DE68925829T2

DE68925829T2 - Verfahren zur Messung der Viskositätsänderung im Blut oder Blutplasma und Detektor dazu

Info

Publication number: DE68925829T2
Application number: DE68925829T
Authority: DE
Inventors: Tomoshige Hori; Kensuke Itoh; Yahuhiko Kitashinagaw Shiinoki
Original assignee: Snow Brand Milk Products Co Ltd
Current assignee: Snow Brand Milk Products Co Ltd
Priority date: 1988-03-07
Filing date: 1989-03-06
Publication date: 1996-10-31
Anticipated expiration: 2009-03-07
Also published as: DE68925829D1; US4947678A; EP0332110B1; EP0332110A2; EP0332110A3; CA1333754C

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Messung von Viskositätsänderungen, beispielsweise beim Blutgerinnungsvorgang, mittels eines elektrisch leitfähigen Sensors, sowie einen zur Durchführung dieses Verfahrens verwendeten Sensor.
Im allgemeinen liefert die Bestimmung von in Blut oder Blutplasma eintretenden Viskositätsänderungen Information über den gegenwärtigen Zustand des Blutes und ermöglicht beispielsweise eine einfache Identifizierung der Blutgruppe.
Ferner wird die Bestimmung von Viskositätsänderungen zur Diagnose sogenannter Hyperviskositätskrankheiten, wie beispielsweise Gehirn- oder Myokardinfarkt, verwendet.
Besondere Bedeutung hat die Blutgerinnung bei verschiedenen Krankheiten, beispielsweise Hämophilie, Willebrand-Jürgens-Syndrom, "Christmas disease" oder Leberkrankheiten, zu deren Diagnose die Bestimmung der Gerinnungszeit herangezogen wird. In der Pathologie wird sie eingesetzt, um den Zustand der Immunantwort durch Reaktion des Plasmas im Blut auf ein Antigen oder einen Antikörper zu untersuchen.
Typische Verfahren, die zur Messung der Blutgerinnungszeit herkömmlicherweise angewandt werden, umfassen solche, die auf der Messung der Prothrombinzeit (PT), der partiell aktivierten Thromboplastinzeit (APTT) oder der Thrombinzeit, sowie auf einem Fibrinogen- oder Hepaplastin-Test beruhen.
Unter die typischen Verfahren zur Untersuchung der Immunantwort fallen solche, die auf der Untersuchung oder Messung der Komplementzufuhrreaktion ("complement supply reaction"), der Fluoreszenz- oder der Enzym-Immunität beruhen. Im folgenden wird mit dem Begriff "Blut" auch das Blutplasma erfaßt.
Bei den herkömmlichen Verfahren zur Messung von Viskositätsänderungen in Blut wird das Eintreten der Gerinnung bzw. anderer Phänomene in den meisten Fällen durch Bestimmung der Makrostruktur festgestellt; allerdings werden bei diesen Verfahren im Handel erhältliche aktivierende Substanzen und Testreagenzien verwendet, die fest vorgegebene stabilisierte Bestandteile enthalten. Die Zuverlässigkeit der Messung wird notwendigerweise durch die subjektive Beurteilung durch den Beobachter beschränkt. Eine zur Erhöhung der Zuverlässigkeit der Messung durchgeführte Wiederholung des Meßvorgangs führt oft zu widersprüchlichen Ergebnissen.
Die Verwendung einer technischen Vorrichtung zur Messung der Blutgerinnungszeit ist ebenfalls bekannt; als Beispiel sei die Bestimmung der Prothrombinzeit mittels eines Spektrophotometers genannt. Ein solches Verfahren hat jedoch den Nachteil, daß Störungen an der Oberfläche der zu untersuchenden Flüssigkeit eine Streuung des Lichtes bewirken, die wiederum zu Meßfehlern führt.
Wie das spektrophotometrische Verfahren sind auch andere zum Stand der Technik gehörige Verfahren zur Messung der Blutgerinnung mittels einer technischen Vorrichtung unpraktisch und technisch kompliziert.
In der Japanischen Offenlegungsschrift (Japanese Disclosure Gazette) Nr. 1985-152943 wurde von den Erfindern ein Verfahren zur Messung von Änderungen einer physikalischen Größe in einer Flüssigkeit oder dergleichen offenbart. Als Teil der offenbarten Erfindung wird ein Verfahren vorgeschlagen, welches mit dem Verfahren der vorliegenden Erfindung eng verwandt ist, d. h. ein Verfahren zum Nachweis von an der Innenwand eines künstlichen Blutgefäßes gebildeten Tromben anhand einer Änderung des Wärmeübertragungskoeffizienten, die von einem in der Innenwand des künstlichen Blutgefäßes fest angebrachten Sensor mit Metalldraht registriert wird. Mit diesem Verfahren wird jedoch lediglich der Nachweis der Thrombenbildung an der Innenwand eines künstlichen Blutgefäßes bezweckt und nicht der Nachweis abweichender Zustände des Blutes oder des Plasmas selbst.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Hauptaufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines Verfahrens zur Messung einer im Blut eintretenden Viskositätsänderung sowie eines Sensors zur Durchführung des Verfahrens, welcher bei verschiedenen Arten von Messungen, die Viskositätsänderungen im Blut betreffen, universell einsetzbar ist, ohne dabei anfällig für Meßfehler zu sein.
Zum Stand der Technik gehören die in den sowjetischen Druckschriften OPISANIYE ISOBRETENIYA K AVTORSKOMU SVIDETELSTVU SU-A-590 665 und SU-A-1 157 456 offenbarten Verfahren. Danach werden Blutgerinnungszeiten mittels eines Sensors mit temperaturabhängigem Widerstand gemessen. Gemäß der ersten Druckschrift werden kurze Spannungsimpulse angelegt. Während des Gerinnungsvorgangs ändert sich der temperaturabhängige Widerstand. In der zweiten Druckschrift wird ein Verfahren zur Bestimmung von Viskositätsänderungen im Blutserum offenbart. Hier wird ein miniaturisierter temperaturabhängiger Widerstand mit einem im Bereich der Gerinnungsphase hohem Wärmewiderstandskoeffizient eingesetzt. Die Daten und Merkmale in den vorgenannten Schriften sind jedoch so unbestimmt und allgemein gehalten, daß diese nur als Hinweis auf die Möglichkeit einer Bestimmung des Blutzustands mittels Widerstandssensoren aufgefaßt werden können.
Gemäß der vorliegenden Erfindung können verschiedene Arten von Messungen, die eine Viskositätsänderung im Blut betreffen, mit einem Verfahren gemäß dem Anspruch 1 bewerkstelligt werden.
Ein solches Verfahren zur Messung von Viskositätsänderungen im Blut kann mittels eines Sensors zur Messung einer Viskositätsänderung im Blut effektiv durchgeführt werden; dieser Sensor weist einen zylindrischen elektrischen Nichtleiter, durch den zwei Anschlußdrähte verlaufen, und einen weiteren Metalldraht aufs der auf den elektrischen Nichtleiter nicht-induktiv aufgewickelt ist, wobei der Metalldraht an seinen beiden entgegengesetzten Enden mit den an der Oberfläche des elektrischen Nichtleiters freiliegenden Anschlußdrahtabschnitten verbunden ist; der Abschnitt des elektrischen Nichtleiters, auf den der Metalldraht aufgewickelt ist, ist mit einem geeigneten Isoliermaterial beschichtet.
Im allgemeinen beansprucht der Zeitabschnitt vor der Bildung aktivierten Thromboplastins im Blut einen wesentlichen Teil der für den Gerinnungsvorgang benötigten Zeit, da die Reaktion langsam verläuft. Danach erfolgt eine rasche Umwandlung des Fibrinogens in Fibrin. Dann ändert das flüssige Blut seinen Zustand und gerinnt.
Während eines solchen Gerinnungsvorgangs tritt eine Änderung der Viskosität des Blutes ein; gleichzeitig ändern sich verschiedene Größen, die den in Blut eingetauchten, ein endothermisches und ein exothermisches Element aufweisenden Sensor betreffen, entsprechend. Im einzelnen ändern sich beispielsweise die numerischen Werte der mittleren Sensortemperatur Θw, der Sensoroberflächentemperatur Θs, der Temperaturdifferenzen Θw - Θ∞ oder Θs - Θ∞ zwischen der Temperatur der Flüssigkeit, beispielsweise des Blutes, und Θw bzw. Θs sowie der numerische Wert des Wärmeübertragungskoeffizienten α an der Sensoroberfläche.
Es ist ebenfalls bekannt, daß Änderungen dieser numerischen Werte mit der kinematischen Viskosität des Blutes in einem funktionellen Zusammenhang stehen (siehe Einleitung in der Zeitschrift der Nationalen Gesellschaft für Lebensmitteltechnologie ("Journal of National Food Engineering Society"), Januar 1988).
Demgemäß können diese Änderungen in zeitlichen Abständen oder kontinuierlich bestimmt werden, um den Wert der kinematischen Viskosität oder eine mit ihr verwandte Größe zu erhalten und dadurch Viskositätsänderungen im Blut nachzuweisen.
Bei immunologischen Reaktionen wird das Zustandekommen der Reaktion in der oben erwähnten Weise über die Messung einer Änderung der Blutviskosität mittels des Sensors festgestellt. Der Sensor kann ebenfalls einen Antikörper, beispielsweise IgG, aufweisen, der an seiner Oberfläche so angelagert ist, daß er mit im Plasma enthaltenem Laktoferrin reagiert, wenn dem Blut eine große Menge Latex-Kügelchen zugesetzt werden, so daß auf den Oberflächen eine Antigen-Antikörper-Reaktion statt finden kann, wobei als Ergebnis dieser Reaktion die Kügelchen agglutinieren.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Diese und andere Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der folgenden Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung unter Berücksichtigung der beigefügten Zeichnungen.
Fig. 1 ist eine Schemazeichnung, die, zum Teil im Schnitt, die Anwendung eines in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung konstruierten Sensors veranschaulicht;
Fig. 2 ist eine perspektivische Ansicht einer Ausführungsform des Sensors der vorliegenden Erfindung;
Fig. 3 ist eine detaillierte Ansicht entsprechend Fig. 2, zum Teil aufgerissen;
Fig. 4 ist die perspektivische Ansicht einer anderen Ausführungsform des Sensors der vorliegenden Erfindung.
Fig. 5A und 6A sind Diagramme, in denen die Prothrombinzeiten eines anomalen Plasmas und eines normalen Plasmas dargestellt sind, wobei auf der Ordinate die Differenz ΔΘs = Θs - Θ∞ und auf der Abszisse die seit Versuchsbeginn verstrichene Zeit abgetragen ist.
Fig. 5B und 6B sind Diagramme, in denen die Veränderungsgeschwindigkeit von ΔΘ hinsichtlich der Zeit (Ableitung von ΔΘ nach der Zeit) als Funktion der in Fig. 5A und 6A gegebenen Zeit dargestellt wird, wobei auf der Ordinate die Größe σΔΘ/σt und auf der Abszisse die seit Versuchsbeginn verstrichene Zeit abgetragen ist.
Die Fig. 7A und 8A sind Diagramme, in denen die "partiell aktivierte Thromboplastinzeit" eines anomalen Plasmas, das durch Verdünnung mit physiologischer Kochsalzlösung aus normalem Plasma gewonnen wurde, und eines normalen Plasmas dargestellt ist, wobei auf der Ordinate die Differenz ΔΘ = Θs - Θ∞ und auf der Abszisse die seit Versuchsbeginn verstrichene Zeit abgetragen ist.
Die Fig. 7B und 8B sind Diagramme, in denen die Veränderungsgeschwindigkeit von ΔΘ (Ableitung von ΔΘ nach der Zeit) als Funktion der in Fig. 7A und 8A gegebenen Zeit dargestellt wird, wobei auf der Ordinate die Größe σΔΘ/σt und auf der Abszisse die seit Versuchsbeginn verstrichene Zeit abgetragen ist.
Fig. 9A und 10A sind Diagramme, in denen die Thrombinzeiten in Proben normalen menschlichen Blutes mit Fibringehalten von 1% und 20% dargestellt sind, wobei auf der Ordinate die Differenz ΔΘ = Θs - Θ∞ und auf der Abszisse die seit Versuchsbeginn verstrichene Zeit abgetragen ist.
Fig. 9B und 10B sind Diagramme, in denen die Veränderungsgeschwindigkeiten von ΔΘ (Ableitungen von ΔΘ nach der Zeit) als Funktion der in Fig. 9A und 10A gegebenen Zeit dargestellt wird, wobei auf der Ordinate die Größe σΔΘ/σt und auf der Abszisse die seit Versuchsbeginn verstrichene Zeit abgetragen ist.
Fig. 11 ist ein Diagramm, in dem schematisch die Veränderungen von Θs und Θw mit der Prothrombinzeit (PT) normalen Blutes aufgetragen sind; und
Fig. 12 ist ein Diagramm, in dem schematisch die Veränderung des Wärmeübertragungskoeffizienten im Vergleich zu den in Fig. 11 dargestellten Veränderungen von Θs und Θw aufgetragen ist.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG

Zunächst wird, unter Verweis auf Fig. 1 und Fig. 5 bis 10, das der vorliegenden Erfindung entsprechende Verfahren erläutert.
Es wurde bereits erwähnt, daß die Werte der Größen Θs, Θw, Θs - Θ∞, Θw - Θ∞, α und ν sich bei Veränderung der Viskosität des Blutes ändern.
Jetzt wird, als Beispiel, die Beziehung zwischen dem Wert der Differenz Θs - Θ∞ (mit Θs: Sensoroberflächentemperatur; Θ∞: Bluttemperatur) und der kinematischen Viskosität des Blutes betrachtet.
Was die Beziehung zwischen dem Wärmeübertragungskoeffizienten α im stabilen Zustand und der Differenz Θs - Θ∞ betrifft, so ist der Wärmeübertragungskoeffizient im stabilen Zustand α durch folgende Gleichung gegeben:
worin Q [gemessen in Watt] für die im Meßfühler des Sensors erzeugte und an die umgebende Flüssigkeit abgegebene Wärme bzw. den Wärmefluß und A [gemessen in m²] für die Oberfläche des Sensors steht.
Sind daher sowohl "Q" als auch "A" in Gleichung (1) bekannt, so kann der Wärmeübertragungskoeffizient (L aus der Temperaturdifferenz Θs - Θ∞ berechnet werden.
Es wird daraufhingewiesen, daß bei einem zylindrischen Sensor die Sensoroberfläche "A" berechnet werden kann, sofern der Durchmesser "d" und die Länge "l" dieses zylindrischen Sensors bekannt sind, da in diesem Fall A=π·d·l ist.
Nun wird die Beziehung zwischen der Temperaturdifferenz Θs - Θ∞ und der kinematischen Viskosität ν betrachtet.
Der Sensor wird beispielsweise in stehendes destilliertes Wasser eingetaucht, dessen quantitative physikalische Eigenschaften wohlbekannt sind, sodann wird dieser Sensor mit einem konstanten Strom (Gleichstrom) beaufschlagt, der verschiedene Stromstärken annehmen kann, während die Temperaturdifferenz Θs - Θ∞ zwischen dem destillierten Wasser und dem (geheizten) Sensor gemessen wird. Mit Hilfe dieses Vorgehens läßt sich nun eine Beziehung aufstellen zwischen der Nusselt-Zahl Nu, entsprechend dem dimensionslosen Wert des Wärmeübertragungskoeffizienten, der Prandtl-Zahl Pr, entsprechend dem dimensionslosen Wert der kinematischen Viskosität und der Grashof-Zahl Gr, entsprechend dem dimensionslosen Wert der Temperaturdifferenz, d. h. eine Gleichung, die ganz allgemein den Wärmetransport durch freie Konvektion in der Umgebung des Sensors angibt, beispielsweise in der Form:
Nu = C&sub0; GrC1 PrC2 (2)
worin C&sub0;, C&sub1; und C&sub2; Konstanten sind.
Nu, Gr und Pr lassen sich durch die folgenden Gleichungen ausdrücken:
Nu = α·L/λ (3)
Gr = L³·g·β (Θs - Θ∞)/ν² (4)
Pr = ν/a (5)
worin "L" für eine typische Länge [m], λ für die Wärmeleitfähigkeit [W/mK], "g" für die Schwerebeschleunigung [m/s²], β für den Volumenausdehnungskoeffizienten [1/K), ν für die kinematische Viskosität [m²/s] und "a" für die Wärmeleitfähigkeit [m²/s] steht.
Entsprechend kann aus den oben angegebenen Gleichungen (2) bis (5) die kinematische Viskosität abgeleitet werden; sie wird ausgedrückt durch die folgende Gleichung:
ν2C1-C2 = CO gC1·A·L3C1-1·Q&supmin;¹·λ·βC1·a-C2 (Θs - Θ∞)C1+1 (6)
Wenn als Sensor Platindraht eingesetzt wird, der dazu geeignet ist, mit einem Strom "I" versorgt und dadurch erwärmt zu werden,
Q = R·I² (7)
wobei "R" für den elektrischen Widerstand [Ω] des als Sensor eingesetzten Platindrahtes und "I" für die dem Sensor zugeführte Gleichstromstärke "I" [gemessen in A] steht.
In der oben angegebenen Gleichung (6) stehen g, "A" und "L" für Konstanten.
Ferner kann man für den Fall, daß die Flüssigkeit eine große Menge Wasser enthält oder daß die Zusammensetzung der Flüssigkeit relativ unverändert bleibt, davon ausgehen, daß λ, β und α jeweils nur innerhalb solcher Schwankungsbreiten schwanken, die ausreichend kleiner sind als die Schwankungsbreite von ν, so daß sich die kinematische Viskosität ν schließlich mit der folgenden Gleichung lediglich als Funktion der Temperaturdifferenz Θs - Θ∞ und des Wärmeflusses "Q" ausdrücken läßt:
ν2C1-C2 = C&sub3;·Q&supmin;¹ (Θs - Θ∞)C1+1 (8)
worin C&sub3; eine Konstante ist.
Wenn als Flüssigkeit (F) Blut benutzt wird, und der Sensor (S) in solcher Weise mit Strom beaufschlagt wird, daß der Wärmefluß "Q" konstant gehalten wird, kann man die Temperaturdifferenz Θs - Θ∞ zwischen dem Blut und der Sensoroberfläche messen, um einen Wert für die kinematische Viskosität ν zu erhalten und auf diese Weise eine Änderung der Viskosität des Blutes nachzuweisen.
Die obengenannte Bluttemperatur Θ∞ läßt sich mit Hilfe eines Widerstandsthermometers messen, welches Platin enthält, und die genannte Θs läßt sich durch Anwendung der Erfindung messen, welche die Erfinder in US-Patent 4 611 928 offenbart haben. Gemäß diesem US-Patent 4 611 928 läßt sich die Beziehung zwischen der Sensoroberflächentemperatur Θs und der mittleren Sensortemperatur Θw wie folgt ausdrücken:
Θs = Θw - A&sub0;·I² (1 + αw Θw) (9)
worin αw der Temperaturkoeffizient des elektrischen Widerstandes,
I der dem Sensor zugeführte Strom und
A&sub0; eine Konstante ist,
und Θw sich durch
Θw = (V/I·R&sub0;-1)/αw
ausdrücken läßt, wobei
R&sub0; der elektrische Widerstand ist, der sich am Metalldraht bei 0ºC einstellt und
V die am Sensor abfallende Spannung ist.
Daher läßt sich Θw aus dem Wert der Spannung "V" und dem Wert der Stromstärke durch den Sensor "I" berechnen, und Θs läßt sich aus Θw berechnen. Des weiteren folgt aus den oben angegebenen Gleichungen (9) und (10), daß sich Θs als eine Funktion von Spannung und Stromstärke.
Θs = f(V,I) (11)
ausdrücken läßt. Dementsprechend läßt sich Θs ebenso aus dem Wert der Spannung und dem Wert der Stromstärke berechnen.
Wenn die Bluttemperatur Θ∞ und die Sensordurchschnittstemperatur Θw mit Hilfe des Widerstandsthermometers gemessen werden, läßt sich Θs auch unter Benutzung einer der folgenden Gleichungen berechnen:
Θs = Θ∞ + C&sub0;' (Θw - Θ∞)C1' (12)
oder Θs = Θ∞ + C&sub0;'' (Θw - Θ∞) (13)
worin C&sub0;', C&sub0;'' und C&sub1;' spezielle Konstanten des Sensors sind.
In dieser Weise kann die im Blut oder Blutplasma eintretende Viskositätsänderung durch Messung der Werte der Größen Θs, Θw, Θs - Θ∞, Θw - Θ∞, α und ν bestimmt werden. Im folgenden wird nun, basierend auf dem Resultat eines im Zusammenhang mit Θs - Θ∞ durchgeführten Experimentes, ein Verfahren zur Feststellung einer Viskositätsänderung und damit einer bestimmten Koagulationszeit des Blutes erläutert.
Zum Zwecke des Experiments wurde eine Versuchsanordnung wie in Fig. 1 abgebildet benutzt.
Das folgende bezieht sich auf Fig. 1: Ein Sensor "S" wird in eine Flüssigkeitsmenge "F", wie beispielsweise Blut, eingetaucht, die sich in einem Gefäß 10 befindet, und in einem Meßsystem "M" wird ein mit einem Platindraht verbundenes Stromleiterpaar 2a, 2b zum Zwecke der Stromversorgung mit einer Stromquelle 5 verbunden, während ein anderes Spannungsleiterpaar 2c, 2d zwecks Spannungsmessung mit einem Potentiometer 6 verbunden wird, so daß der elektrische Widerstand des Sensors auf der Grundlage der Vier-Draht-Methode gemessen werden kann.
Innerhalb des Meßsystems "M" sind die Gleichspannungsquelle 5, das Digitalvoltmeter 6 und eine Kontrolleinheit 7 untereinander über einen GP-IB (Allzweck-Verbindungsbus) miteinander verbunden.
Während nun der Platindraht 3 in der Weise mit Strom beaufschlagt wird, daß sein Wärmefluß konstant gehalten wird, bestimmt man durch kontinuierliche Messung des Wertes der am Platindraht 3 abfallenden Spannung die Sensordurchschnittstemperatur Θw und die Temperaturdifferenz Θs - Θ∞ zwischen dem Blut und der Sensoroberfläche; die Temperaturdifferenz Θw - Θ∞ zwischen dem Blut und dem Sensor wird aus der Gleichung (9) bis (13) bestimmt.
Zusätzlich gibt es den Unterschied zwischen dem Verfahren zur Messung der Bluttemperatur Θ∞ mit einem Sensor und demjenigen mit zwei Sensoren, welches im folgenden beschrieben wird.
Im Falle eines Sensors:
Schritt 1; der Sensor wird mit Gleichstrom von etwa 100 µA oder 1 mA beaufschlagt.
Schritt 2; Messung der Spannungswerte V, die am Platindraht des Sensors abfallen.
Schritt 3; aus Gleichung (10) und dem Spannungswert V kann die Bluttemperatur Θ∞ berechnet werden.
Schritt 4; im weiteren wird der Sensor mit einem Gleichstrom von mehr als 1 mA beaufschlagt, also 20 mA oder 60 mA.
Schritt 5; Wiederholung von Schritt 2.
Schritt 6; mit derselben Methode wie in Schritt 3 kann die durchschnittliche Sensortemperatur Θw berechnet werden.
Schritt 7; aus Gleichung (12) kann die Temperaturdifferenz Θs - Θ∞ berechnet
werden.
Durch Wiederholung der Messung und Berechnung nach Schritt 5 bis 7 erhält man die Veränderung des Wertes Θs - Θ∞ in Abhängigkeit von der seit Versuchsbeginn verstrichenen Zeit.
Im Falle von zwei Sensoren S&sub1;, S&sub2;:
Schritt 1: der Sensor S&sub1; wird mit einem Gleichstrom von etwa 100 µA oder 1 mA beaufschlagt.
Schritt 2: Messung der Werte der am Platindraht des Sensors S&sub1; abfallenden Spannung V&sub1;.
Schritt 3: aus Gleichung (10) und dem Spannungswert V&sub1; kann die Bluttemperatur Θ∞ berechnet werden.
Schritt 4: der Sensor S&sub2; wird mit Gleichstrom von mehr als 1 mA, d. h. 20 mA oder 60 mA beaufschlagt.
Schritt 5: Messung des Wertes der am Platindraht des Sensors S&sub2; abfallenden Spannung V&sub1;.
Schritt 6: aus Gleichung (10) und dem Spannungswert V&sub2; läßt sich die durchschnittliche Sensortemperatur Θw berechnen.
Schritt 7: aus Gleichung (12) kann die Temperaturdifferenz Θs - Θ∞ berechnet werden.
Durch Wiederholung der Messung und der Berechnung in Schritt 2 bis 3 und in Schritt 5 bis 7 erhält man die Veränderung des Wertes von Θs - Θ∞ in Abhängigkeit von der seit Versuchsbeginn verstrichenen Zeit.
Der Sensor, wie er unter Verweis auf Fig. 2 bis 4 beschrieben worden ist, wurde in dieser Ausführungsform eingesetzt.
Im folgenden wird das Ergebnis eines Experimentes mitgeteilt, das die Erfinder durchgeführt haben.
In den Experimenten der Erfinder wurden Proben normalen menschlichen Plasmas (VNC) durch Injektion verschiedene Reagenzien und Koagulantien zugesetzt. Sodann wurde an ihnen unter Einsatz des Sensors kontinuierlich gemessen.

BEISPIEL 1

Jeweils 0,1 ml von normalem Vollblut, normalem Plasma, anomalem Vollblut und anomalem Plasma wurde durch Injektion mit 0,2 ml einer zur Aktivierung eines Blutgerinnungsfaktors bestimmten Substanz, wie etwa Gewebe-Thromboplastin und Calciumchlorid gemischt. Dann wurde die Prothrombinzeit (PT) gemessen.
Jede der zu testenden Flüssigkeitsmengen wurde in ein Röhrchen (Durchmesser 8 mm) gegeben, welches den Sensor mit einem Platindraht enthält, der bei einer Temperatur von 0ºC einen elektrischen Widerstand von 50 Ω aufweist, und der Sensor wurde durch Beaufschlagen mit einem Gleichstrom von etwa 40 mA oder etwa 60 mA geheizt.
Fig. 5A und 5B zeigen die als eine Funktion der seit Versuchsbeginn verstrichenen Zeit gemessene Temperaturdifferenz Θs - Θ∞ mit anomalem Plasma als Testflüssigkeit und einem Sensorheizstrom von etwa 40 mA; Fig. 6A und 6B entsprechen Fig. 5A und 5B, außer daß bei dem Sensorheizstrom von etwa 40 mA als Testflüssigkeit normales Plasma eingesetzt wurde.
In dem den Fig. 5A und 5B und den Fig. 6A und 6B zugehörigen Experiment wurde ein Wendepunkt, an dem die Ableitung der Temperaturdifferenz Θs - Θ∞ steil abfällt, als deutliche Spitze bestimmt, und auf diese Weise wurde eine Prothrombinzeit (PT) von 34,6 s bzw. 13,0 s gemessen. Tabelle 1 (Fig. 5) (Fig. 6)
In der Tabelle 1 bedeutet der Wert 10%, daß eine Menge normalen Plasmas zehnfach mit physiologischer Kochsalzlösung verdünnt wurde, um eine Probe eines Plasma zu erhalten, das demjenigen eines Patienten bei imminentem Exitus (d. h. fast tot) entspricht; der Wert 100% bedeutet, daß die Probe nur normales Plasma enthält.

BEISPIEL 2

Jeweils 0,2 ml normalen Vollblutes, normalen Plasmas, anomalen Vollblutes und anomalen Plasmas wurden durch Injektion mit 0,1 ml einer zur Aktivierung eines Blutgerinnungsfaktors bestimmten Substanz gemischt, der Kaolin, Phospholipid, Cerit, Kieselsäure, Elaidinsäure oder ähnliches enthält. Dann wurde die partiell aktivierte Thromboplastinzeit (APTT) gemessen.
Jede der zu testenden Flüssigkeitsmengen wurde in ein Röhrchen (Durchmesser 8 mm) gegeben, welches einen als Sensor dienenden Platindraht enthält, und der Sensor wurde durch Beaufschlagen mit einem Gleichstrom von etwa 40 mA geheizt.
Fig. 7A und 7B zeigen die als eine Funktion der seit Versuchsbeginn verstrichenen Zeit gemessene Temperaturdifferenz Θs - Θ∞ mit anomalem Plasma als Testflüssigkeit und einem Sensorheizstrom von etwa 40 mA; Fig. 8A und 8B entsprechen Fig. 7A und 7B, außer daß bei dem Sensorheizstrom von etwa 40 mA als Testflüssigkeit normales Plasma eingesetzt wurde.
In den den Fig. 7A, 7B und den Fig. 8A, 8B zugehörigen Experimenten wurden partiell aktivierte Thromboplastinzeiten (APTT) von 176,0 s bzw. 32,1 s in derselben Weise bestimmt wie bei BEISPIEL 1. Tabelle 2 (Fig. 7) (Fig. 8)
Die Bedeutung von 10% und 100% ist dieselbe wie in Tabelle 1.

BEISPIEL 3

Eine Reihe von Plasmaproben wurde dadurch erhalten, daß ihr Fibringehalt durch Verdünnung mit physiologischer Kochsalzlösung schrittweise auf Werte zwischen 1% und 20% des gewöhnlich in gesundem menschlichem Plasma enthaltenen Fibrins eingestellt wurde, und nach Mischung durch Injektion von 0,2 ml einer zur Aktivierung eines Blutgerinnungsfaktors bestimmten Substanz in 0,1 ml der jeweiligen Proben und Beaufschlagen des Sensors mit einem Strom von etwa 60 mA wurde an diesen Proben die Thrombinzeit bestimmt.
Fig. 9A und 9B zeigen die Temperaturdifferenz Θs - Θ∞ als Funktion der seit Versuchsbeginn verstrichenen Zeit in der Probe, deren Fibringehalt 1% des in gesundem menschlichem Plasma enthaltenen Fibrins beträgt, und Fig. 10A und 10B zeigen das Ergebnis, das mit der Probe erhalten wurde, deren Fibringehalt 20% des gewöhnlich in gesundem menschlichem Plasma enthaltenen Fibrins beträgt.
In diesen Experimenten, deren Ergebnisse in Fig. 9A, 9B und Fig. 10A, 10B dargestellt werden, wurden die Thrombinzeiten in gleicher Weise wie in Beispiel 1 zu 151,3 s bzw. 3,4 s bestimmt.
In ähnlicher Weise wurden die Thrombinzeiten bei den Proben, deren Fibringehalt 2% bzw. 10% des gewöhnlich in gesundem menschlichem Plasma enthaltenen Fibrins beträgt, zu 54,3 s bzw. 7,7 s bestimmt.
Aus den drei oben beschriebenen Beispielen wird deutlich, daß eine in Blut oder Blutplasma eintretende Viskositätsänderung durch Bestimmung einer Änderung der Größe Θs - Θ∞ nachgewiesen werden kann.
Die Feststellung einer Änderung der kinematischen Viskosität ν erlaubt den Nachweis einer Änderung der Viskosität durch Auffinden eines Wendepunktes in gleicher Weise wie in dem Fall von Θs - Θ∞, da sich die kinematische Viskosität ν durch Gleichung (8) als Funktion lediglich des Wärmeflusses "Q" und Θs - Θ∞ ausdrücken läßt.
Der Wärmeübertragungskoeffizient α und Θs - Θ∞ sind zueinander reziprok, da sie miteinander in dem in Gleichung (1) angegebenen funktionalen Verhältnis stehen. Dementsprechend kann eine Beziehung zwischen einer Veränderung des Wärmeübertragungskoeffizienten α und der Zeit "t" in einem Diagramm dargestellt werden, das reziprok zu den obengenannten Fig. 5A, 6A, 7A, 8A, 9A und 10A ist, und es läßt sich, wie man in Fig. 12 sieht, zum Nachweis einer im Blut oder ähnlichem eintretenden Viskositätsänderung ein Wendepunkt in derselben Weise bestimmen wie im Fall von Θs - Θ∞. Was beispielsweise Θw - Θ∞ betrifft, so führt das Abziehen von Θ∞ auf beiden Seiten der Gleichung (12) zu der folgenden Gleichung
Θs - Θ∞ = C&sub0;' (Θw - Θ∞)C1' (14)
Aus dieser Gleichung (14) läßt sich entnehmen, daß Θw - Θ∞ eine Funktion von Θs - Θ∞ ist, und daß man, genauso wie in dem Fall von Θs - Θ∞ in einer Kurve von Θw - Θ∞ einen Wendepunkt auffinden kann, um eine im Blut oder ähnlichem eintretende Viskositätsänderung nachzuweisen.
Θs oder Θ∞ ändert sich gewöhnlich mit der Änderung der Viskosität, wie in Fig. 11 gezeigt, wenn die zur Aktivierung eines Blutgerinnungsfaktors bestimmte Substanz durch Injektion einer Probe gesunden menschlichen Blutes zugesetzt und dann die Prothrombinzeit (PT) bestimmt wird. Daher ist es also möglich, die Veränderung der Viskosität von Blut oder Blutplasma nachzuweisen, indem man in einer Kurve des Wertes von Θs oder Θ∞ als Funktion der Viskositätsänderung einen Wendepunkt auffindet. Es wird darauf hingewiesen, daß Fig. 12 zeigt, wie sich der Wärmeübertragungskoeffizient α im Vergleich zu der in Fig. 11 gezeigten Variation der Θs und Θw verändert, und daß die Koagulationszeit (Tc) durch Auffinden eines Wendepunktes in der Kurve des Wärmeübertragungskoeffizienten α festgestellt werden kann.
In dieser Weise kann die Viskositätsänderung ebenso leicht an Veränderungen von Θs, Θw, Θw - Θ∞, α oder ν festgestellt werden.
Aus der vorangehenden Beschreibung geht klar hervor, daß es das Verfahren der vorliegenden Erfindung erlaubt, eine Viskositätsänderung, deren Kenntnis zur Beschreibung des momentanen Zustandes des Blutes oder Blutplasmas wichtig ist, problemlos und genau zu bestimmen, ohne sich dabei auf irgendeine subjektive menschliche Einschätzung verlassen zu müssen.
In der Folge können auch andere Eigenschaften des Blutes, wie etwa die Blutgruppe, mit dem Verfahren der Erfindung ebenso leicht identifiziert werden, da die Art der Gerinnung von der speziellen Blutgruppe abhängt.
Zusätzlich läßt sich, wie unter Hinweis auf Fig. 7 und 9 beschrieben wurde, auch für den Fall, daß der Zustand eines Patienten so ernst ist, daß sich die Gerinnungszeit des Blutes verlängert, diese Diagnosemethode nahezu unabhängig vom Einfluß der unvermeidlich niedrigen Viskosität anwenden. Dazu erlaubt es das Verfahren der Erfindung noch, auch kleine Veränderungen im Blut mit Leichtigkeit festzustellen; auf diese Weise wird die Fehlerwahrscheinlichkeit bei der diagnostischen Messung minimiert und die Blutdiagnose läßt sich über einen weiten Bereich anwenden.
Das Verfahren der Erfindung vereinfacht das Meßverfahren beträchtlich, die Einzelmessung kann daher wiederholt werden, um die Genauigkeit zu erhöhen.
Des weiteren vereinfacht das Verfahren der Erfindung die Konstruktion der Ausrüstung, insbesondere des Sensors, der zur Messung dient, und wirkt also kostensenkend im Vergleich zum Stand der Technik.
Zwar wurde in den vorgenannten Beispielen 1 bis 3 für das Verfahren der vorliegenden Erfindung die Viskositätsänderung durch Zugabe von Gerinnungsfaktor aktivierenden Substanzen bewirkt, das Verfahren der Erfindung ist jedoch nicht auf diese Art der Aktivierung beschränkt. Auch Antigene oder Antikörper können mit Blut oder Blutplasma in Berührung gebracht oder diesem zugefügt werden, um die Aktivierung zu erreichen. Beispielsweise kann IgG als Antikörper benutzt und der Sensoroberfläche angelagert werden, wo es mit Laktoferrin reagiert, so daß die Laktoferrinmenge gemessen werden kann.
Die Aktivierung kann auch durch geeignete physikalische Mittel erreicht werden, zum Beispiel durch Versetzen des Blutes oder Blutplasmas in hochfrequente Vibrationen oder durch Erhitzen.
Im folgenden wird nun der Sensor der vorliegenden Erfindung beschrieben, und zwar unter Bezugnahme auf Fig. 2 bis 4, die eine Ausführungsform des nach der vorliegenden Erfindung konstruierten Sensors veranschaulichen. Beim Blick auf Fig. 2 und 3 bezeichnet 1 einen zylindrischen elektrischen Nichtleiter, 2a und 2b oder 2c und 2d bezeichnen ein Paar von Anschlußdrähten, die durch den genannten elektrischen Nichtleiter 1 hindurchgeführt sind, und 3 bezeichnet einen Platindraht, der nicht-induktiv auf den elektrischen Nichtleiter 1 gewickelt ist, so daß ein Meßabschnitt "S'" entsteht.
Das Anschlußdrähtepaar 2a und 2b oder 2c und 2d läuft, ausgehend vom rückwärtigen Ende 1" durch den elektrischen Nichtleiter 1 hindurch etwas weiter als bis zum Vorderende 1' des elektrischen Nichtleiters 1, und läuft dann, nach einer Kehre von 180º, wiederum durch den elektrischen Nichtleiter 1 bis über dessen hinteres Ende 1" hinaus. Die beiden entgegengesetzten Enden des Platindrahtes 3 sind an deren Kehren mit Hilfen von Punktlötungen oder ähnlichem mit den beiden Anschlußdrähtepaaren elektrisch verbunden.
Der Meßabschnitt "S'", um den der Platindraht 3 gewickelt ist, ist mit einer Glasschicht 4 überzogen.
Fig. 4 veranschaulicht eine Variante des in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung konstruierten Sensors. In dieser Ausführungsform ist der Platindraht 3 nicht-induktiv um den elektrischen Nichtleiter 1 gewickelt, welcher seinerseits mit einer Kunstharzschicht 11 überzogen ist.
Der Sensor der vorliegenden Erfindung wird folgendermaßen hergestellt:
Ein keramischer Hohlstab mit einer Länge von 50 mm und einem Durchmesser von 1,4 mm dient als elektrischer Nichtleiter 1, und ein Platindraht mit einem Durchmesser von 13 µm ist nicht-induktiv auf den keramischen Hohlstab gewickelt, so daß an dessen Vorderseite die Meßstrecke "S'" entsteht, die sich entlang dem keramischen Hohlstab über eine Länge von 3 mm erstreckt. Um diese Baugruppe wird ein Glasröhrchen gelegt und erhitzt, um es dort zu fixieren, oder die genannte Baugruppe wird in flüssiges Glas getaucht. Alternativ kann die genannte Baugruppe in ein Dispersionssystem aus einem Kunstharzmonomer getaucht werden, sodann kann der Platindraht durch Stromfluß erhitzt werden, um eine thermische Polymerisation an der Oberfläche des Platindrahtes hervorzurufen und auf diese Weise eine Kunstharzpolymerschicht um den Platindraht herum zu bilden. So entsteht ein Sensor, der in der Lage ist, auch eine kleine Probenmenge mit hoher Empfindlichkeit zu messen.
Unter Anwendung des in Verbindung mit Fig. 1 beschriebenen Verfahrens läßt sich der Sensor dieser Erfindung einsetzen, um die Viskositätsänderung im Blut oder Blutplasma nachzuweisen.
Genauer gesagt wird als Flüssigkeit "F" Blut benutzt, der Sensor "S" wird so mit Strom beaufschlagt, daß ein konstanter Wärmefluß "Q" aufrechterhalten wird, und dies erlaubt die Bestimmung einer Änderung in der Temperaturdifferenz Θs - Θ∞ zwischen dem Blut und der Sensoroberfläche. Ferner kann unter der Voraussetzung, daß die Sensordurchschnittstemperatur Θw unveränderlich ist, angenommen werden, daß der Wärmefluß "Q" konstant bleibt, so daß der elektrische Gleichstrom "I" konstant gehalten werden kann. Ausgehend von dieser Änderung in Θs - Θ∞ ist es möglich, die Viskositätsänderung im Blut oder Blutplasma festzustellen.
Darüber hinaus lassen sich die Werte von Größen wie etwa Θw, Θs, Θw - Θ∞, α und ν aus den vorgenannten Gleichungen berechnen, und diese Zahlenwerte erlauben ebenfalls die Feststellung der Viskositätsänderung in Blut oder Blutplasma.
Der experimentelle Einsatz zur Feststellung der Viskositätsänderung in Blut oder Blutplasma hat gezeigt, daß der Sensor dieser Erfindung tatsächlich den gewünschten Effekt erbringt, wie soeben in Verbindung mit dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Feststellung der Veränderung der Blutviskosität beschrieben wurde.
Schließlich ist der Sensor dieser Erfindung insofern vorteilhaft, daß sogar eine kleine Probenmenge mit hoher Empfindlichkeit analysiert werden kann, und daß die Adhäsion von Blutbestandteilen am Sensor hinreichend verringert werden kann, um dessen Reinigung zu erleichtern, indem die Sensoroberfläche mit Glas oder mit Kunstharz beschichtet wird.

Claims

1. Verfahren zur Messung von Viskositätsänderungen in Blut oder Blutplasma unter Verwendung eines elektrisch leitfähigen Sensors (S), welcher mittels Stromdurchflusses elektrisch heizbar ist, und Mittel zur Bestimmung der unter Stromdurchfluß am Sensor abfallenden Spannung aufweist, umfassend:

(1) Eintauchen des Sensors in Blut (F) oder Blutplasma;

(2) Beaufschlagen des Sensors (S) mit einem elektrischen Stroms;

(3) Messung der Stromstärke des durch den Sensor fließenden Stroms und der unter Stromdurchfluß am Sensor abfallenden Spannung (V), und Verwendung dieser Meßgrößen zur Berechnung der Sensortemperatur in der Form von mindestens einer der beiden Größen "mittlere Sensortemperatur" und "Sensoroberflächentemperatur";

(4) Messung der Temperatur Θ∞ des Blutes;

(5) Berechnung der Differenz Θw - Θ∞ zwischen der Temperatur des Sensors und der des Blutes und

(6) Ermittlung der Änderungen in dieser Differenz, wodurch entsprechende Änderungen der Viskosität des Blutes ermittelt werden.

2. Verfahren zur Messung signifikanter Änderungen der Viskosität ν nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Sensor (S) eine Wärmequelle aufweist, die durch einen elektrischen Strom Io heizbar ist, welcher durch einen zum Sensor gehörigen elektrischen Widerstand fließt und dadurch einen Mittelwert der Sensortemperatur Θw und eine Sensoroberflächentemperatur Θs aufrechterhält, die sich durch folgende Gleichung ausdrücken lassen:

Θs = Θw - Ao · I² (1 + αw · Θw)

in der αw der Temperaturkoeffizient des elektrischen Widerstandes,

und Ao eine Konstante ist,

und Θw sich durch folgende Gleichung ausdrücken läßt

in der Ro der im Meßfühler auftretende elektrische Widerstand,

und V die am Meßfühler abfallende Spannung ist, so daß, da Θs als Funktion von V und Io und ν als Funktion f von ΔΘ = (Θs - Θ∞) ausgedrückt werden kann, eine über einen Zeitraum t gemessene Änderung in ΔΘ einer Änderung der Viskosität ν in der Blut- bzw. Blutplasmaprobe zugeschrieben werden muß, wodurch also Viskositätsänderungen durch Ermittlung der Änderungen in ΔΘ nach Ablauf einer bestimmten Zeitspanne t ermittelt werden können.

3. Verfahren zur Messung einer Änderung von nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß zur Messung der Prothrombinzeit (PT) oder der partiell aktivierten Thromboplastinzeit (APTT) eine zur Aktivierung eines Blutgerinnungsfaktors bestimmte Substanz den Proben zugesetzt wird und daß die Zeitspanne t bis zum Erreichen einer deutlichen Spitze in der Ableitung der Temperaturdifferenz ΔΘ nach der Zeit bestimmt wird, wodurch PT bzw. APTT gemessen werden.

4. Verwendung des Verfahrens zur Messung einer signifikanten Änderung von ν nach Anspruch 2 zur Messung immunologischer Reaktionen in Blut- oder Blutplasmaproben.

5. Verwendung des Verfahrens zur Messung einer signifikanten Änderung von ν nach Anspruch 2 zur Identifizierung der Blutgruppe.

6. Sensor zur Messung signifikanter Viskositätsänderungen nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß er einen zylindrischen elektrischen Nichtleiter (1), durch den zwei Anschlußdrähte (2a, 2b; 2c, 2d) verlaufen, und einen weiteren Metalldraht (3) aufweist, der auf den elektrischen Nichtleiter nicht-induktiv aufgewickelt ist und an seinen beiden entgegengesetzten Enden mit den an der Oberfläche des elektrischen Nichtleiters (1) freiliegenden Anschlußdrahtabschnitten verbunden ist, und daß der Abschnitt des elektrischen Nichtleiters (1), auf den der Metalldraht (3) aufgewickelt ist, mit einem geeigneten Isoliermaterial (12) beschichtet ist.

7. Sensor nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß der Abschnitt des elektrischen Nichtleiters, auf den der Metalldraht aufgewickelt ist, mit Glas beschichtet ist.

8. Sensor nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß der Abschnitt des elektrischen Nichtleiters, auf den der Metalldraht aufgewickelt ist, mit Kunstharz beschichtet ist.