DE68918223T2

DE68918223T2 - Blutfilter, Verfahren und Vorrichtung für hemorheologische Messungen.

Info

Publication number: DE68918223T2
Application number: DE68918223T
Authority: DE
Inventors: Toshio Kaneko; Yuji Kikuchi; Hiroshi Ohki; Kazuo Sato
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Mc Laboratory Inc Tokio/tokyo Jp
Priority date: 1988-11-11
Filing date: 1989-11-07
Publication date: 1995-02-02
Anticipated expiration: 2009-11-08
Also published as: JP2685544B2; EP0368241A3; US5023054A; EP0368241B1; DE68918223D1; EP0368241A2; JPH02130471A

Description

Diese Erfindung bezieht sich auf hämorheologische Messungen und insbesondere auf einen Blutfilter, ein Verfahren und eine Vorrichtung für hämorheologische Messungen.
Konventionellerweise werden Membranen, die sehr kleine Löcher haben, wie z.B. Nuklepor-Filter und Nickelmaschenfilter; verwendet, um die Filterfähigkeit zu überprüfen, wenn Blut durch den Filter strömt, wie es auf den Seiten 42-43 der Sammlung von Vorträgen beschrieben ist, die für die Konferenz der Nippon Biorheology Gakkai 1988 (NL 7-31, 7-33 und 7-34) vorbereitet wurde. Ein Nuklepor-Filter ist aus einer dünnen Polykarbonatlage bzw. einem dünnen Polykarbonatblatt mit darin ausgebildeten kleinen Löchern aufgebaut, und ein Nickelmaschenmaterial ist ausgebildet aus einer dünnen Nickelschicht mit kleinen darin ausgebildeten Löchern. Diese Typen von Filtern werden in einer solchen Art und Weise verwendet, daß Blut veranlaßt wird, durch die kleinen Löcher hindurchzuströmen, indem jeweils unterschiedliche Drücke auf den zwei Seiten der Filtermembran angelegt werden, und daß die Zeit, die es dauert, daß das Blut durch den Filter hindurchströmt, gemessen wird, um die Filterfähigkeit oder Deformierbarkeit der roten Blutzellen bzw roten Blutkörperchen zu messen.
Außerdem ist ein Verfahren zur Verwendung eines Filters bekannt, der durch Ausbilden von kleinen Löchern in einer Si&sub3;N&sub4;-Membran, die auf einer Oberfläche eines Siliziumsubstrates ausgebildet ist, um die Deformierbarkeit von roten Blutzellen zu bewerten, aufgebaut ist. Ein Beispiel dieses Verfahrens ist beschrieben auf den Seiten 2191-2196 des Denshi Jyoho Tsushin Gakkai Lecture Magazine D (1988).
In "Improved filtration method for red cell deformability measurement" von Kikuchi et al., Medical and Biological Engineering and Computing, Band 21, Nr. 3, Mai 1983, Seiten 270276, ist ein Verfahren beschrieben, mittels dessen eine Messung der Deformierbarkeit von roten Blutkörperschen ausgeführt wird. Es basiert auf dem Nukleporfiltrationsverfahren. Das Verfahren ist auf ein Bestimmen einer mittleren Porendurchgangszeit eines einzigen roten Blutkörperchens gerichtet, da Nukleporfilter keine konstanten Porengrößen und -längen haben.
In der EP-A-0 209 771 A1 ist eine Vorrichtung zum Messen der Deformierbarkeit roter Blutkörperchen beschrieben. Dieses Verfahren wendet eine Filtermembran an, die eine Meßkammer in zwei separate Volumen unterteilt. Der Einlochströmungskanal, der in der Membran angeordnet ist, ist kleiner im Durchmesser als der Durchmesser des nichtdeformierten roten Blutkörperchens. Auf jeder Seite der Membran sind Elektroden angeordnet, die mit einer Wechselstromquelle für die Membran verbunden sind. Der elektrische Strom wird direkt gemessen und als ein Maß für den elektrischen Widerstand genommen.
Bei diesen konventionellen Techniken kann die Querschnittskonfiguration der roten Blutkörperchen in der Richtung des Durchganges durch den Filter nicht beobachtet werden, obwohl das Vorhandensein roter Blutkörperchen am Auslaß oder Einlaß des Filters beobachtet werden kann.
Weitere Probleme treten dahingehend auf, daß die Länge der Strömungskanäle des Filters nicht frei gewählt werden kann, daß die Informationen über die Größe oder das Volumen eines roten Blutkörperchens nicht separat erhalten werden kann und daß die roten Blutkörperchen, die durch die Löcher des Filters hindurchgehen, nicht gleichmäßig deformiert werden.
Ein erstes Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, einen gleichmäßigen porösen Filter zu realisieren, bei dem der Durchmesser und die Länge der Filterlöcher frei festgelegt werden kann und bei dem die Größen der Strömungskanäle gleichmäßig sind.
Ein zweites Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, es zu ermöglichen, daß die Querschnittskonfiguration jedes roten Blutkörperchens in der Durchgangsrichtung während des Durchganges durch den Strömungskanal des Filters zu beobachten.
Ein drittes Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, Daten über die Größe oder das Volumen jedes roten Blutkörperchens separat von anderen Datengruppen zu haben.
Ein viertes Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, die Streubreite der Auswertung der Deformierbarkeit zu reduzieren, indem der Vorgang der Deformation von roten Blutkörperchen, die durch die Strömungskanäle des Filters hindurchgehen, vereinheitlicht wird.
Gemäß der Erfindung werden diese Ziele erreicht entsprechend den Merkmalen nach den Ansprüchen 1, 7, 8, 13 und 16. Bevorzugte Ausführungsbeispiele sind in den abhängigen Ansprüchen definiert.
Demgemäß besteht das erfinderische Konzept darin, daß anstelle von Membranfiltern ein Filter verwendet wird, der durch Abdichten mit einer flachen Platte, einer Oberfläche, in der feine Nuten ausgebildet sind, um einen sehr feinen Strömungsdurchgang zu definieren, durch den das Blut hindurchströmt, aufgebaut ist.
Um speziell das erste Ziel zu erreichen, wird eine Mikrobearbeitungstechnologie zur Herstellung von Halbleitern angewendet, um eine Vielzahl von gleichmäßigen Nuten in einem Substrat mit verbesserter Genauigkeit auszubilden. Um das zweite Ziel zu erreichen, wird eine Platte mit seiner Transparenz als die flache Platte zum Abdichten der Nuten verwendet. Um das dritte Ziel zu erreichen, werden Elektroden an der Oberfläche der flachen Platte in einer derartigen Art angeordnet, daß jedes Paar Elektroden dazu dient, eine elektrische Potentialdifferenz zwischen dem Einlaß und dem Auslaß einer Nut zu erfassen. Um das vierte Ziel zu erreichen, wird die Querschnittskonflguration jeder Nut in deren Längsrichtung geändert, wodurch ein nichtsphärisches rotes Blutkörperchen so angeordnet werden kann, daß es in einer gewissen Richtung ausgerichtet ist, unmittelbar bevor das rote Blutkörperchen in einen engen Bereich der Nut des Filters eintritt.
Die in einem Substrat auszubildenden Nuten werden durch Lithographie und Ätzen ausgebildet. Demgemäß kann das Substrat mit einer Vielzahl von Nuten gleichmäßig darauf mit verbesserter Abmessungsgenauigkeit ausgebildet werden. Dann werden das Substrat und die flache Platte zusammen bondiert, während sie in Kontakt miteinander gehalten werden, wodurch ein Filter gebildet wird, der frei von der Möglichkeit des Durchtretens von Blutbestandteilen durch die Verbindungsfläche ist und der Strömungsdurchgänge bzw. -kanäle von gleichmäßiger Größe aufweist.
Blutzellenbestandteile, z.B. rote Blutkörperchen, die durch die Strömungsdurchgänge fließen, während sie deformiert werden, können durch die flache Platte beobachtet werden, in der die Nuten abgedichtet sind.
Das Paar Elektroden ist am Einlaß und dem Auslaß jedes Strömungsdurchganges angeordnet, um die Größe jedes roten Blutkörperchens mit einem elektrischen Widerstand zu messen, der unterschiedlich von dem von Plasma ist. D.h. der elektrische Widerstand im Inneren des Strömungsdurchganges variiert in Abhängigkeit vom Volumen des roten Blutkörperchens, das einen gewissen Raum in dem Strömungsdurchgang einnimmt, wenn die Blutzelle zwischen die Elektroden gelangt, zwischen denen eine gewisse Spannung angelegt ist, und das Volumen der Blutzelle kann dadurch berechnet werden. Das Vorsehen von Elektroden ermöglicht es auch, die Zeit zu erhalten, die es dauert, bis jede Blutzelle durch den Strömungsdurchgang hindurchgeht, d.h. Daten über die Deformierbarkeit.
Führungsabschnitte sind vorgesehen, um so zu veranlassen, daß die Blutzellen in die Filterabschnittstirnfläche in einer gewissen Richtung erstmal eintreten, wodurch die Vorgänge der Deformation von Blutzellen, die durch die Strömungsdurchgänge des Filters hindurchgehen, vergleichmäßigt werden.
Fig.1 ist eine Schnittansicht eines Blutfilters gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung;
Fig.2A ist ein Diagramm eines Blutfilters;
Fig.2B ist ein vergrößertes Diagramm eines Abschnittes A, der in Fig.2A gezeigt ist;
Fig.3 ist eine Vorderansicht einer flachen Glasplatte, auf der Elektroden angeordnet sind;
Fig.4A ist ein Diagramm der Anordnung der Elektroden auf der stromaufwärtigen und der stromabwärtigen Seite von kleinen Löchern des Filters;
Fig.4B ist ein Diagramm, das ein Beispiel des Signals zeigt, das durch die Elektroden erhalten wird;
Fig.5 ist ein Diagramm des Aufbaus eines Beispiels einer hämorheologischen Meßvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung;
Fig.6 ist ein dreidimensionales Anzeigediagramm, das das Konzept eines Histogramms zeigt, das für einen Diagnosealgorithmus verwendet wird;
Fig.7 ist ein schematisches Diagramm, das das Aussehen eines Siliziumchips zeigt, der für einen Blutchromatographen verwendet wird;
Fig.8 ist ein schematisches vergrößertes Diagramm eines Abschnittes eines Blutfilterchips gemäß einem weiteren Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung; und
Fig.9 ist ein Diagramm, das Änderungen der reflektierten Lichtintensität mit der Zeit zeigt, wenn der Durchgang einer Blutzelle unter Verwendung von Licht erfaßt wird.
Ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung wird nachfolgend unter Bezug auf Fig.1 beschrieben. Fig.1 zeigt eine Querschnittsansicht eines Blutfilters gemäß der vorliegenden Erfindung. Kleine Löcher 1, die als Strömungsdurchgänge bzw. -kanäle dienen, durch die Blutbestandteile hindurchgehen können, sind durch ein Einkristall-Siliziumsubstrat 2 und eine flache Glasplatte 3 ausgebildet. Eine Grundplatte 4 und eine Außenröhre 5 sind vorgesehen, damit Blut in die kleinen Löcher 1 eintreten kann und danach ausgegeben werden kann. Die Grundplatte 4 ist mit einem Einlaß 6 zum Einführen von Blut und einem Auslaß 7 zum Ausgeben von Blut 7 versehen. Das Blut kann, wie durch die Pfeile 8, 8a, 8b und 8c, wie in Fig.1 gezeigt, strömen. Drucksensoren 9 und 10 sind vorgesehen, um die Drücke innerhalb der Strömungsdurchgärige zu überwachen, d.h. um die Differenz zwischen dem Druck auf der Stromaufwärtigen und dem auf der stromabwärtigen Seite der kleinen Löcher 1 zu erfassen, um diese Druckdifferenz konstant zu halten. Paare von Elektrodenplatten 11 und 12 sind durch Anordnen in einem bestimmten Muster auf der flachen Glasplatte 3 in der Nähe der Einlässe und der Auslässe der kleinen Bohrungen ausgebildet und führen nach außen. Die Elektrodenplatten 11 und 12 werden verwendet, um zu erfassen, ob irgendwelche Blutzellen durch die kleinen Löcher hindurchgehen oder nicht, zum Erfassen der Größe der Blutzellen und der Zeit, die für den Durchgang der Blutzellen benötigt wird.
Bezugnehmend dann auf Fig.2A sind Details des Eirikristall-Siliziumsubstrates 2 zum Ausbilden der kleinen Löcher veranschaulicht. Ein Durchgangsloch 13 zum Einführen von Blut ist in dem Substrat an dessen Mitte ausgebildet, und ein Damm 14, der einen Filter darstellt, ist um das Durchgangsloch 13 ausgebildet. Wie es klar in einer vergrößerten senkrechten Querschnittsansicht eines Schnittes des Dammes 14 (siehe Fig.2B) zu sehen ist, weist der Damm 14 eine flache obere Oberfläche zur Verbindung mit der flachen Glasplatte auf, und eine Vielzahl von mikroskopischen Nuten 15, durch die Blutzellen hindurchgehen können, ist in der oberen Oberfläche des Dammes 14 ausgebildet. Einige der zellularen Bestandteile des durch den Bluteinlaß eingeführten Blutes, z.B. rote Blutkörperchen in der Strömung von Plasma, gelangen durch die Nut, die mit der Glasplatte abgedichtet ist, wobei diese Bestandteile deformiert werden.
Nachfolgend wird ein Verfahren zum Herstellen des Hauptfilterabschnittes beschrieben. Das Einkristall-Siliziumsubstrat wird aus einem Wafer gebildet, der eine kristallographische 100-Orientierung und eine Dicke von etwa 1 mm hat. Ein Filter zum Messen der Deformierbarkeit roter Blutkörperchen mit einem Durchmesser von etwa 8 um wird dabei durch z.B. die nachfolgende Art ausgebildet. Ein Damm mit einer Breite von 10 um ist in einem regelmäßigen Quadrat mit einer Größe von etwa 10 x 10 mm innerhalb eines Bereiches eines Siliziumchips angeordnet, das im allgemeinen 15 mm im Quadrat ist. In einem ersten Schritt des Prozesses werden etwa 700 parallele Nuten mit einer Breite von 6 um und einer Tiefe von 6 um durch Ätzen so ausgebildet, daß sie senkrecht zu jeder der vier Seiten des Quadrates sind. Die Teilung der Anordnung der Nuten ist etwa 15 um, die Positionen der Nuten entsprechen dem Abschnitt, von dem der Damm danach ausgebildet wird, und die Länge der Nuten ist lang genug, um die Breite des Dammes zu überdecken. Danach werden Abschnitte des Wafers, die im Inneren und außen von dem Damm definiert sind, tief eingeätzt, um den Damm zu bilden. Die Höhe des resultierenden Dammes ist etwa 100 um. In diesem Prozeß ist es wichtig, eine Seite des Danimes exakt zu adjustieren, der sich entlang der Quadratlinie zu der 110-Richtung des Kristalles erstreckt. In diesem Schritt wird die gesamte Oberfläche des Wafers einschließlich der inneren Nutoberflächen zuerst mit einer Schicht aus SiO&sub2; oder Si&sub3;N&sub4; abgedeckt, und die SiO&sub2; oder Si&sub3;N&sub4;-Oberflächenschicht wird dann entfernt außer in dem Bereich, der dem Damm entspricht, d.h. wobei streifenförmige Abschnitte von etwa 10 mm im Quadrat eine Breite von 10 um aufweisen, um eine Ätzmaske zu bilden. Eine Heißlithographie-Technik wird für diesen Schritt verwendet. Das Siliziumsubstrat wird danach geätzt, indem eine anisotrope Ätzflüssigkeit verwendet wird, wie z.B. eine KOH-Wasserlösung, wodurch ein Ätzen bewirkt wird, bis die geätzte Vertiefung eine Tiefe von etwa 100 um hat, wobei die Breite der oberen Oberfläche des Dammes mit einer Genauigkeit, wie in Fig.2B gezeigt, beibehalten wird. Als ein Ergebnis bleiben die Oberflächen 15A als schräge Oberflächen des Dammes.
Nach dem Ätzen wird die verbleibende SiO&sub2;- oder Si&sub3;N&sub4;-Oberflächenschicht von der Oberfläche des Siliziumsubstrates entfernt, und eine Platte, die eine Dicke von etwa 1 mm hat und aus Pyrex-Glas ausgebildet ist, wird auf der oberen Oberfläche des Substrates angeordnet und mit ihr verbunden, wodurch die kleinen Löcher komplett ausgebildet werden. Für die Verbindung zwischen Glas und Silizium ist es bevorzugt, ein Verfahren eines anodischen Bondierens zu verwenden, bei dem eine Gleichspannung von mehreren 100 V an die bondierte Grenzfläche in einer Atmosphäre von einer Temperatur von etwa 400ºC angelegt wird. Dieses Verfahren eliminiert das Risiko einer Leckage der Probe durch die Grenzfläche zwischen Glas und Silizium. Jedoch gemäß der Verwendung kann ein Verfahren eines mechanischen Haltens des Glases und des Siliziumsubstrates in einem übereinander angeordneten Zustand im Hinblick auf eine Zweckmäßigkeit des Reinigens während wiederholter Verwendung des Filters angewendet werden.
Es wird aus diesem Arbeitsprozeß deutlich, daß die Größe der Nuten, die in dem Einkristall-Silizium bei Arbeitsschritten auf der Basis der Lithographie und des Ätzens ausgebildet sind, je nach Wunsch ausgewählt werden kann, und die Gleichmäßigkeit der Größe der Nuten ist hoch genug, selbst wenn die Anzahl der Nuten groß ist, womit das erste Ziel der vorliegenden Erfindung erreicht wird. Außerdem kann das zweite Ziel der vorliegenden Erfindung, das sich auf die Sichtbarmachung der Deformation von Blutzellen während des Durchgangs durch den Filter bezieht, durch ein Beobachten von der Oberfläche des Pyrex-Glases aus erzielt werden.
Als nächstes werden die Funktionen der Datengewinnung von dem Volumen der Blutzellen im Hinblick auf das dritte Ziel der vorliegenden Erfindung beschrieben. Aus diesem Zweck ist das Paar Elektroden 11, 12 auf der stromaufwärtigen und der stromabwärtigen Seite des Filters angeordnet, wie in Fig.1 gezeigt. Die Figuren 3 und 4 zeigen ein Verfahren des Anordnens der Elektroden und das Prinzip der Volumemnessung der Blutzellen. Fig.3 zeigt die obere Oberfläche der flachen Glasplatte 3, und die Strich-Punkt-Linie in Fig.3 zeigt die Position des Dammes, der sich entlang der Quadratlinie erstreckt. Im Inneren des Dammes sind die gewöhnlichen Elektroden 11 angeordnet, die durch Verssehen mit Mustern in Positionen ausgebildet sind, die den kleinen Löchern entsprechen. Die Elektroden 12, die gegenüber den Elektroden 11 angeordnet sind, sind in Verbindung mit den jeweiligen kleinen Löchern angeordnet und werden unabhängig nach außen geführt. Fig.4A zeigt eine vergrößerte Ansicht, die die Beziehung zwischen den kleinen Löchern und den Elektroden zeigt. Die Elektroden 11 und 12 sind durch Anlagern, und zwar zum Versehen mit Mustern, von Platin auf der flachen Glasplatte ausgebildet und werden befestigt, nachdem sie korrekt an den Einlässen und Auslässen der Nuten 15 auf dem Damm 14 positioniert sind.
Das Volumen der Blutzellen kann gemessen werden, indem diese Elektroden auf der Basis des nachfolgenden Prinzips verwendet werden. Wenn der elektrische Widerstand einer Blutzelle rx ist, ist das Volumen der Blutzelle x, das Gesamtvolumen des kleinen Loches ist v, und der spezifische Widerstand von Plasma ist r, der Widerstand R zwischen den Elektroden 11 und 12, wenn die Blutzelle in dem kleinen Loch vorhanden ist, kann dann durch die folgende Gleichung ausgedrückt werden:
wobei R&sub0; einen Widerstand darstellt, wenn keine Blutzelle in dem kleinen Loch vorhanden ist. R&sub0; wird ausgedrückt durch eine Gleichung mit einer Querschnittsfläche a und einer Länge l:
Das Volumen x der Blutzelle kann berechnet werden als eine Funktion des Widerstandes zwischen den Elektroden, indem die Beziehung verwendet wird, die durch Gleichung (1) ausgedrückt ist. Es gibt Bedingungen der Berechnung des Volumens unter Verwendung der Gleichung (1), daß das Volumen x der Blutzelle kleiner ist als das Volumen des kleinen Loches und daß der Durchmesser der Blutzelle größer ist als der Durchmesser des kleinen Loches.
Fig.3 zeigt auch ein Beispiel einer Schaltung zum Erhalten der Änderung des Widerstandes zwischen den Elektroden als ein Spannungssignal. Ein Spannungssignal Vi, das ein Ergebnis einer Erfassung darstellt, daß eine Blutzelle in das i-te kleine Loch eingetreten ist, ändert sich mit der Zeit, wie in dem Diagramm von Fig.4B gezeigt. Daten über das Volumen der Blutzelle werden von einer Höhe X der Wellenform erhalten, während die Zeit, die für den Durchgang der Blutzelle benötigt wird, aus der Breite der Wellenform erhalten wird. Das dritte Ziel der vorliegenden Erfindung wird durch dieses Verfahren erreicht.
Fig.5 zeigt ein Beispiel einer hämorheologischen Meßvorrichtung auf der Basis der Kombination der oben beschriebenen Einrichtungen. Diese Vorrichtung arbeitet so, daß Blut, das durch einen Probeneinlaß 18 in einen Abgabeabschnitt 19 eingespritzt wird, über den Filter gemäß der vorliegenden Erfindung eingeführt wird. Die Vorrichtung kann nicht nur das Blut direkt in den Filter einführen, sondern kann auch das Blut in einer unterschiedlichen Flüssigkeit mischen, wie z.B. einer physiologischen Salzlösung oder einer Flüssigkeit, die eine physiologisch aktive Substanz enthält, und kann danach das Gemisch in den Filter einführen. Für diese Operation sind eine Vielzahl von Lösungsmittelflaschen 30 mit dem Strömungsdurchgang über eine Mischvorrichtung verbunden. Die Differenz zwischen dem Druck auf der stromaufwärtigen und dem auf der Stromabwärtigen Seite des Filters wird durch eine Schaltung für die Differenzdrucksteuerung gesteuert, um sie so auf einem vorbestimniten Druck zu halten. Morphologische Daten über Blutzellen werden durch Beobachtung mit einer TV-Kamera durch das Glas des Filters erhalten, und eine Information, ob eine Gewebeveränderung vorhanden ist, wird durch einen Bildprozessor gewonnen. Daten über die Anzahl von Blutzellen, die Zeit, die für den Durchgang benötigt wird, und die Größe der Blutzellen werden aus der Änderung des Widerstandes zwischen den Elektroden E&sub1; und E&sub2; durch eine Signalverarbeitungsschaltung erhalten. Eine Diagnoseschaltung kombiniert diese Informationsteile, um das Diagnoseergebnis zu erhalten.
Ein Beispiel eines Algorithmus zur Diagnose wird nachfolgend beschrieben.
Das Volumen und die Durchgangszeit von individuellen Blutzellen kann erfaßt werden, und die Anzahl von Blutzellen, die eine Durchgangszeit und das Volumen in besonderen Bereichen haben, werden durch ein Histogramm ausgedrückt. Demgemäß ist es durch Erhalten des Ergebnisses der Messungen über eine große Menge von Blutzellen möglich, ein derartiges Frequenzhistogramm bezüglich zweier variabler Parameter aufzubauen, wie in Fig.6 gezeigt.
Ob das Probenblut normal ist oder nicht, kann statistisch durch Vergleichen eines Histogramms 21, das sich auf normales Blut bezieht, mit einem Histogramm 22, das sich auf ein Probenblut bezieht, eingeschätzt werden.
Z.B. können Änderungen der Deformierbarkeit von roten Blutkörperchen mit diesem Verfahren erfaßt werden, selbst wenn ihre Einflüsse auf die Durchgangszeit durch eine Änderung im Zellenvolumen vergedeckt sind.
Konkreter ausgedrückt ist es das einfachste Verfahren, einen zulässigen Bereich einer Abweichung (a) in dem Histogramm 21, das sich auf ein normales Blut bezieht (illustriert durch Schraffur) mit einem Wert (Vs, Ts) zu vergleichen, wenn das Volumen der Blutzelle und der Durchgangszeit der Blutzelle, welche der Spitze in dem Histogramm 22 entsprechen, das sich auf das Probenblut bezieht, Vs bzw. Ts auf der Koordinate sind, die aus den Achsen des Volumens der Blutzelle und der Durchgangszeit der Blutzelle in Fig.6 bestehen.
D.h. es ist möglich einzuschätzen, ob eine signifikante Differenz zwischen dem normalen Blut und dem Probenblut existiert, und zwar durch Erfassen, ob ein Wert einer maximalen Wahrscheinlichkeit (Vs, Ts) innerhalb des Bereiches (a) ist. Es ist möglich, weiterhin die Zuverlässigkeit der Diagnose durch eine statistische Analyse zu verbessern, die ein numerisches Verarbeiten in einer ähnlichen Art bezüglich der Korrelation zwisehen drei oder mehr Informationsteilen bewirkt, z.B. das Vorhandensein von Hämolyse, die Viskosität des Blutes und die Reaktion von physiologisch aktiven Substanzen.
Für eine Gesundheitsuntersuchung sind Daten darüber wichtig, ob eine Hämolyse, d.h. ein Bruch von Erythrozyten stattfindet. Ob Blutzellen während des Durchganges durch den Blutfilter aufreißen, kann durch eine Beobachtung mit der TV-Kamera durch den Filterabschnitt erkannt werden, und es kann auch als eine Änderung der Farbe des Plasmas in einer solchen Art erfaßt werden, daß, wie in Fig.5 gezeigt, eine Probe 8c, die aus dem Filter in den Ausgabeabschnitt 19 strömt, in eine transparente Leitung eingeführt wird, und die Absorptionsfähigkeit der Probe durch ein Senden von Licht durch die Probe gemessen wird. Das ist besonders nützlich, wenn Änderungen in verschiedenen Mengen gleichzeitig stattfinden und ihre Wirkungen auf die Durchgangszeit gegeneinander wirken.
Des weiteren kann die Viskosität des Blutes gemessen werden, indem eine Größe der Löcher des Blutfilters größer ausgewählt wird als der Durchmesser der Blutzellen. Es sei die Viskosität des Blutes u, die entsprechende Größe (Durchmesser) des Filterloches d, die Länge L, die Differenz zwischen dem Druck auf der stromaufwärtigen und dem auf der stromabwärtigen Seite des Filters ΔP und die Strömungsrate Q. Dann kann die Beziehung
aus der Hagen-Poiseuille'schen Gleichung aufgestellt werden. Eine Abnormität des Viskositätskoeffizienten kann aus dieser Beziehung gefunden werden.
Um die vorliegende Erfindung in die Praxis umzusetzen, ist es wirksam, die Oberfläche der kleinen Löcher des Filters mit hydrophilen Eigenschaften zu versehen. Zu diesem Zweck ist es wünschenswert, die Siliziumoberfläche mit einer Siliziumdioxidschicht abzudecken. Des weiteren kann die Blutzellen-Übertragungsgeschwindigkeit stark geändert werden, indem die Oberflächen der kleinen Löcher mit einem Material überzogen werden, das interaktiv mit Blutzellen ist. Es ist dadurch möglich, selektiv Eigenschaften von Blutzellen zu gewinnen. Zu diesem Zweck ist es wirksam, die kleinen Lochoberflächen mit einem speziellen Polymermaterial, wie z.B. einem Protein, vorher zu überziehen.
Die Geschwindigkeit, bei der die Blutzellen durch den Filter hindurchgehen, kann durch ein Mischen einer physiologisch aktiven Substanz in das Probenblut auch stark geändert werden. Dieser Effekt kann im Fall der hämorheologischen Meßvorrichtung, die in Fig.5 gezeigt ist, durch Vorsehen eines Durchgangs zum Mischen, und zwar durch den Mischer einer physiologisch aktiven Substanz in den Probenstrom erzielt werden, bevor er in den Filter eintritt. Wenn z.B. eine physiologisch aktive Substanz FMLP auf weiße Blutkörperchen wirkt, wird die Geschwindigkeit, mit der weiße Blutkörperchen durch den Filter hindurchgehen, stark reduziert. Plättchen koagulieren durch die Wirkung der Zugabe eines ADP, was zu einer Verschlechterung der Filtrierbarkeit des Blutes führt. Es ist möglich, die Blutdatenteile einschließlich der über die Aktivität von weißen Blutkörperchen und der über die Koagulierfähigkeit von Plättchen durch Verwenden derartiger selektiver Änderungen in der Aktivität zu trennen. Verschiedene Typen von Sensoren können in dem Strömungsdurchgang von dem Bluteinlaß 18 zu dem Auslaß 19 angeordnet werden, um gleichzeitig den osmotischen Druck, die Ionenkonzentration usw. zu erfassen, wodurch eine präzisere Analyse erzielt wird.
Der Blutfilter, der in Fig.2A gezeigt ist, ist ein einstufiger Filter. Ein Chromatograph kann jedoch hergestellt werden, wenn der Blutfilter als ein Kaskadentyp aufgebaut ist. Ein Kaskadenfilter kann auf einem Siliziumchip aufgebaut sein, wie in Fig.7 gezeigt. D.h. vierstufige Dammabschnitte 26 sind zwischen einem Bluteinlaß 24 und einem Blutauslaß 25 ausgebildet. Da die Zeit, die für den Durchgang durch eine einstufige Filterstufe benötigt wird, in Abhängigkeit von der Deformierbarkeit variiert, werden Blutzellen, die durch den Kaskadenfilter hindurchgehen, bezüglich des Grades der Deformierbarkeit auf der Basis der Zeit klassifiziert, die benötigt wird, um den Auslaß zu erreichen. Klassifizierte Blutzellen können für eine Untersuchung von ihren anderen Charakteristika gewonnen werden.
In dem beschriebenen Ausführungsbeispiel ist die Struktur des Filters in der Längsrichtung gleichmäßig. Andere Typen einer Struktur können jedoch angenommen werden. Z.B., wie in Fig.8 gezeigt, können die folgenden Effekte erzielt werden, wenn das Siliziumsubstrat so hergestellt wird, daß es die Querschnittskonfiguration jeder Nut, die in der Längsrichtung geändert wird, ändert und dann an der oberen Oberfläche mit einer flachen Glasplatte abgedichtet wird.
Als erstes kann die Ausrichtung jeder Blutzelle, die sich in Richtung auf einen Filterabschnitt 27 bewegt, auf eine bestimmte Richtung in einem Führungsabschnltt 28 eingestellt werden, der auf der stromaufwärtigen Seite angeordnet ist. Es ist dadurch möglich, insbesondere die Prozesse der Deformation von nichtsphärischen Blutzellen in dem Filterabschnitt zu vergleichmäßigen. Als ein Ergebnis wird das Streuen von Daten bezüglich der Deformierbarkeit von Blutzellen reduziert und die Zuverlässigkeit der Information wird verbessert.
Ein zweiter Effekt besteht darin, daß das Volumen jeder Blutzelle und die Filterdurchgangszeit durch eine optische Einrichtung gemessen werden können, ohne die oben beschriebene Elektrodenstruktur zu verwenden. In diesem Fall ist die Struktur des Filters derart, daß die Nuten 28 und 28a, die eine Größe haben, die im allgemeinen gleich oder geringfügig größer als der Durchmesser der Blutzellen ist, auf der stromaufwärtigen und der stromabwärtigen Seite des Filterabschnittes 27 ausgebildet ist, wie in Fig.8 gezeigt. Die Oberflächen der oben aufgebauten Nuten werden mit einem Lichtstrahl bestrahlt, um die reflektierte Lichtintensität während des Durchganges der Blutzelle zu messen. Fig.9 zeigt ein Ergebnis einer Messung, in der diese Filterstruktur verwendet wurde. Spitzen 29 und 29a der Wellenform entsprechen gestreutem Licht, das erzeugt wird, wenn die Blutzelle durch die Nuten 28 und 28a hindurchgeht, und die Höhe H der Spitzen wird als Datum über das Volumen der Blutzelle verwendet. Das Zeitintervall T zwischen den zwei Spitzen entspricht der Zeit, die die Blutzelle benötigt, um durch den Filter hindurchzugehen.
Dieses Ausführungsbeispiel kann realisiert werden, indem eine Lichtquelle, ein Linsensystem und ein optisches System anstelle einer leitenden Bildverarbeitung mit einer TV-Kamera vorgesehen werden. Es ist deshalb möglich, ein System niedriger Kosten aufzubauen.
In einem Meßsystem zum Erfassen des Durchgangs einer Blutzelle aus Änderungen des Widerstandes zwischen den Elektroden oder aus Änderungen der Streulichtintensität kann ein unüblicher Zustand durch Verstopfen der Blutzellen in dem Filter aus einem abnormen Wert des Widerstandes zwischen den Elektroden oder aus einem abnormen Wert der reflektierten Lichtintensität erkannt werden. Ein hämorheologisches Meßsystem kann leicht so aufgebaut werden, daß eine Bedienperson einen Alarm zwecks Austausches eines Filters von einem abnormen Signal erhält, das eine derartige Abnormität repräsentiert. Um die Frequenz des Austausches des Filters durch darin entstandene Hindernisse zu reduzieren, kann die Anordnung derart ausgeführt sein, daß eine Vielzahl von Filtersystemen auf einem Siliziumchip ausgebildet ist und daß jedes Filtersystem durch geeignetes Umschalten von Strömungskreisen ausgewahlt werden kann, um dadurch eine weitere Verbesserung der Effizienz der hämorheologischen Messung zu erhalten.

Claims

1. Blutfilter; gekennzeichnet durch ein Substrat (2) mit einer Vielzahl von kleinen Nuten (15), die auf einer Oberfläche davon ausgebildet sind; und eine Platte (3), die transparent ist und eine flache Oberfläche aufweist, und die an konvexe Abschnitte der Nuten (15) auf der Oberfläche des Substrates (2) anliegt.

2. Blutfilter nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Substrat (2) aus einem Einkristall-Silizium aufgebaut ist.

3. Blutfilter nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Blutfilter ein Kaskadenfilter ist.

4. Blutfilter nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine Querschnittskonfiguration eines Blutströmungskanals so ausgebildet ist, daß sie sich in einer Richtung ändert, in der das Blut strömt.

5. Blutfilter nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß ein hydrophiler Überzug auf einer Oberfläche des Blutströmungskanals ausgebildet ist.

6. Blutfilter nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Oberfläche des Blutströmungskanals mit einem Polymermaterial überzogen ist.

7. Verfahren einer hämorheologischen Messung, gekennzeichnet dadurch, daß es einen Schritt des Messens der Deformierbarkeit eines Bestandteils (16) des Blutes durch Erfassen einer Zeit aufweist, die der Bestandteil (16) des Blutes benötigt, um durch den Blutfilter nach Anspruch 1 bei einem vorbestimmten Druck hindurchzugehen.

8. Verfahren einer hämorheologischen Messung, gekennzeichnet dadurch, daß es einen Schritt des Anlegens einer vorbestimmten Spannung zwischen einem Paar Elektroden (11, 12) aufweist, die in der Nähe eines Einlaßendes und eines Auslaßendes des Blutfilters nach Anspruch 1 angeordnet sind, und einen Schritt des Zählens der Anzahl von Partikeln in dem Blut durch Zählen der Anzahl von vorbestimmten impulsartigen Spannungsänderungen, die bewirkt werden, während das Blut durch den Blutfilter hindurchgeht.

9. Verfahren einer hämorheologischen Messung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß das Volumen jedes Partikels durch das Messen der Impulsbreite der entsprechenden impulsartigen Spannungsänderung berechnet wird.

10. Verfahren einer hämorheologischen Messung nach einem der Ansprüche 7 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß das Probenblut statistisch aus normalem Blut durch ein Frequenzhistogramm diskriminiert wird, das sich auf zumindest zwei Parameter bezieht; und zwar die Zeit, die ein Partikel in dem Blutfilter benötigt und entweder die Länge oder das Volumen des Partikels in dem Blut während des Kanals durch den Blutfilter.

11. Verfahren einer hämorheologischen Messung nach einem der Ansprüche 7 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß der minimale Durchmesser eines Blutströmungskanals des Blutfilters größer ist als der Durchmesser der Partikel und daß die Viskosität des Blutes gemessen wird, wenn das Blut veranlaßt wird, durch den Blutströmungskanal zu strömen.

12. Verfahren einer hämorheologischen Messung nach einem der Ansprüche 7 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß eine physiologisch aktive Substanz in das Blut gemischt wird.

13. Vorrichtung für eine hämorheologische Messung einschließlich eines Blutfilters nach Anspruch 1, gekennzeichnet dadurch, daß es aufweist eine Einrichtung zum Veranlassen, daß der Druck auf der Stromaufwärtigen und auf der stromabwärtigen Seite des Blutfilters unterschiedlich voneinander ist und eine Einrichtung zum Erhalten eines Signals, das die Anzahl von Blutzellen, die durch den Filter hindurchgehen, die Durchgangszeit und die Größe der Blutzellen repräsentiert.

14. Vorrichtung für eine hämorheologische Messung nach Anspruch 13, gekennzeichnet dadurch, daß sie ein Paar Elektroden (11, 12) aufweist, die in der Nähe eines Einlaßendes und eines Auslaßendes des Blutkanals angeordnet sind, die durch die Nut (15) des Substrates (2) und die flache Oberfläche der Platte (3) definiert werden.

15. Vorrichtung für eine hämorheologische Messung nach Anspruch 13, gekennzeichnet dadurch, daß sie des weiteren eine Einrichtung zum Bestrahlen des Blutes aufweist, das durch den Blutströmungskanal des Blutfilters fließt, und eine Einrichtung zum Erfassen von Streulicht von Blutzellen in dem Blut.

16. Analysator, der dadurch gekennzeichnet ist, daß er den Blutfilter nach Anspruch 3 aufweist und des weiteren eine Einrichtung zum Messen der Differenz zwischen den Zeiten aufweist, die die Bestandteile des Blutes benötigen, um durch den Blutfilter hindurchzugehen.