学习的血液黏度检测方法，其特征在于：所述步骤2)中增稠剂是羟乙基纤维素(hec)粉末。
9.根据权利要求5所述的一种基于机器学习的血液黏度检测方法，其特征在于：所述步骤4中，所述的线性回归模型具体为：
η＝k1*δtof k2*w
其中，k1，k2为第一模型系数和第二模型系数，η表示粘度；
损失函数使用均方误差作为函数返回值，计算为：
其中，j表示预测粘度和实际粘度的均方误差，h(xi)是通过线性回归模型对绝对飞行时间δtof和幅值衰减比w处理得到的预测粘度，yi是利用标准粘度计配得溶液的实际粘度，i表示第i份hec粉末溶液，m表示hec粉末溶液的总份数。
技术总结