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Hintergrund
der Erfindung
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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zur Filterung von Blut zur Herstellung
einer Plasma- oder Serumprobe aus Vollblut.
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Die
Art oder Konzentration von Blutkomponenten, wie z. B. von Stoffwechselprodukten,
Proteinen, Lipiden, Elektrolyten, Enzymen, Antigenen und Antikörpern, wird
im Allgemeinen unter Verwendung einer Plasma- oder Serumprobe, die
durch Zentrifugieren von Vollblut erhalten wurde, gemessen. Ein
Zentrifugieren erfordert jedoch Arbeit und Zeit. Insbesondere ist
das Zentrifugieren für
einen dringenden Fall, bei dem eine kleine Anzahl von Proben prompt
und auf der Stelle gemessen wird, ungeeignet, weil es eine Zentrifuge
und elektrischen Strom erfordert. Deshalb wurde die Abtrennung von
Serum aus Vollblut durch Filtration untersucht.
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Mehrere
Filtrationsverfahren unter Verwendung eines Glasfaserfilters sind
bekannt gewesen, worin Vollblut auf die in einer Säule befindlichen
Glasfasern von einer Seite der Säule
aufgebracht wird, und druckbeaufschlagt oder evakuiert wird, um
Plasma oder Serum von der anderen Seite zu erhalten (japanisches
Patent KOKOKU Nr. 44-14673, 5-52463, japanisches Patent KOKAI Nr.
2-208565, 4-208856).
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Praktisch
durchführbare
Filtrationsverfahren, mit denen eine Menge an Plasma oder Serum
aus Vollblut erhalten wird, die für die Messung durch einen automatischen
Analysator notwendig ist, wurden jedoch, mit der Ausnahme eines
Teils von Werten, wie z. B. Blutzucker, nicht entwickelt.
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Die
Erfinder entwickelten jedoch eine Blutfiltereinheit aus einer Filter-Haltevorrichtung
und einer Spritze. Die Filter-Haltevorrichtung
besteht aus einem Gehäuse,
das das Filtermaterial enthält,
und einem Deckel, der auf das Gehäuse aufgeschraubt ist. Das
Filtermaterial besteht z. B. aus zwei Schichten eines Glasfaserfilters,
einer Schicht eines Cellulosefilters und einer Schicht einer mikroporösen Polysulfonmembran
(1 von EP 785430A1).
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Es
wurde auch ein anderes Blutfiltergerät aus einem Haltevorrichtungsgehäuse und
einem Deckel entwickelt. Das Haltevorrichtungsgehäuse besteht
aus einem auf der Oberseite befindlichen Plasmaaufnahmegerät und einer
Filterkammer an der Unterseite. Das in der Filterkammer befindliche
Filtermaterial besteht aus sechs Schichten aus Glasfaserfilter und
einer Schicht aus einer mikroporösen
Polysulfon-Membran (Beispiel 1 von EP 785012A1).
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Im
Allgemeinen ist es bei der Blutfilterung schwierig, eine notwendige
Menge an Plasma oder Serum durch Oberflächenfiltration, bei der die
Blutzellen nicht in das Innere des Filtermaterials eindringen, zu
erhalten, weil flexible Blutzellen die Oberfläche des Filtermaterials in
kurzer Zeit bedecken. Bei der Filtration unter Verwendung eines
Glasfaserfilters oder dergleichen tritt jedoch eine Tiefenfiltration
auf, wobei Blutzellen von Glasfasern beim Eindringen in das Glasfaserfilter
in Tiefenrichtung abgefangen werden. Im Falle der Blutfiltration unter
Verwendung eines Glasfaserfilters oder dergleichen tritt gelegentlich
ein Durchbruch von Blutzellen in einer frühen Stufe der Filtration auf.
Es ist auch ein Problem, dass während
der Filtration die Tendenz zu einem Aufbrechen von Blutzellen, d.
h. einer Hämolyse,
besteht.
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Ein
großes
Problem bei der Blutfiltration ist das Aufbrechen von Blutzellen,
und es wurden mehrere Berichte, die dieses Problem betreffen, abgegeben. Über eine
Filtrationsmethode, mit der Kaliumionen genau bestimmt werden können, die
bei einem sehr geringen Hämolysegrad
variieren, wurde jedoch nicht berichtet.
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Die
Messung von Kaliumionen ist einer der wichtigsten Punkte bei klinischen
Assays, und Kaliumionen werden häufig
gemessen. Die Kaliumionenkonzentration des Plasmas gesunder Personen
beträgt
circa 4 meq/l, und eine Abweichung von nur circa 0.3 meq/l macht
eine exakte Diagnose schwierig. Die erforderliche Messgenauigkeit
ist deshalb sehr hoch. Da Blutzellen Kaliumionen in einer Menge
enthalten, die etwa 40 mal größer ist
als die im Plasma, ist es, um die Kaliumionenkonzentration von Plasma
mit einer verwendbaren Genauigkeit im Hinblick auf eine klinische
Diagnose zu messen, notwendig, das Aufbrechen von Blutzellen und das
Austreten von Kaliumionen durch die Blutzellenmembran zu verhindern.
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Es
ist möglich,
eine sehr kleine Menge (mehrere zehn μl) von Plasma durch Blutfiltration
unter Verwendung einer mikroporösen
Membran oder eines Glasfaserfilters zu erhalten. Wenn jedoch mehrere
hundert μl Plasma,
wie später
beschrieben, abgetrennt werden, werden die Blutzellen deformiert
und aufgebrochen, nachdem sie durch die Poren des Filtermaterials
eingefangen wurden. Aufgrund der Erhöhung der Kaliumionenkonzentration
des durch die Filtration erhaltenen Plasmas ist im Ergebnis eine
genaue Messung unmöglich.
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Zusammenfassung
der Erfindung
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Eine
Aufgabenstellung der Erfindung ist es, ein Verfahren zur Filterung
von Blut bereitzustellen, mit dem auf einfache Weise Plasma oder
Serum in größerer Menge
ohne Hämolyse
erhalten werden kann.
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Eine
andere Aufgabenstellung der Erfindung ist es, ein Verfahren zur
Filterung von Blut bereitzustellen, um eine ausreichende Menge von
Plasma oder Serum zu erhalten, mit dem ein genauer Wert der Kaliumionenkonzentration
erhalten werden kann.
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Um
die vorstehenden Aufgabenstellungen zu lösen, führten die Erfinder eifrig Versuche
durch, und fanden, dass in einer konventionellen Saugfiltration
das Eindringen von Blut in das Glasfaserfilter beginnt, bevor das
Blut über
die gesamte Oberfläche
des Glasfaserfilters verteilt ist, und dadurch wird ein Durchbruch
von Blutzellen beschleunigt, und es tritt die Tendenz einer Verstopfung
des Filters durch Blutzellen auf. Wenn das Saugen unter den vorstehenden
Bedingungen fortgesetzt wird, um eine notwendige Menge von Plasma
zu erhalten, werden Blutzellen durch die Erhöhung der Saugleistung aufgebrochen.
Deshalb wurden weitere Forschungen unternommen, und ein Filtrationssystem
gefunden, worin die Blutfiltration bei einer niedrigen Saugleistung
begonnen wird, um Blut über
die gesamte Oberfläche
eines Glasfaserfilters zu verteilen, und dann die Saugleistung so
erhöht
wird, dass ein bestimmter Wert nicht überschritten wird. Nach dem
System kann leicht in kurzer Zeit eine gewünschte Menge an Plasma oder
Serum ohne Durchbruch von Blutzellen und Hämolyse erhalten werden. Die
vorliegende Erfindung wurde durch das Auffinden der Tatsache erzielt,
dass die Kontrolle der Druckdifferenz zwischen der Blut-Einlassseite
und der Filtrat-Auslassseite sehr wichtig ist. Die vorstehenden
Merkmale sind auch im Falle einer Druckfiltration effektiv.
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Erfindungsgemäß wird somit
ein Verfahren zur Filterung von Blut unter Verwendung eines Filtermaterials,
das ein Glasfaserfilter aufweist, bereitgestellt, wobei man die
Druckdifferenz zwischen der Blut-Einlassseite und der Filtrat-Auslassseite während mindestens
5 Sekunden vom Zeitpunkt an, bei dem das zu filtrierende Blut in
Kontakt gebracht wird, bei 50 mmHg oder weniger hält, und
die Druckdifferenz während
der Filterung des Bluts bei 200 mmHg oder weniger hält.
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Im
vorstehenden Verfahren kann dadurch, dass man die Druckdifferenz
zwischen der Blut-Einlassseite und der Filtrat-Auslassseite bestimmt und dann die Saug-
und/oder Druckrate entsprechend der Druckdifferenz regelt, die Blutfiltration
automatisiert oder halbautomatisiert werden, und dadurch kann die
Belastung des Bedienungspersonals verringert werden.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
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1 ist ein Diagramm, das
verschiedene Saugmuster zeigt. 2 ist
ein Längsschnitt
einer in den erfindungsgemäßen Beispielen
verwendeten Blutfiltrationsvorrichtung, 3 ist ein Draufsicht davon, und 4 ist eine Ansicht von unten.
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Detaillierte
Beschreibung der Erfindung
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Das
Blutfiltermaterial kann ein Glasfaserfilter allein oder eine Kombination
eines Glasfaserfilters und einer mikroporösen Membran oder dergleichen
sein. Das Glasfaserfilter kann in ein solches mit niedriger Dichte
und ein solches mit hoher Dichte unterteilt werden, und die verwendeten
Glasfaserfilter für
eine Tiefenfiltration sind hauptsächlich solche mit niedriger
Dichte. Das erfindungsgemäß verwendete
Filtermaterial kann ein Glasfaserfilter mit niedriger Dichte allein
sein, und in diesem Fall ist es notwendig, auf das Verhältnis zwischen dem
Hohlraumvolumen des Glasfaserfilters und der zugeführten Menge
an Blut zu achten, damit keine Blutzellen durchbrechen.
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Wie
vorstehend erwähnt,
können
Glasfaserfilter in zwei Gruppen unterteilt werden.
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Die
erste Gruppe wirkt hauptsächlich
bei der Tiefenfiltration, d. h. Blutzellen werden beim Eindringen in
Tiefenrichtung des Glasfaserfilters allmählich eingefangen. Die Glasfaserfilter,
die zu dieser Gruppe gehören,
weisen eine Dichte von circa 0.05 bis 0.13 auf, einen Durchmesser
der Faser von circa 10 μm
oder weniger, und Teilchenzurückhaltegröße von circa
0.6 μm oder
mehr und eine Wassereindringgeschwindigkeit von circa 0.7 ml/sec
oder mehr. Unter den im Handel erhältlichen Produkten gehören Whatman
GF/D, Advantec GA-100 und GA-200 und dergleichen zu dieser Gruppe.
Nachfolgend werden die Glasfaserfilter dieser Gruppe als Glasfaserfilter
mit niedriger Dichte bezeichnet.
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Die
zweite Gruppe von Glasfaserfiltern wirkt, um Blutzellen, die aus
dem Glasfaserfilter mit niedriger Dichte austreten, einzufangen,
und weisen eine Dichte von circa 0.14 oder mehr, eine Teilchenzurückhaltegröße von circa
0.5 μm oder
weniger und eine Wassereindringgeschwindigkeit von circa 0.5 ml/sec
oder weniger auf. Unter im Handel erhältlichen Produkten gehören Whatman
GF/B, GF/C und GF/F, Advantec GC-50, GF-75, GB-140, QR-100 und dergleichen zu dieser
Gruppe. Nachstehend werden die Glasfaserfilter dieser Gruppe als
Glasfaserfilter mit hoher Dichte bezeichnet.
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Das
hauptsächliche
Glasfaserfilter im Blutfiltermaterial ist das Glasfaserfilter mit
niedriger Dichte.
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Durch
Behandeln der Oberfläche
von Glasfasern mit einem hydrophilen Polymer kann die Filtration, wie
in dem japanischen Patent KOKAI Nr. 2-208565, 4-208856 beschrieben,
rascher und gleichmäßiger durchgeführt werden.
Der Glasfaser können
Lectin oder andere reaktive Reagentien oder ein Modifikationsmittel
zugegeben werden, oder die Glasfaser kann direkt mit einem oder
mehreren von ihnen behandelt werden. Das Glasfaserfilter kann aus
laminierten oder übereinandergelegten
mehreren Schichten bestehen.
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Die
erfindungsgemäß verwendeten
Filtermaterialen können
durch einen Kleber, der teilweise vorgesehen wird, z. B. punktförmig, verbunden
werden, wie in dem japanischen Patent KOKAI Nr. 62-138756-8, 2-105043,
3-16651 usw. beschrieben.
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Die
Menge an mit diesem System filtrierbarem Vollblut wird stark vom
im Glasfaserfilter vorhandenen Hohlraumvolumen und dem Volumen der
Blutzellen im Vollblut beeinflusst. Wenn die Dichte des Glasfaserfilters
hoch ist (die Porengröße zum Zurückhalten
von Teilchen klein ist), werden Erythrozyten in der Nachbarschaft
der Glasfaserfilteroberfläche
eingefangen, Hohlräume
im Glasfaserfilter werden in einem sehr dünnen Bereich von der Oberfläche verstopft
und demgemäß läuft die
Filtration nachher nicht mehr weiter. Dies führt dazu, dass das durch Filtration
gewonnenen Plasmavolumen klein ist. Dabei werden, wenn das Filtermaterial durch
eine höhere
Saugleistung abgesaugt wird, um das gewonnene Plasmavolumen zu erhöhen, Blutzellen zerstört, d. h.
hämolysiert.
D. h., die Filtration ist ähnlich
zur Oberflächenfiltration,
und der Ausnutzungsgrad des Hohlraumvolumens des Filters ist gering.
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Als
Indikator, der dem Hohlraumvolumen oder Filtratvolumen des Plasmas
entspricht, ist die Wasserpermeationsgeschwindigkeit geeignet. Die
Wasserpermeationsgeschwindigkeit wird bestimmt, indem man ein Glasfaserfilter
mit einer bestimmten Fläche
in eine geschlossene Filtervorrichtung gibt, deren Einlass und Auslass
mit einem Schlauch verbunden werden kann, ein bestimmtes Volumen
an Wasser zugibt, und mit einem konstanten Druck druckbeaufschlagt
oder saugt. Die Wasserpermeationsgeschwindigkeit ist das Filtratvolumen
pro Flächeneinheit
und Zeit, und wird in ml/sec angegeben.
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Zum
Beispiel wird ein Glasfaserfilter mit einem Durchmesser von 20 mm
in eine Filtervorrichtung gegeben, und eine 100 ml-Spritze, die 60 ml
Wasser enthält,
wird mit der Oberseite der Filtervorrichtung verbunden. Wasser fließt auf natürliche Weise
nach unten, und das Volumen an Wasser, das durch das Glasfaserfilter im
Zeitraum von 10 sec bis 40 sec nach Beginn hindurchtritt, wird als
Wasserpermeationsvolumen gemessen, und die Wasserpermeationsgeschwindigkeit
pro Flächeneinheit
wird daraus berechnet.
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Die
geeignete Dicke der Glasfaserfilter mit niedriger Dichte variiert
gemäß dem zu
gewinnenden Plasmavolumen und der Dichte (Hohlraumgehalt) und Fläche des
Glasfaserfilters. Eine zur Analyse mehrerer Werte unter Verwendung
trockener analytischer Elemente erforderliche Plasmamenge beträgt 100 bis
500 μl.
Im Hinblick auf die praktische Durchführbarkeit ist ein Glasfaserfilter
mit einer Fläche
von 1 bis 5 cm2 zweckmäßig. In diesem Fall beträgt die zweckmäßige Dicke
des Glasfaserfilters circa 1 bis 10 mm, vorzugsweise 2 bis 8 mm,
insbesondere circa 3 bis 6 mm. Die obige Dicke kann durch Überlagerung
von 1 bis 10 Schichten, vorzugsweise 2 bis 6 Schichten, Glasfaserfilter
erreicht werden.
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Für einen
Teil oder die gesamte Schicht aus Glasfasern mit niedriger Dichte
des Blutfiltermaterials können
zugeschnittene Teile des Glasfaserfilters mit niedriger Dichte verwendet
werden. Eine Schicht des Glasfaserfilters hat eine Dicke von circa
0.2 bis 3 mm, üblicherweise
von circa 0.5 bis 2 mm. Die Schicht wird in Stücke mit einer Seitenlänge oder
einem Durchmesser von circa 10 bis 30 mm, vorzugsweise circa 15
bis 25 mm, geschnitten. Die Form der zugeschnittenen Teile kann
quadratisch, rechtwinklig, dreieckig, kreisförmig oder irgendeine andere
Form sein. Grundsätzlich
ist es bevorzugt, das gesamte Glasfaserfiltermaterial zu verwenden,
und im Falle von kreisförmigen
Teilen werden deshalb auch ausgesparte bogenförmige Teile verwendet. Eine übliche Form
ist rechteckig mit einem Verhältnis:
lange Seite/kurze Seite von circa 1.0 bis 5.0, vorzugsweise 1.0
bis 2.5.
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Das
Schneiden kann mit einer kommerziellen Schneidvorrichtung durchgeführt werden.
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Es
ist nicht notwendig, die Faserrichtung zugeschnittener Teile beim
Einbringen in eine Filterkammer zu berücksichtigen.
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Bevorzugt
ist es, eine mikroporöse
Membran auf der Filtrat-Auslassseite
des Glasfaserfilters einzubauen, um die Trennung der Blutzellen
und des Plasmas zu beschleunigen und um das Austreten von Blutzellen
zu verhindern.
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Die
Oberfläche
der mikroporösen
Membran wurde hydrophil gemacht, und besitzt die Fähigkeit,
Blutzellen abzutrennen. Die mikroporöse Membran kann spezifischerweise
Vollblut in Blutzellen und Plasma ohne Hämolyse bis zu einem Grad, der
die analytischen Werte wesentlich beeinflusst, trennen. Die zweckmäßige Porengröße der mikroporösen Membran
ist kleiner als die Teilchenrückhaltegröße des Glasfaserfilters,
und beträgt
0.2 μm oder
mehr, vorzugsweise circa 0.3 bis 5 μm, insbesondere 0.5 bis 4.5 μm, und in
erster Linie circa 1 bis 3 μm.
Der Hohlraumgehalt der mikroporösen
Membran ist vorzugsweise höher,
und ein zweckmäßiger Hohlraumgehalt
ist circa 40 bis 95%, vorzugsweise circa 50 bis 95%, insbesondere
70 bis 95%. Veranschaulichend für
die mikroporösen
Membranen sind Polysulfon-Membranen, Fluor-enthaltende Polymer-Membranen,
Celluloseacetat-Membranen, Nitrocellulose-Membranen usw. Die Oberfläche der
Membran kann hydrolisiert sein oder kann durch ein hydrophiles Polymer
oder ein aktivierendes Mittel hydrophil gemacht werden.
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Als
Fluor-enthaltendes Polymer-Membran können genannt werden eine mikroporöse Matrix-Membran (mikroporöse Schicht)
aus Polytetrafluorethylenfibrillen (feine Fraktion), beschrieben
in WO 87/02267, Gore-Tex (W. L. Gore and Associates), Zitex (Norton),
Poreflon (Sumitomo Denki), usw. Andere Fluor-enthaltende Polymerschichten, die als
mikroporöse
Schicht brauchbar sind, umfassen mikroporöse Polytetrafluorethylen-Membranen, beschrieben
in US-Patent 3,368,872 (Beispiele 3 und 4), US-Patent 3,260,413
(Beispiele 3 und 4), US-Patent 4,201,548, usw., mikroporöse Polyvinylidenfluorid-Membranen, beschrieben
im US-Patent 3,649,505, usw. Die mikroporöse Membran aus Fluor-enthaltendem
Polymer kann hergestellt werden, indem man ein einziges Fluor-enthaltendes
Polymer verwendet, oder zwei oder mehrere Arten von Fluor-enthaltenden
Polymeren mischt oder damit außerdem
ein oder mehrere Polymere, die kein Fluor enthalten, oder Fasern,
mischt. Im Hinblick auf die Struktur gibt es ungestreckte, uniaxial
gestreckte, biaxial gestreckte Membranen, solche vom nicht-laminierten Einzelschichttyp,
vom laminierten Doppelschichttyp, wie z. B. eine Membran, die an
eine andere Membranstruktur auflaminiert ist, wie z. B. eine Fasermembran.
Im Falle einer mikroporösen
Membran vom nicht-laminierten Typ mit Fibrillenstruktur oder von
solchen, die uniaxial oder biaxial gestreckt sind, weist die mikroporöse Membran
einen großen
Hohlraumgehalt auf und durch Strecken kann ein kurzer Filtrationsdurchgang
ausgebildet werden. In mikroporösen
Membranen, die einen kurzen Filtrationsdurchgang aufweisen, tritt
ein Verstopfen durch feste Komponenten (hauptsächlich rote Blutzellen) im
Blut selten auf, und die Trennzeit von Blutzellen und Plasma ist
kurz. Als Ergebnis wird die Genauigkeit der quantitativen Analyse
verbessert, die Klebekraft des für
eine teilweise Adhäsion
an die benachbarte mikroporöse
Membran verwendeten Klebers kann verstärkt werden, indem man eine
physikalische Aktivierung (vorzugsweise Glimmentladung oder Coronaentladung),
wie im US-Patent Nr. 4,783,315 beschrieben, auf mindestens einer Seite
der mikroporösen
Membran eines Fluor-enthaltenden Polymers vorsieht, um es hydrophil
zu machen.
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Es
ist allgemein bekannt, dass mikroporöse Fluor-enthaltendes Polymer-Membranen
als solche eine geringe Oberflächenspannung
besitzen. Wenn die Membran als Blutzellen-Filterschicht verwendet
wird, werden als Ergebnis wässerige
flüssige
Proben abgestoßen
und diffundieren nicht über
die Oberfläche
und dringen nicht in das Innere ein. Erfindungsgemäß ist das
obi ge Abstoßungsproblem
gelöst
worden, indem man eine ausreichende Menge eines oberflächenaktiven
Mittels einbaut, um die äußere Oberfläche und
die Innenraum-Oberfläche
der mikroporösen
Fluor-enthaltendes Polymer-Membran im Wesentlichen hydrophil zu
machen. Um eine hydrophile Eigenschaft zu verleihen, die ausreicht,
damit eine wässerige
flüssige
Probe über die
Oberfläche
oder in das Innere der mikroporösen
Fluor enthaltendes Polymer-Membran diffundiert, eindringt oder sich
bewegt, ohne von der Membran abgestoßen zu werden, ist es im Allgemeinen
notwendig, dass die Raumoberfläche
der Membran mit einem oberflächenaktiven
Mittel in einer Menge von circa 0.01 bis 10%, vorzugsweise circa
0.1 bis 5%, und insbesondere circa 0.1 bis 1% des Hohlraumvolumens
der Membran beschichtet ist. Im Falle einer mikroporösen Fluor-enthaltendes
Polymer-Membran
mit einer Dicke von 50 μm
ist eine bevorzugte Menge des zu imprägnierenden oberflächenaktiven
Mittels üblicherweise
im Bereich von 0.05 bis 2.5 g/m2. Als Methode
zum Imprägnieren
einer mikroporösen
Fluor-enthaltenden Membran mit einem oberflächenaktiven Mittel umfasst
eine übliche
Methode das Eintauchen der mikroporösen Fluor-enthaltenden Membran
in die Lösung
des oberflächenaktiven
Mittels in einem organischen Lösungsmittel
mit dem niedrigen Siedepunkt (ein bevorzugter Siedepunkt liegt im
Bereich von circa 50°C
bis circa 120°C)
(z. B. Alkohole, Ester, Ketone), um ausreichend in die Innenräume der
Membran einzudringen, langsames Herausnehmen der Membran aus der
Lösung,
und dann Trocknen durch Einblasen von Luft (vorzugsweise warmer
Luft).
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Als
oberflächenaktives
Mittel zum Hydrophilmachen der mikroporösen Fluor-enthaltendes Polymer-Membran
kann ein nichtionisches, anionisches, kationisches oder ampholytisches
oberflächenaktives
Mittel verwendet werden. Nicht-ionische oberflächenaktive Mittel sind jedoch
für die
analytischen mehrschichtigen Bauelemente zum Analysieren von Vollblutproben
von Vorteil, weil nicht-ionische oberflächenaktive Mittel unter den
vorstehend genannten oberflächenaktiven
Mitteln eine relativ geringe hämolytische
Aktivität
zeigen. Geeignete nicht-ionische oberflächenaktive Mittel umfassen
Alkylphenoxypolyethoxyethanol, Alkylpolyetheralkohol, Polyethylenglykolmonoester,
Polyethylenglykoldiester, höherer
Alkohol/Ethylenoxid-Addukt (Kondensat), Polyolester/Ethylenoxid-Addukt (Kondensat),
Alkanolamide höherer
Fettsäuren
usw.
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Beispiele
für das
nicht-ionische oberflächenaktive
Mittel sind die folgenden:
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Als
Alkylphenoxypolyethoxyethanol gibt es Isooctylphenoxypolyethoxyethanole
(Triton X-100; im Mittel 9–10
Hydroxyethylen-Einheiten enthaltend, Triton X-45, im Mittel 5 Hydroxyethylen-Einheiten
enthaltend) und Nonylphenoxypolyethoxyethanole (IGEPAL CO-630; im
Mittel 9 Hydroxyethylen-Einheiten enthaltend, IGEPAL CO-710; im
Mittel 10–11
Hydroxyethylen-Einheiten
enthaltend, LENEX 698; im Mittel 9 Hydroxyethylen-Einheiten enthaltend).
Als Alkylpolyetheralkohol gibt es Polyoxyethylenether höherer Alkohole
(Triton X-67; CA Registry No. 59030-15-8).
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Die
mikroporöse
Fluor-enthaltendes Polymer-Membran kann hydrophil gemacht werden,
indem man ein oder mehrere wasserunlöslich gemachte wasserlösliche Polymere
in ihren porösen
Räumen
vorsieht. Die wasserlöslichen
Polymere umfassen Sauerstoff enthaltende Kohlenwasserstoffe, wie
z. B. Polyacrylamid, Polyvinylpyrrolidon, Polyvinylamin und Polyethylenamin,
solche, die eine negative Ladung enthalten, wie z. B. Polyvinylalkohol,
Polyethylenoxid, Polyethylenglykol, Methylcellulose, Ethylcellulose,
Hydroxyethylcellulose und Hydroxypropylcellulose, solche, die Stickstoff
enthalten, wie z. B. Polyacrylsäure,
Polymetacrylsäure
und Polystyrolsulfonsäure,
und dergleichen. Das Wasserunlöslichmachen
kann durch Hitzebehandlung, eine Acetal-einführende Behandlung, Veresterung,
chemi sche Umsetzung mit Kaliumdichromat, Vernetzung durch ionisierbare
Strahlung, oder dergleichen, durchgeführt werden. Einzelheiten sind
in den japanischen Patenten KOKOKU Nr. 56-2094 und 56-16187 beschrieben.
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Die
mikroporöse
Polysulfon-Membran kann hergestellt werden, indem man Polysulfon
in Dioxan, Tetrahydrofuran, Dimethylformamid, Dimethylacetamid,
N-Methyl-2-pyrrolidon oder einer Lösungsmittelmischung daraus
löst, um
eine Ausgangsflüssigkeit
zur Ausbildung eines Films zu erhalten, Gießen in einen Film durch direktes
Einfließenlassen
in eine Koagulierungslösung,
Waschen, und nachfolgendes Trocknen. Einzelheiten werden im japanischen
Patent KOKAI Nr. 62-27006 beschrieben. Zusätzlich werden mikroporöse Polysulfon-Membranen
auch in den japanischen Patenten KOKAI Nr. 56-12640, 56-86941, 56-154051
usw. beschrieben, und diese sind in der Erfindung anwendbar. Die
mikroporöse
Polysulfon-Membran kann ähnlich
zur Fluor-enthaltendes
Polymer-Membran hydrophil gemacht werden, indem man ein oberflächenaktives
Mittel einbaut oder ein wasserunlöslich gemachtes wasserlösliches
Polymer vorsieht.
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Als
andere nichtfaserige mikroporöse
Membranen sind angelaufene Polymermembranen aus einem Celluloseester,
wie z. B. Celluloseacetat, Celluloseacetat/Butyrat oder Cellulosenitrat,
beschrieben in
US 3 992 158 oder
US 1 421 341 , bevorzugt.
Mikroporöse
Membranen aus Polyamid, wie z. B. 6-Nylon oder 6,6-Nylon, oder Polyethylen,
Polypropylen oder dergleichen, sind ebenfalls verwendbar. Andere
verwendbare nicht-faserige mikroporöse Membranen umfassen einen
kontinuierlichen Mikrohohlraum enthaltende poröse Membranen, worin Polymerteilchen,
Glasteilchen, Diatomeenerde oder dergleichen mittels eines hydrophilen
oder nicht-wasseradsorptiven Polymers verbunden sind, wie z. B.
beschrieben in
US 3 992 158 und
US 4 258 001 .
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Eine
geeignete effektive Porengröße der nicht-faserigen
mikroporösen
Membran beträgt
0.2 bis 10 μm,
vorzugsweise 0.3 bis 5 μm,
und insbesondere 0.5 bis 5 μm.
Die effektive Porengröße der erfindungsgemäßen nicht-faserigen
porösen
Membran ist die nach der „bubble
point"-Methode gemäß ASTM F316-70
gemessene Porengröße. Im Falle,
dass die nicht-faserige poröse
Membran ein mittels der Phasentrennungsmethode hergestelltes angelaufenes
Polymer ist, sind die Flüssigkeitsdurchgänge in Dickenrichtung
im Allgemeinen an der freien Oberfläche (glänzenden Fläche) im Herstellungsverfahren
der Membran die kleinsten, und die Porengröße im Querschnitt jedes Flüssigkeitsdurchgangs,
als Kreis angenommen, ist in der Nähe der freien Oberfläche am kleinsten.
Die minimale Porengröße der Durchgänge in der
Dickenrichtung pro Flächeneinheit
weist eine Verteilung in Flächenrichtung
des Membranfilters auf, und der Maximalwert bestimmt die Filtrationsleistung.
Im Allgemeinen wird sie durch die Grenz-„bubble point"-Methode bestimmt.
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Wie
vorstehend angegeben, sind in dem Membranfilter aus nach der Phasentrennungsmethode
hergestelltem angelaufenem Polymer die Flüssigkeitsdurchgänge in Dickenrichtung
an der freien Oberfläche (glänzende Fläche) im
Herstellungsverfahren der Membran die kleinsten. Im Falle der Verwendung
der Membran als nicht-faserige poröse Membran des erfindungsgemäßen Filtermaterials
ist es bevorzugt, dass die glänzende
Fläche
des Membranfilters zur Seite des Plasmaaustrags gerichtet ist.
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In
dem Blutfiltermaterial kann ein drittes Filtermaterial eingebaut
sein. Das dritte Filtermaterial kann ein Filterpapier, Faservlies,
Textilgewebe, wie ein Leinengewebe, ein gestricktes Gewebe, wie
ein Tricotgewebe, usw., sein. Unter ihnen sind ein Textilgewebe
und ein gestricktes Gewebe bevorzugt. Das Textilgewebe oder dergleichen
kann durch Glimmentladung, wie im japanischen Patent KOKAI Nr. 57-66359
beschrieben, behandelt sein. Das dritte Filtermaterial liegt vorzugsweise
zwischen dem Glasfaserfilter und der mikroporösen Membran.
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Bevorzugte
mikroporöse
Membranen sind eine Polysulfon-Membran,
Celluloseacetat-Membran und dergleichen, und besonders bevorzugt
ist eine Polysulfon-Membran. Im erfindungsgemäßen Blutfiltermaterial befindet
sich das Glasfaserfilter auf der Seite des Bluteinlasses und die
mikroporöse
Membran auf der Seite des Filtratauslasses.
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Eine
geeignete Dicke der mikroporösen
Membran beträgt
circa 0.05 bis 0.3 mm, vorzugsweise circa 0.1 bis 0.2 mm, und die
Anzahl der mikroporösen
Membranen ist üblicherweise
Eins. Wenn erforderlich, können
jedoch zwei oder mehrere Schichten aus mikroporöser Membran verwendet werden.
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Anstelle
oder zusätzlich
zur mikroporösen
Membran wird das vorstehend beschriebene Filter aus Glasfasern hoher
Dichte verwendet. Eine geeignete Dicke der Filterschicht aus Glasfasern
hoher Dichte beträgt
circa 0.2 bis 1 mm, vorzugsweise circa 0.3 bis 0.7 mm, und kann
aus einer Schicht des Filters aus Glasfasern hoher Dichte bestehen.
Wenn erforderlich, können
jedoch zwei oder mehrere Schichten verwendet werden.
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Die
Filtervorrichtung zur Aufnahme des Blutfiltermaterials kann irgendeine
solche sein, die so ausgestaltet ist, dass das zu filternde Blut
das Blutfiltermaterial durchläuft,
und dass zwischen der Blut-Einlassseite und der Filtrat-Auslassseite eine
Druckdifferenz angelegt werden kann.
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Es
ist jedoch zweckmäßig, eine
Haltevorrichtung zu verwenden, die das Blutfiltermaterial aufnimmt und
mit einem Bluteinlass und einem Plasmaauslass versehen ist. Die
Haltevorrichtung weist im Allgemeinen ein Gehäuse auf, das das Blutfiltermaterial
aufnimmt, und einen Deckel, und Gehäuse und Deckel sind mit mindestens
einer Öffnung
versehen. Eine wird verwendet als Bluteinlass, und gegebenenfalls
außerdem
als Druckanschluss, und die andere wird als Plasmaauslass, und gegebenenfalls
außerdem
als Sauganschluss verwendet. Ein Sauganschluss kann auch getrennt
vorgesehen sein. Wenn die Haltevorrichtung rechteckig ist und mit
dem Deckel auf einer Seite der Haltevorrichtung versehen ist, können sowohl
der Bluteinlass als auch der Plasmaauslass am Gehäuse der
Haltevorrichtung vorgesehen sein.
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Das
Volumen der Filterkammer, die das Blutfiltermaterial aufnimmt, muss
notwendigerweise größer sein
als das Gesamtvolumen des Blutfiltermaterials sowohl in einem trockenen
Zustand als auch in einem gequollenen Zustand nach Absorbieren einer
Probe (Vollblut). Wenn das Volumen der Filterkammer kleiner als das
Gesamtvolumen des Blutfiltermaterials ist, verläuft die Filtration nicht effizient
und es tritt Hämolyse
auf. Ein geeignetes Verhältnis
des Volumens der Filterkammer zum Gesamtvolumen des Blutfiltermaterials
in trockenem Zustand beträgt
im Allgemeinen 101 bis 300x, vorzugsweise 110 bis 200%, und insbesondere
120 bis 150%, obwohl das Verhältnis
gemäß dem Schwellungsgrad
des Filtermaterials variiert.
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Außerdem ist
es bevorzugt, dass der periphere Rand des Blutfiltermaterials dicht
an die Wand der Filterkammer anschließt, um keinen Bypass für das Vollblut
auszubilden, ohne dass es das Filtermaterial durchläuft. Die
periphere Wand des Glasfaserfilters kann jedoch nicht dicht sitzend,
sondern etwas von der Wand der Filterkammer entfernt sein. In diesem
Fall ist der Durchmesser der mikroporösen Membran, wie z. B. der Polysulfon-Membran,
etwas größer als
die Filterkammer, und die durch den Raum zwischen dem Glasfaserfilter
und der Wand der Filterkammer hindurchlaufenden Blutzellen werden
durch die mikroporöse
Membran eingefangen.
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Beim
Zusammenbau der Blutfiltereinrichtung wird das Glasfaserfilter,
die mikroporöse
Membran usw. in das Gehäuse
der Haltevorrichtung eingebracht, und der Deckel angebracht. Im
Falle der Verwendung von zugeschnittenen Teilen des Glasfaserfilters
werden diese auf einen Grad zusammengespresst, dass Zwischenräume zwischen
den zugeschnittenen Teilen verschwinden.
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Indem
man einen Abstand auf der Blut-Einlassseite und Filtrat-Auslassseite
des Blutfiltermaterials so vorsieht, dass das Blutfiltermaterial
nicht an den oberen und unteren Wänden der Haltevorrichtung anhaftet, kann
das Auftreten eines Verstopfens der Filtermaterialien und eines
Durchbruchs der Blutzellen verbessert werden, indem der Blutfluss
in dem Blutfiltermaterial gleichmäßiger wird. Wenn die Schicht
aus zugeschnittenen Teilen als Oberflächenschicht auf der Blut-Einlassseite angebracht
ist, wird ein Sieb, wie z. B. ein Nylonsieb, vorgesehen, um zu verhindern,
dass die zugeschnittenen Teile in den Abstandsraum eintreten.
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Die
erfindungsgemäße Filtervorrichtung
wird mit Ausnahme des Bluteinlasses und des Filtratauslasses verschlossen,
indem man einen Deckel an dem Gehäuse der Haltevorrichtung anbringt.
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Als
Material der Haltevorrichtung sind thermoplastische oder wärmehärtbare Kunststoffe
bevorzugt. Repräsentative
Beispiele sind Polystyrol mit hoher Schlagfestigkeit, Methacrylatharz,
Polyethylen, Polypropylen, Polyester, Nylon, Polycarbonat, verschiedene
Copolymere usw. Das Material kann transparent oder opak sein.
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Das
Verbinden des Deckels mit der Haltevorrichtung kann auf irgendeine
Weise geschehen, wie z. B. durch Ankleben unter Verwendung eines
Klebers oder Schmelzschweißen.
Dabei wird entweder die periphere Seitenwand des Gehäuses der
Haltevorrichtung oder der Deckel an der Innenseite vorgesehen, oder
beide peripheren Seitenwände
sind aneinandergefügt.
Die Verbindung kann abnehmbare Schrauben oder dergleichen aufweisen.
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Die
Form des Blutfiltermaterials ist nicht eingeschränkt, im Hinblick auf die Herstellung
sind jedoch Scheiben oder Polygone bevorzugt. Indem man die Größe des Blutfiltermaterials
etwas größer als
den inneren Querschnitt des Gehäuses
der Haltevorrichtung (d. h. Filterkammer) macht, kann man dem Durchbruch
von Blut an der Peripherie des Filtermaterials vorbeugen.
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Das
erste charakterisierende Merkmal des erfindungsgemäßen Verfahrens
ist es, die Druckdifferenz zwischen der Blut-Einlassseite und der Filtrat-Auslassseite
während
mindestens 5 Sekunden nach der Zugabe des zu filtrierenden Bluts,
genau vom Kontakt des Bluts mit der Glasfaserfilterschicht, bei
50 mmHg oder weniger hält.
Eine bevorzugte Druckdifferenz in der ersten Stufe ist 30 mmHg oder
weniger, und ein natürliches Ausbreiten
des Bluts ist ebenfalls bevorzugt. Eine bevorzugte Haltezeit beträgt 10 Sekunden
oder mehr.
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Die
zweckmäßige Zugabemenge
des Bluts beträgt
circa das 1.2- bis
5-fache, vorzugsweise das 2- bis 4-fache des Volumens des Blutfiltermaterials,
und gegenüber
dem Filter aus Glasfasern mit niedriger Dichte ist die zweckmäßige Zugabemenge
circa das 1.2- bis 3-fache, vorzugsweise 1.2- bis 2-fache.
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Nach
der obigen ersten Stufe wird die Blutfiltration durch Ansaugen von
der Filtrat-Auslassseite und/oder Druckbeaufschlagen von der Blut-Einlassseite
beschleunigt. Ein zweckmäßiges Ansaug-
oder Druckmittel ist die Verwendung einer peristaltischen Pumpe
oder einer Spritze. Das zweite charakteristische Merkmal der Erfindung
ist es, die Druckdifferenz zwischen der Blut-Einlassseite und der
Filtrat-Auslassseite auf 200 mmHg oder weniger zu beschränken. Eine
bevorzugte maximale Druckdifferenz beträgt 170 mmHg, insbesondere 150
mmHg. Die untere Grenze der Druckdifferenz ist nicht beschränkt, aber
im Hinblick auf eine praktikable Filtrationsgeschwindigkeit ist
es bevorzugt, die Druckdifferenz bei 30 mmHg oder mehr zu halten,
und insbesondere bei 50 mmHg oder mehr. Im Falle der Verwendung
einer Spritze ist es bevorzugt, dass die Hubdistanz des Kolbens
eine solche ist, dass das Volumen des Kolbens circa das 2- bis 5-fache
des Volumens des Blutfiltermaterials beträgt. Die zweckmäßige Hubgeschwindigkeit
beträgt
circa 1 bis 500 ml/cm2·min, vorzugsweise circa 20
bis 100 ml/cm2.
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Der
Hämatokrit-Wert
des Bluts variiert stark, und deshalb variiert der Filtrationswiderstand
(die Zunahmegeschwindigkeit der Druckdifferenz entsprechend einer
Druckbeaufschlagung oder einer Verringerung des Druckes). D. h.,
wenn der Druck bei einer konstanten Geschwindigkeit erhöht oder
verringert wird, steigt die Druckdifferenz im Falle von Blut mit
einem hohen Hämatokrit-Wert
rasch an, und ergibt eine einschneidende Verringerung der Filtrationsgeschwindigkeit,
die durch Verstopfen des Filtermaterials oder Durchbruch von Blutzellen
durch die zusätzliche
größere Druckdifferenz
verursacht wird, bevor eine gewünschte
Menge an Plasma oder Serum erhalten wird. Andererseits ist im Falle
von Blut mit einem kleinen Hämatokrit-Wert
die Filtrationsgeschwindigkeit zu groß, und es tritt ein Durchbruch
von Blutzellen auf. Es ist deshalb bevorzugt, nach Aufbringen von
Blut auf das Filtermaterial mit einem bestimmten Geschwindigkeitsmuster
zu saugen und/oder zu druckbeaufschlagen, um die Druckdifferenzveränderung
zwischen der Blut-Einlassseite und der Filtrat-Auslassseite gegenüber der
Zeit aufzuzeichnen, um den Hämatokrit-Wert
des Filterbluts auf der Basis der bestimmten Druckdifferenz zu bewerten,
und danach die Saug- und/oder Druckbeaufschlagungsge schwindigkeit einzustellen.
Das obige bestimmte Geschwindigkeitsmuster ist im Allgemeinen ein
solches mit konstanter Geschwindigkeit, aber irgendein anderes bestimmtes
Geschwindigkeitsmuster ist ebenfalls anwendbar. Die Einstellung
der Saug- und/oder Druckbeaufschlagungsgeschwindigkeit gemäß dem Hämatokrit-Wert
ist im Falle eines Bluts mit einem hohen Hämatokrit-Wert eine solche,
um die Veränderungsrate
des Saugens und/oder der Druckbeaufschlagung kleinzuhalten, und
um die maximale Druckverringerungsrate zu verringern (um die Filtrationszeit
zu verlängern),
weil die Tendenz besteht, dass eine Hämolyse auftritt. Im Falle eines
Bluts mit niedrigem Hämatokrit-Wert
besteht die Einstellung darin, eine relative hohe Saug- und/oder
Druckbeaufschlagungsgeschwindigkeit vorzusehen, weil eine Hämolyse kaum
auftritt und die Filtration leicht durchzuführen ist.
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Ein
wirksames Verfahren ist es, ein optimales Muster des Saugdruckes
und der Saugperiode im Hinblick auf verschiedene Vollblutproben
mit einem unterschiedlichen Hämatokrit-Wert
zu bestimmen. Da der Hämatokrit-Wert
einer zu filtrierenden Blutprobe nicht bekannt ist, wird die Absaugung
gemäß Saugmustern
von Standardblut (z. B. mit einem Hämatokrit-Wert von 45%) begonnen
und der Hämatokrit-Wert
der Blutprobe wird durch die im Laufe der Zeit eintretende Veränderung
und die Differenz vom Standardwert ermittelt. Dann wird die Filtration
fortgesetzt, während
Saugdruck und Saugperiode so eingestellt werden, um das optimale Muster
zu ergeben. Dieses Verfahren ist auch für den Fall einer Druckfiltration
anwendbar.
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Beispiele
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Beispiel 1
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(1) Herstellung einer
Haltevorrichtung
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Es
wurde eine in den 2–4 dargestellte Blutfiltervorrichtung
hergestellt. Die Filtervorrichtung bestand aus einem Gehäuse 10 der
Haltevorrichtung und einem Deckel 20, wie es in 2 dargestellt wird, die eine
Filtervorrichtung im zusammengebauten Zustand darstellt.
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Das
Gehäuse 10 der
Haltevorrichtung weist eine Filterkammer 11 (Durchmesser:
20.1 mm) zur Aufnahme des Filtermaterials (der Filtermaterialien) 30 und
einen am oberen Ende der Filterkammer 11 nach außen ausgebildeten
Flansch 13 auf. Der Boden der Filterkammer 11 besteht
aus einem dünnen
trichterförmigen kreisförmigen Plattenteil 12 mit
einer Stufe in der Nähe
der Peripherie, und ein düsenförmiger Bluteinlass 14 verläuft vom
Zentrum des kreisförmigen
Plattenteils 12 nach unten. Die obige Stufe wirkt als Spacer 16,
um die Unterseite des Blutfiltermaterials 30 von dem trichterförmigen kreisförmigen Plattenteil 12 unter
Ausbildung eines Raumes 15 abzutrennen. Wie in den 2 und 4 dargestellt, werden auf dem Basisteil
des Bluteinlasses 14 in vier Richtungen Leitzungen ausgebildet.
Die Leitzungen 17 dienen dazu, um ein Probenröhrchen (nicht dargestellt),
das Blut enthält,
zu halten, indem man es mit ihnen verbindet.
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Die
Unterseite des Bodens des Deckels 20 weist eine Aussparung
auf, um einen oberen Raum auszubilden, worin vier Stufen 21 in
Form konzentrischer Kreise ausgebildet sind. Fünf Vorsprünge 25 erstrecken sich
in Form von 5 Punkten in einer Platte nach unten, um eine Adhäsion im
zentralen Teil zu verhindern. Ein schornsteinförmiger Plasmadurchgang 24 mit
parallelen Einkerbungen erstreckt sich etwa vom Mittelpunkt zwischen
dem Zentrum und der Peripherie nach oben, und an der Oberseite des
Plasmadurchgangs 24 ist ein Schutzdach 26, das
das Herausspritzen von ausgetragenem Plasma nach oben verhindert,
in horizontaler Richtung vorgesehen. Wie in 3 dargestellt, besitzt das Schutzdach 26 die
Form einer Kombi nation von zwei Halbkreisen. Der Halbkreis an der
Peripherieseite ist in Übereinstimmung
mit der Außenwand
des Plasmadurchgangs 24 ausgebildet, und der Halbkreis
auf der Zentrumsseite ist in Übereinstimmung
mit der Verlängerung
der Innenwand des Plasmadurchgangs 24 ausgebildet. Um eine
ausreichende Tiefe auch bei einem kleinen Plasmavolumen sicherzustellen,
ist eine Trennwand 27 zwischen dem Plasmadurchgang geradlinig vorgesehen.
Das obere Ende des Plasmabehälters 22 ist
offen, und fungiert als Saugstutzen 28. In der Nähe des unteren
Endes des Deckels 20 ist ein Flansch 23 nach außen ausgebildet,
und der Flansch 23 wird mit dem Flansch 13 des
Gehäuses
der Haltevorrichtung durch Ultraschall-Schweißen verbunden. An der Oberfläche des
Flansches 23, die gegen den Flansch 13 des Gehäuses der
Haltevorrichtung gerichtet ist, ist eine Rippe (nicht dargestellt)
ausgebildet, um einen flüssigkeitsdichten
Verschluss am verbundenen Teil sicherzustellen.
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(2) Zusammenbau der Filtervorrichtung
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Sechs
Schichten von Glasfaserfilter (GF/D, Whatman), die in Scheiben mit
einem Durchmesser von 20.3 mm gestanzt sind, wurden übereinandergelegt
und in das Gehäuse 10 der
Haltevorrichtung (Innendurchmesser: 20.1 mm) aus Kunststoff eingesetzt.
Eine Schicht einer mikroporösen
Polysulfon-Membran 33 (SE-200, Fuji Photo Film Co., Ltd.)
mit einer Dicke von 170 μm,
das in eine Scheibe mit einem Durchmesser von 20.7 mm gestanzt ist,
wurde daraufgelegt. Der Deckel 20 wurde mit dem Gehäuse 10 der
Haltevorrichtung verbunden, und beide Flansche 13, 23 wurden
durch Ultraschall-Schweißen
verschweißt.
Eine Düse
(Fuji Clean Tip, Fuji Photo Film Co., Ltd.) wurde als Düse für das Absaugen
von Blut in den Bluteinlass 14 angebracht, um die Filtervorrichtung
zu vervollständigen.
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(3) Sammeln von Blut
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10
ml Venenblut wurde einem gesunden Mann unter Verwendung eines Vakuumblutsammelröhrchens,
das Heparin enthält
(Terumo), abgezogen. Der Hämatokrit-Wert
des Bluts wurden gemessen und betrug 44%. Je 3 ml Blut wurden in
drei 4 ml-Kunststoffteströhrchen gegeben.
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(4) Saugvorrichtung
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Es
wurde eine kompakte Saugvorrichtung ausgebildet, die mit einer peristaltischen
Pumpe, deren Absauggeschwindigkeit variierbar war, verbunden war.
Ein Absaugadapter aus Siliconkautschuk, der mit der Saugöffnung der
Filtervorrichtung luftdicht verbindbar war, wurde am Ende des Röhrchens
der kompakten Saugvorrichtung angebracht. Ein Druckanzeigegerät wurde
mit dem Röhrchen
an mittlerer Länge
verbunden.
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(5) Filtration von Blut
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Die
Düse der
Filtervorrichtung zum Absaugen von Blut wurde in das unter Punkt
(3) gesammelte Blut eingeführt,
und das andere Ende der Filtervorrichtung wurde mit dem Saugadapter
der Saugvorrichtung verbunden. Die Absauggeschwindigkeit der Saugvorrichtung
wurde so eingestellt, dass der Druckverringerungsgrad nach 30 Sekunden
100 mmHg erreichte, und das Absaugen wurde fortgesetzt. Der Druckverringerungsgrad
nach 10 Sekunden betrug 30 mmHg.
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(6) Gewinnung von Plasma
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Durch
den Absaugvorgang wurde Plasma in den Plasmabehälter geführt. Die Menge an Plasma betrug
330 μl.
Die Farbe des Plasmas war hellgelb, und es wurde kein Hämolysat
und keine Verunreinigung mit roten Blutzellen beobachtet.
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(7) Bewertung des Filtrats
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Um
den Verunreinigungsgrad jedes Plasmas durch Hämolysat quantitativ zu bewerten,
wurde die LDH-Aktivität
jedes Plasmas unter Verwendung eines klinischen Probenanalysators
(„Fuji
Drichem 5500", Fuji Photo
Film Co., Ltd.) gemessen. Als Vergleich wurde auch die LDH-Aktivät eines
durch Zentrifugieren erhaltenen Plasmas gemessen. Die Ergebnisse
sind in Tabelle 1 dargestellt.
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Beispiel 2
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Nach
verschiedenen, in
1 dargestellten
Saugmustern wurden Experimente ähnlich
zum Beispiel 1 durchgeführt.
Die Ergebnisse sind in Tabelle 2 dargestellt. Tabelle
2
- La
- Groß
- M
- Mittel
- Sm
- Klein
- Lo
- Lang
- Sh
- Kurz
-
Aus
den Ergebnissen der Tabelle 2 ist es ersichtlich, dass durch Niedrighalten
des Druckveränderungsgrades
am Beginn des Absaugens Plasma mit guter Qualität erhalten werden kann.
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Beispiel 3
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In
einem dem Beispiel 1 ähnlichen
Experiment wurde die Saugfiltration unter Aufzeichnung des Druckverringerungsgrades
durchgeführt.
Der Hämatokrit-Wert
des diesem Experiment unterworfenen Bluts betrug 43%. Die Menge
an gewonnenem Plasma betrug 320 μl,
und eine Hämolyse
und Verunreinigung mit Blutzellen wurde überhaupt nicht festgestellt.
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Die
Saugmuster wurden wie folgt festgesetzt:
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-
Während 10
Sekunden nach Beginn des Absaugens wurde das Absaugen mit einer
geringen Geschwindigkeit durchgeführt, und dann während 20
Sekunden von der letzteren Periode aus gerechnet auf eine mittlere
Geschwindigkeit erhöht.
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Es
wurden verschiedene Komponenten des Plasmas unter Verwendung eines
Hitachi 7150-Analysators gemessen. Zum Vergleich wurden die Komponenten
des Plasmas, die aus dem gleichen Blut durch Zentrifugieren erhalten
wurden, gemessen. Die Ergebnisse sind in Tabelle 3 dargestellt.
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Beispiel 4
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In
einem zu Beispiel 3 ähnlichen
Experiment wurde ein Mechanismus zur Bestimmung des Grades der Druckverringerung,
Aufzeichnung der Veränderung,
und Eingeben der Zeit, bei der der Druckverringerungsgrad 170 mmHg
erreicht, in die Absaugvorrichtung eingebaut.
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40
ml Blut mit Heparin einer gesunden Person mit einem Hämatokrit-Wert
von 48% wurde abgezogen und in den folgenden Experimenten verwendet.
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Im
Falle des Bluts einer gesunden Person betrug die Zeit, die erforderlich
war, damit der Druckverringerungsgrad 150 mmHg erreichte, 25 Sekunden
oder mehr. Im Falle von Blut mit einem Hämatokrit-Wert von 50% oder
mehr erreichte der Druckverringerungsgrad 150 mmHg, jedoch in weniger
als 25 Sekunden.
-
D.
h., dass z. B. in dem Fall von Vollblut, bei dem der Hämatokrit-Wert
auf 55% eingestellt wurde, der Druckverringerungsgrad 150 mmHg nach
22.5 Sekunden erreichte. Es wurde die Zeit, in der der Druckverringerungsgrad
150 mmHg erreichte, bestimmt, und im Falle eines hohen Bluthämatokrit-Wertes
wurde die Saugperiode verlängert,
wobei man den Druckverringerungsgrad bei 170 mmHg hielt. Als Ergebnis
wurde auch im Falle von Blutproben mit einem hohen Hämatokrit-Wert,
der den Hämatokrit-Wert
von 50% übersteigt,
eine gewünschte
Plasmamenge mit guter Qualität
erhalten.
-
- 10
- Haltervorrichtungsgehäuse
- 11
- Filterkammer
- 12
- Plattenteil
- 13
- Flansch
- 14
- Bluteinlass
- 15
- Abstand
- 16
- Abstandhalter
- 17
- Leitzunge
- 20
- Deckel
- 21
- Stufe
- 22
- Plasma-Sammelbehälter
- 23
- Flansch
- 24
- Plasmapassage
- 25
- Vorsprung
(Adhärierungsinhibierungsmittel)
- 26
- Schutzdach
- 27
- Trennwand
- 28
- Saugstutzen
- 30
- Blutfiltermaterial
- 31
- Nylonnetz
- 32
- Glasfaserflocken-Schicht
- 33
- Mikroporöse Polysulfon-Membran.
