JP2003515123A - デュアル上昇管／シングル毛細管粘度計 - Google Patents

デュアル上昇管／シングル毛細管粘度計

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Abstract

(57)【要約】 血液の粘度を測定するための血液粘度測定システムと方法は、患者からの循環血液から得た２個の反対方向に移動する血液カラムの高さの変動を監視し、血液が流れる毛細管の寸法が与えられた場合に、ずり速度範囲、特に低ずり速度での血液粘度を測定する。システムは、１対の上昇管と、上昇管の間に接続される（または一方の上昇管の一部を形成する）所定寸法の毛細管と、患者から上昇管への循環血流を制御するバルブ機構とを含む管のセット（使い捨てまたは再利用可能）を含む。各センサは、各上昇管の血液カラムの移動を監視し、付属のマイクロプロセッサが、かかる移動を分析すると共に、患者の循環血液の粘度を測定するための毛細管の所定寸法を分析する。別のシステムと方法は、２個の反対方向に移動するカラムの内の一方のみを監視し、同時に、移動カラムの他方の単一の高さ位置を検出する。そのデータから、血液が流れる毛細管の寸法と共に、ずり速度範囲、特に低ずり速度での血液粘度が測定される。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 （発明の背景） 本発明は、一般に液体の粘度を測定する装置と方法に関し、より詳細には、広
範囲のずり速度で生体の血液の粘度をｉｎ−ｖｉｖｏにて測定する装置と方法に
関する。
【０００２】 血液の粘度を測定する重要性は周知である。ヤーネル（Yarnell ）らによる「
線維体、粘度と白血球数は虚血性心臓病の重大な危険因子である（Fibrogen, Vi
stcosity and White Blood Cell Count Are Major Risk Factors for Ischemic
Heart Disease ）」Circulation, Vol. 83, No. 3 、１９９１年３月、タングニ
ー（Tangney ）らによる「血漿と血清粘度における食後の変動と血漿脂質と急性
試験食後のリポタンパク質（Postprandial Changes in Plasma and Serum Visco
sity and Plasma Lipids and Lipoproteins After an Acute Test Meal）」Amer
ican Journal for Clinical Nutrition, 65:36-40 、 １９９７年、レオンハル
ト（Leonhardt ）らによる「一次高リポタンパク質血症における血漿粘度の研究
（Studies of Plasma Viscosity in Primary Hyperlipoproteinaemia）」Athero
sclerosis 28, 29-40 、１９７７年、セプロビッツ（Seplowitz ）らによる「血
漿粘度へのリポタンパク質の影響（Effects of Lipoproteins on Plasma Viscos
ity ）」Atherosclerosis 38, 89-95 、１９８１年、ローゼンスン（Rosenson）
らの「主胆汁性肝硬変を伴う過コレステロール血症患者における過粘度稠度症候
群（Hyperviscosity Syndrome in a Hypercholesterolemic Patient with Prima
ry Biliary Cirrhosis）」Gastroenterology, Vol.98, No.5、１９９０年、ロウ
（Lowe）らによる「血液粘度と、心臓血管症例のリスク：エジンバラ動脈研究（
Blood Viscosity and Risk of Cardiovascular Events: the Edinburgh Artery
Study ）」British Journal of Hematology, 96, 168-171、１９９７年、ケーニ
ヒ（Koenig）らによる「心臓血管危険因子に伴う血液レオロジーと慢性心臓血管
疾病：疫学的断面研究（Blood Rheology Associated with Cardiovascular Cros
s-Sectional Study ）」Angiology, The Journal of Vascular Diseases 、１９
８８年１１月、ヘル（Hell）らによる「動脈硬化症における血液粘弾性の重要性
（Importance of Blood Viscoelasticity in Arteriosclerosis ）」Angiology,
The Journal of Vascular Diseases 、１９８９年６月、デラノ（Delanois）に
よる「大血管の連続血流速度測定のための温熱法と心臓出力測定（Thermal Meth
od for Continuous Blood-Velocity Measurements in Large Blood Vessels, an
d Cardiac-Output Determination）」Medical and Biological Engineering, Vo
l. 11, No. 2、１９７３年、ニーレム（Nerem ）らによる「アテローム硬化症に
おける流体の仕組み（Fluid Mechanics in Atherosclerosis）」H andbook of B
ioengineering、第２１章、１９８５年。
【０００３】 血液の粘度を測定するための装置と方法を開発するために多くの努力がなされ
てきた。リット（Litt）らによる「使い捨て臨床血液粘度計の理論と設計（Theo
ry and Design of Disposable Clinical Blood Viscometer ）」Biorheology, 2
5, 697-712、１９８８年、クーク（Cooke ）らによる「毛細管粘度計による血漿
粘度の自動測定（Automated Measurement of Plasma Viscosity by Capillary V
iscometer ）」Journal of Clinical Pathology 41, 1213-1216 、１９８８年、
ジムネス（Jimenez ）とコスティック（Kostic）による「新規なコンピュータ粘
度計・血流計（A Novel Computerized VIscometer/Rheometer ）」Rev. Scienti
fic Instruments 65, Vol 1 、１９９４年１月、ジョン・ハークネス（John Har
kness ）による「血漿粘度の測定のための新型装置（A New Instrument for the
Measurement of Plasma-Viscosity）」The Lancet, pp. 280-281 、１９６３年
８月１０日、プリングル（Pringle ）らによる「血液粘度とレイノー病（Blood
Viscosity and Raynaud's Disease ）」The Lancet, pp. 1086-1089 、１９６５
年５月２２日、ウォーカー（Walker）らによる「円錐円筒粘度計を用いた血液粘
度の測定（Measurement of Blood Viscosity Using a Conicylindrical Viscome
ter ）」Medical and Biological Engineering, pp. 551-557 、１９７６年９月
。
【０００４】 ある参照文献、すなわちカマール（Qamar ）らの「ゴールドマン・アルゴリズ
ム再検討：急性心筋梗塞におけるコンピュータ誘導アルゴリズムと医師による無
支援での判断の予想評価（The Goldman Algorithm Revisited: Prospective Eva
luation of a Computer-Derived Algorithm Versus Unaided Physician Judgmen
t in Suspected Acute Myocardiac Infarction）」Am Heart J 138 (4): 705-70
9 、１９７６年９月は、急性心筋梗塞の指標を提供するためのゴールドマン・ア
ルゴリズムの使用について説明している。ゴールドマン・アルゴリズムは、ＡＭ
Ｉ指標を提供するため、基本的に、患者の履歴、健康診断、入院（緊急治療室）
心電図のデータを使用する。
【０００５】 さらに、血液粘度の測定装置と方法に関して多くのの特許がある。例えば、米
国特許第３，３４２，０６３号（スミス（Smythe）ら）、３，７２０，０９７号
（クロン（Kron））、３，９９９，５３８号（フィルポット・ジュニア（Philpo
t, Jr.）、４，０８３，３６３号（フィルポット（Philpot ））、４，１４９，
４０５号（リングローズ（Ringrose））、４，１６５，６３２号（ウィーバー（
Weber ）ら）、４，５１７，８３０号（ガン（Gunn、故人）ら））、４，５１９
，２３９号（キースウェッター（Kiesewetter ）ら）、４，５５４，８２１号（
キースウェッター（Kiesewetter ）ら）、４，８５８，１２７号（クロン（Kron
）ら）、４，８８４，５７７号（メリル（Merrill ））、４，９４７，６７８号
（ホリ（Hori）ら）、５，１８１，４１５号（エスヴァン（Esvan ）ら）、５，
２５７，５２９号（タニグチ（Taniguchi ）ら）、５，２７１，３９８号（シュ
レイン（Schlain ）ら）、５，４４７，４４０号（ディヴィス（Davis ）ら）を
参照。
【０００６】 スミスの’０６３特許は、血液サンプルを含む管内で検出される圧力に基づい
て、血液サンプルの粘度を測定する装置を開示している。クロンの’０９７特許
は、流量計と、圧力源と、圧力トランスデューサを用いた血液粘度の測定の方法
と装置を開示している。フィルポットの’５３８特許は、所定時間で、一定圧に
ある静脈から血液を回収し、回収した血液量から血液の粘度を測定する方法と装
置を開示している。フィルポットの’３６３特許は、中空ニードルと、中空ニー
ドルを介して静脈から血液を回収し、収集する手段と、負圧測定装置と、タイミ
ング装置とを使用する、血液粘度測定装置を開示している。リングローズの’４
０５特許は、血液サンプルを受けに置き、サンプルに光線を向け、任意の周波数
と振幅で受けを振動させている間に、反射光を検出することで、血液の粘度測定
する方法を開示している。ウィーバーの’６３２特許は、毛細管測定セルを介し
、液槽に血液を引き込み、次に、一定の流速と、血液粘度に直接接続された毛細
管の端部間の差圧で管を介して血液を送り返すことで血液の流動性を決定する方
法と装置を開示している。ガンの’８３０特許は、透明な中空管と、１端のニー
ドルと、所定量を抽き取るための真空を発生させる他端のプランジャと、中空管
内を移動可能で、血液の粘度の関数である一定速度で重力により移動可能な開口
部付き重量部材とを使用する、血液粘度を測定する装置を開示している。キース
ウェッターの’２３９特許は、生体の毛細管の自然な微小循環を模する管構造か
ら成る測定室を用いて、懸濁液（主に血液）の流体ずり応力を測定する装置を開
示している。キースウェッターの’８２１特許は、フローループの２本の平行の
枝管を、血液の粘度を測定するために枝管の一方で流体を測定する流量測定装置
と組み合わせて使用することを含む、流体（特に血液）の粘度を測定する別の装
置を開示している。クロンの’１２７特許は、広範囲のずり速度で血液のサンプ
ルの血液粘度を測定する装置と方法を開示している。メリルの’５７７特許は、
多孔ベッドを含む小室と流体連通する中空カラムとカラム内で血液流量を測定す
る手段とを用いて血液サンプルの血液粘度を測定する装置と方法を開示している
。ホリの’６７８特許は、血流内に温度センサを配し、粘度変動を生じるよう血
液を刺激することで、血液の粘度変動の測定を行う方法を開示している。エスヴ
ァンの’４１５特許は、回転される駆動要素と、血液サンプルを保持する従動要
素の相対滑りに基づいて血液サンプルの粘度の変動を検出する装置を開示してい
る。タニグチの’５２９特許は、内部管圧の経時的変動と、血液の流量の変動と
を測定するために圧力センサを用いると同時に、小径管を介して互いに接続され
た１対の垂直に並列された管を用いて、液体、例えば血液サンプルの粘度を測定
する方法と装置を開示している。ベディンガムの’３２８特許は、特定の血液パ
ラメータをｉｎ−ｖｉｖｏで測定する、複数個のセンサ（例えばＯ2センサ、Ｃ
Ｏ2センサなど）を有するカテーテルとプローブを使用する脈管内血液パラメー
タ検出システムを開示している。シュレインの’３９８特許は、血液パラメータ
センサに対する望ましくないウォール効果を検出し、そのようなウォール効果を
抑制または排除するためにかかるセンサを移動する血管内方法と装置を開示して
いる。ディヴィスの’４４０特許は、サンプル流体（例えば血液）の粘度の変動
に反応する種々のアッセイを実施する装置を開示している。
【０００７】 一般的な流体の粘度測定方法と装置は周知である。例えば、米国特許第１，８
１０，９９２号（ドールヴィッツ・ウェグナー（Dallwitz-Wegner ））、２，３
４３，０６１号（アイラニー（Irany ））、２，６９６，７３４号（ブルンスト
ラム（Brunstrum ）ら）、２，７００，８９１号（シェイファー（Shafer））、
２，９３４，９４４号（イオルキン（Eolkin））、３，０７１，９６１号（ヘイ
グル（Heigl ）ら）３，１１６，６３０号（パイロス（Piros ））、３，１３７
，１６１号（ルイス（Lewis ）ら）、３，１３８，９５０（ウェルティ（Welty
）ら）、３，２７７，６９４号（キャノン（Cannon）ら）、３，２８６，５１１
号（ハークネス（Harkness））、３，４３５，６６５号（ツェンティス（Tzenti
s ）、３，５２０，１７９号（リード（Reed））、３，６０４，２４７号（グラ
メイン（Gramain ）ら）、３，６６６，９９９号（モアランド・ジュニア（More
land, Jr. ）ら）、３，６８０，３６２号（ジェルデス（Geerdes ）ら）、３，
６９９，８０４号（ガスマン（Gassmann）ら）、３，７１３，３２８号（アリモ
リ（Aritomi ））、３, ７８２，１７３号（ヴァン・ヴェッセム（Van Vessem）
ら）、３，８６４，９６２号（スターク（Stark ）ら）、３，９０８，４４１号
（ヴァーロゲット（Virloget））、３，９５２，５７７号（ヘイズ（Hayes ）ら
）、３，９９０，２９５号（ルノヴァンズ（Renovanz）ら）、４，１４９，４０
５号（リングローズ（Ringrose））、４，３０２，９６５号（ジョンソン（John
son ）ら）、４，４２６，８７８号（プライス（Price ）ら）、４，４３２，７
６１号（ドウ（Dawe））、４，６１６，５０３号（プランジス（Plungis ）ら）
、４，６３７，２５０号（アーヴィン・ジュニア（Irvine, Jr. ）ら）、４，６
８０，９５７号（ドッド（Dodd））、４，６８０，９５８号（ルエル（Ruelle）
ら）、４，７５０，３５１号（ボール（Ball）、４，８５６，３２２号（ラング
リック（Langrick）ら）、４，８９９，５７５号（チュー（Chu ）ら）、５，１
４２，８９９号（パーク（Park）ら）、５，２２２，４９７号（オノ（Ono ））
、５，２２４，３７５号（ヨウ（You ）ら）、５，２５７，５２９号（タニグチ
（Taniguchi ）ら）、５，３２７，７７８号（パーク（Park））、５，３６５，
７７６号（レーマン（Lehmann ）ら）を参照。
【０００８】 以下の米国特許は、光学監視を利用する粘度または流量測定装置、または液面
レベル検出装置を開示している。米国特許第３，９８０，４４１号（ヴァーロゲ
ット（Virloget））、５，０９９，６９８号（キャス（Kath）ら）、５，３３３
，４９７号（ブル・ン・ダグ・Ａ（Br nd Dag A ）ら）。ヴァーロゲットの’４
４１特許は、光検出を利用して、透明な管内の液体の液面レベルを検出する、粘
度計で使用するための装置を開示している。キャスの’６９８特許は、ロータメ
ータ流量計を光学的に走査し、その内部の浮きの位置を測定する装置を開示して
いる。ブル・ン・ダグ・Ａの’４９７特許は、電荷結合素子（ＣＣＤ）センサに
よる２個の上昇管の液体流速の連続測定のための方法と装置を開示している。
【０００９】 米国特許第５，４２１，３２８号（ベディンガム）は、血管内血液パラメータ
検出システムを開示している。 法定発明登録、Ｈ９３（マッタ（Matta ）ら）は、試験対象の流体の１滴を監
視するため、映画またはビデオカメラを用いて試験流体の伸び粘度を測定する装
置と方法を開示している。
【００１０】 以下の刊行物は、赤血球の変形性および／またはそれを測定する装置について
述べている。オグラ（Ogura ）らによる「Ｓi3Ｎ4 薄膜の単一の微小孔を用いた
生体の赤血球変形性の測定（Measurement of Human Red Blood Cell Deformabil
ity Using a Single Micropore on a Thin Ｓｉ3N4 Film）」IEEE Transaction
s on Biomedical Engineering, Vol. 38, No. 8 、１９９１年８月、ポール・バ
イオメディカル・プロダクツ・コーポレーション（Pall Biomedical Products C
orporation）による「ポールＢＰＦ４高効率白血球除去血液処理フィルタシステ
ム（the Pall BPF4 High Efficiency Leukocyte Removal Processing Filter Sy
stem）」、１９９３年。
【００１１】 「ヘヴィメット４０（Hevimet 40）」と呼ばれる装置が、www.hevimet.freese
rve.co.uk で最近広告されている。ヘヴィメット４０装置は、毛細管内で重力に
より沈降する血液サンプルのメニスカスを追跡する全血／血漿粘度計であると説
明される。ヘヴィメット４０装置は、全血または血漿粘度の測定におおむね適し
ているが、幾つかの重大な欠点を呈する。例えば、とりわけヘヴィメット４０装
置は、抗凝固剤の使用が必要なようである。さらに、該装置は、血液サンプルの
循環特徴が、３時間の期間の間は、患者の循環血液の特徴と同じであるという推
定に基づいている。この推定は完全に有効であるわけではない。
【００１２】 以上の技術の存在にもかかわらず、ずり速度の範囲にわたりｉｎ−ｖｉｖｏで
、生体の血液の粘度を獲得する装置および方法と、短期間でかかるデータを提供
することに対する需要が依然として存在する。
【００１３】 （発明の目的） 従って、本発明の一般的な目的は、上記需要を満たす装置および方法を提供す
ることにある。 本発明のさらなる目的は、ずり速度の範囲にわたり、特に低ずり速度で循環血
液の粘度を測定する装置および方法を測定する粘度を提供することにある。
【００１４】 本発明にさらに別の目的は、圧力、流れ、量を直接測定する必要なく、生体の
循環血液の粘度を測定する（例えばｉｎ−ｖｉｖｏ血液粘度測定）装置および方
法を提供することにある。
【００１５】 本発明にさらに別の目的は、短時間における生体の循環血液の粘度の指標を提
供することにある。 本発明にさらに別の目的は、生体の循環血液の粘度を、最少侵襲性で測定する
装置および方法を提供することにある。
【００１６】 本発明のさらに別の目的は、抗凝固剤、その他の化学薬品、または生物活性物
質の使用を必要としない、生体の循環血液の粘度を測定する装置および方法を提
供することにある。
【００１７】 本発明のさらに別の目的は、血液を大気または酸素にさらす必要がない、生体
の循環血液の粘度を測定する装置および方法を提供することにある。 本発明のさらに別の目的は、搬送手段（例えばニードル）が患者に接続、例え
ば挿入された場合に、該手段内に血液が引き込まれると同時に、循環血液の粘度
を測定する装置および方法を提供することにある。
【００１８】 本発明のさらに別の目的は、無菌環境を維持し、使用が簡単で、繰り返し試験
が可能な使い捨て部から成る生体の循環血液の粘度を測定する装置および方法を
提供することにある。
【００１９】 本発明のさらに別の目的は、血液の揺変点を決定する血液粘度測定装置および
方法を提供することにある。 本発明のさらに別の目的は、循環血液の降伏応力を測定する装置および方法を
提供することにある。
【００２０】 本発明のさらに別の目的は、薬剤などの効果を評価するため、例えば生体の循
環血液の血液濃度を変更するため、循環血液の粘度を検出する装置および方法を
提供することにある。
【００２１】 本発明のさらに別の目的は、静脈血圧の効果を無効にすると同時に、患者の循
環血液の粘度を検出する装置および方法を提供することにある。 （発明の概要） 本発明の１態様によると、装置が、降下差圧を用いて、流体の移動を複数のず
り速度で検出するために提供される。該装置は、水平基準位置から上に揚げられ
た流体源と；流体源と流体連通する第１端部と、第２端部とを有するフロー抵抗
器と；フロー抵抗器の第２端部に接続された１端と大気圧に露出された他端とを
有し、水平基準位置に対して０°を超える角度に配置される上昇管と；降下差圧
によって生じ、流体が流体源からフロー抵抗器を通り上昇管内へ移動する際に、
複数のずり速度で上昇管を通る流体の移動を検出するセンサ；から成る。
【００２２】 本発明の別の態様によると、装置が、降下差圧を利用し、非ニュートン流体の
粘度を複数のずり速度で測定するために提供される。該装置は、水平基準位置か
ら上に揚げられた非ニュートン流体源と；非ニュートン流体源と流体連通する第
１端部と、第２端部を有する毛細管と；毛細管の第１端部に接続された１端と大
気圧に露出された他端とを有し、水平基準位置に対して０°を超える角度に配置
される上昇管と；降下差圧によって生じ、非ニュートン流体が流体源から毛細管
を通り上昇管内へ移動する際に複数のずり速度で上昇管を通る非ニュートン流体
の移動を検出するセンサであって、経時的に非ニュートン流体の移動に関するデ
ータを生成するセンサと；センサに接続され、経時的に非ニュートン流体の移動
に関するデータに基づいて非ニュートン流体の粘度を計算するコンピュータと；
から成る。
【００２３】 本発明の別の態様によると、装置が、生体内の循環血液の（例えばリアルタイ
ムでの）粘度測定を実施するために提供される。該装置は、生体の血管系に接続
されるようにされたルーメンと；生体から循環血液を受けるため、ルーメンにそ
れぞれの第１端部が接続される１対の管であって、一方が既知のパラメータを有
する毛細管から成る１対の管と；生体の血管系から該１対の管への循環血流を制
御するバルブと；バルブに接続され、１対の管への血液の流入を可能するように
バルブを制御するアナライザであって、１対の管のそれぞれの内部の血液が、該
管に対する各初期位置を取るアナライザと；から成る。アナライザは、生体の血
管系から１対の管を分離するようバルブを操作し、１対の管内の血液の位置が変
わるよう、１対の管を共に接続するようにもされる。またアナライザは、管の一
方の血液の位置の変動を監視し、管の他方の少なくとも１つの血液の位置を検出
し、それに基づいて血液の粘度を計算するようにされる。
【００２４】 本発明の別の態様によると、方法が、生体の循環血液の粘度を（例えばリアル
タイムで）測定するために提供される。該方法は、（ａ）循環血液の流入流を確
立するために生体の循環血液への接近を提供する工程と、（ｂ）流入流の各部分
が通過する第１流路と第２流路に循環血液の流入流を分割する工程であって、第
１または第２流路が幾つかの既知のパラメータを有する通路部分を含む工程と、
（ｃ）流入流から第１および第２流路を分離し、各流路内の血液位置が変わるよ
うに第１および第２流路を接続する工程と、（ｄ）経時的に第１および第２流路
の一方における血液の位置を監視する工程と、（ｅ）第１および第２流路の他方
で少なくとも１つの血液の位置を検出する工程と、（ｆ）血液の位置の変動と、
通路部分の選択された既知のパラメータとに基づいて循環血液の粘度を計算する
工程とから成る。
【００２５】 本発明の別の態様によると、装置が、生体の循環血液の（例えばリアルタイム
での）粘度測定を実施するために提供される。該装置は、生体の血管系に接続さ
れるようにされたルーメンと；それぞれ第１端部と第２端部を有する１対の管で
あって、第１端部が幾つかの既知のパラメータを有する毛細管を介して互いに接
続される１対の管と；生体の血管系から該１対の管への循環血流を制御するバル
ブと、該１対の管の一方の第２端部に接続され、かつルーメンに接続されるバル
ブと；バルブに接続され、１対の管への血流の流入を可能にするようにバルブを
制御し、１対の管のそれぞれの内部の血液が該管に対する各初期位置を取るアナ
ライザ；とから成る。アナライザは、１対の管内の血液の位置が変わるよう、生
体の血管系から１対の管を分離するようバルブを操作するようにもされる。また
アナライザは、管の一方の血液の位置の変動を監視し、管の他方の少なくとも１
つの血液の位置を検出し、その粘度を計算するようにされる。
【００２６】 本発明のさらに別の態様によると、該方法が、生体の循環血液の粘度を（例え
ばリアルタイムで）測定するために提供される。該方法は、（ａ）循環血液の流
入流を形成するために生体の循環血液への接近を提供する工程と、（ｂ）幾つか
の既知のパラメータを有する通路を介して互いに接続される１対の管の１端に流
入流を導き、それによって、第１および第２管の各カラムを形成するように、流
入流が１対の管の第１管を通り、通路を通り、１対の管の第２管の第１部内に流
れる工程と、（ｃ）各カラム内の血液の位置が変動するように、流入流から各カ
ラム分離する工程と、（ｄ）経時的に血液の各カラムにおける血液の位置を監視
する工程と、（ｅ）血液カラムの他方で少なくとも１つの血液の位置を検出する
工程と、（ｆ）血液位置変動と、少なくとも１つの血液の位置と、通路の選択さ
れた既知のパラメータとに基づいて循環血液の粘度を計算する工程とから成る。
【００２７】 本発明の他の目的と多数の意図される利点は、以下の詳細な説明を参照して添
付図面と組み合わせて考慮することでより深く理解される場合に、簡単に理解さ
れる。
【００２８】 （好ましい実施形態の詳細な説明） 本発明の重要な画期的な点の１つは、降下差圧を利用して複数のずり速度で流
体の移動を検出することにある。これは、水平基準位置（ｈref ）よりから上に
揚げられた流体源（例えば、循環血液搬送手段２６を介した生体の循環血液）を
示す図１６で最も明確に示される。図１６はまた、（例えば上昇管Ｒ１を介して
）流体源と流体連通する１端と、大気圧に露出される上昇管（Ｒ２）に接続され
る他端とを有するフロー抵抗器（例えば毛細管５２）も示す。以下に詳細に説明
するように、バルブ機構４６が開くと、流体が流体源から、フロー抵抗器を通り
、最初は高速で、後に降下差圧により減速して、すなわちずり速度の範囲で上昇
管まで移動する。センサ（例えばカラム液面レベル検出器５６）は、複数のずり
速度で流体の該移動を検出する。この高さ対時間データが、フロー抵抗器のパラ
メータと共にコンピュータ（例えばプロセッサ）に与えられると、複数のずり速
度での流体の粘度が測定できる。これは、非ニュートン流体の粘度を測定するの
に重要である。本特許出願は、典型的な非ニュートン流体、すなわち生体の循環
血液、の粘度を測定するためのこの構造の幾つかの使用例を開示する。
【００２９】 前述のとおり、本願は、「粘度測定装置と使用法（Viscosity Measuring Appa
ratus and Method of Use ）」と題され、１９９７年８月２７日に出願された係
属中の出願第０８／９１９，９０６号（現時点では米国特許第６，０１９，７３
５号、本発明と同じ出願人に譲渡され、その全開示は参照により本願に組み込ま
れる）の部分継続である。生体の全血を始めとする循環血液の粘度の測定のため
、出願第０８／９１９，９０６号（現在米国特許第６，０１９，７３５号）に開
示されるような装置および方法は一般に好ましい。低ずり速度での静脈血圧効果
を無効化するため、生体のカフ取付またはその他の適切な手段を該装置および方
法に使用できる。
【００３０】 生体の全血を始めとする循環血液の粘度を測定するために、低ずり速度で圧力
を無効化するための本発明の別の装置および方法は、図１の２０に全体的に示さ
れる。デュアル（２本）上昇管／シングル（１本）毛細管（ＤＲＳＣ）粘度計２
０は、基本的に、血液受取手段２２とアナライザ／出力部２４とから成る。患者
は、循環血液搬送手段２６（例えばニードル、ＩＶニードル、留置カテーテルな
ど）または患者からＤＲＳＣ粘度計２０へ循環血液を搬送するいずれかの同等の
構造を介して、ＤＲＳＣ粘度計２０に接続される。以下に詳述するように、アナ
ライザ／出力部２４は、操作者に他の情報と共に粘度情報を提示するディスプレ
イ２８を提供する。アナライザ／出力部２４は、該情報を、データ自動記録器３
２、他のコンピュータ３４、プリンタ３６、プロッタ３８、遠隔コンピュータ／
記憶装置４０、インターネット４２、または他のオンラインサービス４４などの
他の適切な出力手段３０にも供給できる。
【００３１】 血液受取手段２２は、基本的に、片側で第１上昇管Ｒ１に接続され、もう一方
の側で毛細管５２を介して第２上昇管Ｒ２に接続されるバルブ機構から成る。毛
細管５２は、均一な小内径で、例えば長さ６０ｍｍ、内径０．８ｍｍである。循
環血液搬送手段２６（以下「ＣＢＣＭ２６」）が、血液受取手段２２に接続され
ると、以下に詳述するように、バルブ機構４６が血液受取手段２２への血液流を
制御する。各上昇管Ｒ１とＲ２は同じ寸法であることが好ましい（例えば、長さ
１２インチで、内径２ｍｍ）。
【００３２】 血液受取手段２２は使い捨てであっても再利用可能であってもよいことは明白
である。以下に詳述するように、血液受取手段２２が使い捨て式の場合、構成要
素（バルブ機構４６、上昇管Ｒ１，Ｒ２、毛細管５２）は、素早く簡単に挿入で
きる血液受取手段ハウジング内に解放可能なように固定され、粘度試験実行中に
使用され、続いて、廃棄する場合には素早く簡単に取り外せる。別の使い捨て式
血液受取手段２２が、次の粘度試験実行の準備のために挿入される。一方、血液
受取手段２２が使い捨て式ではない場合、構成要素（バルブ機構４６、上昇管Ｒ
１，Ｒ２、毛細管５２）は次の粘度試験実行の準備のために所定位置で十分に洗
浄し、清掃できる。
【００３３】 毛細管５２は、必ずしも長尺の管である必要はなく、コイル毛細管などの様々
な構成から成ることができる。 アナライザ／出力部２４は、第１カラム液面レベル検出器５４と、第２カラム
液面レベル検出器５６と、プロセッサ５８と、ディスプレイ２８と、バーコード
リーダ７８と、環境制御装置８０と、第１バッテリＢ１と第２バッテリＢ２とか
ら基本的に成る。第１カラム液面レベル検出器５４は、第１上昇管Ｒ１内の血液
レベルを監視し、第２カラム液面レベル検出器５６は、第２上昇管Ｒ２内の血液
レベルを監視する。以下でも詳述するように、プロセッサ５８（例えば「３８６
」マイクロプロセッサまたはそれ以上もしくはその均等物）が、検出器５４／５
６からのデータを分析し、そこから血液粘度を計算する。さらに、プロセッサ５
８は、粘度情報と他の情報を、他の出力手段３０と共に操作者に提供するため、
ディスプレイ２８も制御する。プロセッサ５８は、以下に説明されるように、検
出器５４／５６からのデータに基づいて、バルブ機構４６も制御する。バッテリ
Ｂ１はすべての必要な電源をアナライザ／出力部２４に供給し、バッテリＢ２は
バックアップ電源として機能する。バーコードリーダ７８と環境制御装置８０は
以下で説明する。
【００３４】 図２と３で明確に示されるように、ＤＲＳＣ粘度計２０の好ましい実施形態は
、それぞれが共通のフレーム（例えば従来の静脈内（ＩＶ）電極４８）に解放可
能なように固定できるハウジング６０，６２内にそれぞれ収容される血液受取手
段２２とアナライザ／出力部２４とから成る。この構成において、アナライザ／
出力部２４は、ユーザの操作と、ディスプレイ２８の観察を容易にするため、傾
斜した向きで配置することができる（図３参照）。ただし、各ハウジング構造は
例証的なもので、本発明の範囲を制限することなく他の構造を組み込むことがで
きることは言うまでもない。
【００３５】 ディスプレイ２８は、適切な従来の装置、例えばテキストとグラフィックの両
方の視覚化を可能にするＥＬＤ（電子発光ディスプレイ）やＬＣＤ（液晶ディス
プレイ）から構成され得る。ディスプレイ２８の解像度は、８００×６００ＶＧ
Ａ以上であることが好ましい。さらに、好ましい実施形態はとりわけ、 画像ディスプレイ６１命令および／またはデータ、ディスプレイ６５（「ＲＵ
Ｎ ＴＥＳＴ」と表示される命令ラインディスプレイ、例えば「ＴＥＳＴＩＮＧ
」「ＴＥＳＴ ＩＮ ＰＲＯＧＲＥＳＳ」なども含む）と、 英数字キーパッド６８と、 緊急停止ボタン７０と、 バッテリ状態インジケータ７２Ａ，７２Ｂと、 ファンクションボタン７４と を組み込むタッチスクリーンディスプレイを使用する。
【００３６】 いかなる同等のディスプレイ装置も、本発明の最も広い範囲の範囲内にあるこ
とは言うまでもない。かくして、いかなる数のユーザインターフェースとボタン
もディスプレイ２８を介して利用できる。従って、本発明２０は、図２に図示さ
れる実施形態に限定されない。さらに、ディスプレイ２８は、マイクロソフト（
登録商標）ＷＩＮＤＯＷＳなどの従来のオブジェクト指向のオペレーティングシ
ステムで利用できるようないかなる特定のグラフィックまたはテキスト画面も最
小限にしたり、最大限にしたり、オーバーレイしたりするように操作できる。
【００３７】 下部ハウジング６０は、血液受取手段２２と２本のカラム液面レベル検出器５
４および５６から成る。好ましい実施形態において、各カラム液面レベル検出器
５４／５６は、各上昇管Ｒ１とＲ２の対向側に位置するＬＥＤ（発光ダイオード
）列６４とＣＣＤ（電荷結合素子）６６から成る。カラム液面レベル検出器５４
／５６が動作中、各ＬＥＤ列６４が各上昇管Ｒ１またはＲ２を点灯させ、カラム
内に流体が存在するかどうかにより、ＣＣＤ６６の種々の画素が、ＬＥＤ列６４
からの光線を検出するか（カラムに流体がなく、従って、光線が上昇管を通過で
きる）、検出しない（流体が存在し、ＬＥＤ列６４からの光路を遮断している）
。各ＣＣＤ６６の画素データは、プロセッサ５８によって使用されるために、従
来のワイヤハーネス（図示せず）を介してアナライザ／出力部２４に送られる。
さらに、ＬＥＤ列６４とＣＣＤ６６への電源は、バッテリがアナライザ／出力ハ
ウジング６２内に含まれる場合、バッテリＢ１／Ｂ２から該ワイヤハーネスを介
して供給される。
【００３８】 血液受取手段２２が使い捨て式の場合、試験実行が完了し、新しい患者を試験
する場合に、すべてのルーメン（例えば管５０、毛細管５２、上昇管Ｒ１とＲ２
およびバルブ機構４６）が簡単かつ素早く取り外せ、廃棄でき、新しいセットを
挿入できるよう、ハウジング６０に解放可能なように固定される。例えば、上昇
管Ｒ１，Ｒ２の上部と上昇管Ｒ１，Ｒ２の下部を解放可能なように固定するため
ブラケット４７（図２）を用いてもよく、バルブ機構４６は、ハウジング６０の
底壁に開口部（図示せず）にぴったり適合するポート４９から成る。カラム液面
レベル検出器５４／５６は、ハウジング６０から着脱不能であることが好ましい
。ドア７６（ハウジング６０に垂直または水平に蝶番で固定できる）が、試験実
行中に暗い環境を確立するために設けられる。ドア７６は前述のバーコードリー
ダ７８の支持もする。該バーコードリーダ７８は、上昇管の一方（例えばＲ２）
に提供されるバーコード（図示せず）を自動的に読み取る。バーコードは、毛細
管５２の特徴（例えば長さと直径）と上昇管Ｒ１，Ｒ２の特徴に関するすべての
所定データを含む。該情報はプロセッサ５８に送られ、次に以下に詳述されるよ
うに、粘度を測定するために用いられる。バーコードリーダ７８は該情報を、前
述のワイヤハーネスを介してプロセッサ５８に送る。バーコードリーダ７８の（
ドア７６上の）位置は例証的にすぎず、装置内の他の位置が本発明の範囲に含ま
れることは言うまでもない。
【００３９】 粘度試験の実行中に監視される対応する上昇管Ｒ１とＲ２のそれぞれでの血液
の移動は上下ブラケット４７対の間で行われるため、ブラケット４７はいかなる
様態でもカラム液量検出には干渉しない。
【００４０】 ドア７６は、ドア７６が試験の準備のために閉じられると、毛細管５２が次に
加圧（また冷却）され、試験実行中ずっと患者と同じ温度と環境に維持されるよ
うに、環境制御装置８０（例えばヒータ、ファンおよび／またはサーモスタット
）も支える。試験実行前、患者の体温を測定し、操作者が該体温を（タッチスク
リーンディスプレイ２８を介して）入力する。次に環境制御装置８０は、この温
度を達成し、維持するよう機能する。実行中に患者の体温に血液受取手段２２全
体を達せしめて維持する環境制御装置８０を含めることは、本発明の最も広い範
囲内であることに留意する。バーコードリーダ７８と温度制御装置８０への電源
は、前述のワイヤハーネス（図示せず）を介してアナライザ／出力部２４により
供給される。
【００４１】 血液受取手段２２の１つの典型的な実施が図１１と１２に示される。特に、上
昇管Ｒ１とＲ２（例えば射出成型品）は、バルブ機構４６（例えば１個の三方止
水栓弁）の各開口部（図示せず）に挿入される一体型エルボ５０Ａと５０Ｂを有
する。上昇管Ｒ２のエルボ部５０Ｂを対応するバルブ機構開口部に挿入する前に
、内部毛細管５２を有する毛細管インサート５３を上昇管Ｒ２内に配置する。図
１２でもっとも明瞭に示されるように、毛細管インサートは、バルブ機構からエ
ルボ５０Ｂを通り、上昇管Ｒ２内へ循環血液が入る際に、いかなる乱流も最小限
に抑えるようテーパ状の入口５５とテーパ状の出口５７を備える。
【００４２】 バッテリＢ１／Ｂ２はＤＣ１２Ｖ、４アンペア時バッテリまたは同等の電源（
例えば、リチウムイオンバッテリなど、従来のラップトップコンピュータで使用
されるバッテリ）から成る。ディスプレイ２８は、ＤＲＳＣ粘度計２０の各バッ
テリに関してステータスインジケータ７２Ａ／７２Ｂを提供する。特に、ＤＲＳ
Ｃ粘度計２０がバッテリＢ１で動作している場合、２個のバッテリンジケータ７
２Ａ／７２Ｂがディスプレイ２８に表示される。ただし、バッテリＢ１がいった
ん消耗すると、バッテリＢ１インジケータ７２Ａが表示されなくなり、ＤＲＳＣ
粘度計２０が現在バックアップバッテリＢ２で動作し、バッテリＢ１の再充電が
必要であることを操作者に警告するため、バッテリＢ２インジケータ７２Ｂが点
滅する。
【００４３】 あるいは、カラムの一方のレベルを監視するために１個のカラム液面レベル検
出器５６のみを使用し、一方、他方のカラムのレベルからデータ点を得るために
１点検出器９５４を使用するよう図２の実施形態を変更できる。特に、図２Ａに
示されるように、カラム液面レベル検出器の一方５４の代わりに１点検出器９５
４を使用する。かかる改変は、時間に対する血液の高さ（すなわちｈ1 （ｔ）お
よびｈ2 （ｔ））のデータのカラムの対称性に基づいている（図６）。血液の２
本のカラム８２／８４（図４参照）の一方を監視する限り、血液の他方のカラム
の時間データに対する高さは、該カラムからの単一高さ点によって生成できる。
好ましい方法・手段は、上昇管Ｒ２内で生じる血液上昇カラム８４を監視し、上
昇管Ｒ１内の血液カラム８２の初期粘度試験実行レベル（すなわち、以下に詳述
するようにｈ1i）を検出する。かくして、（１）血液の両方の移動するカラムを
監視する（図２）か、血液の移動するカラムの一方を監視しつつ血液の移動する
カラムの他方からの１点を検出する( 図２Ａ) ことは、本発明の最も広い範囲内
にある。
【００４４】 特に、１点検出器９５４は、以下に詳述もするように、血液カラムの特定のレ
ベル、例えばｈ1iの特定レベルを検出するＬＥＤ９６４と光検出器９６６から成
る（がこれに限らない）。
【００４５】 ＤＲＳＣ粘度計２０を使用する粘度測定の概念は、患者の循環血液からの血液
の、血液が流れなければならない毛細管の寸法の反対方向に移動する２個のカラ
ムの高さの変動を監視することにある。ＤＲＳＣ粘度計２０は、各上昇管Ｒ１お
よびＲ２の２個の血液カラム８２および８４の間の最適分離距離をまず設定する
ようにバルブ機構４６を操作することでこれを行う（図４）。いったん設定され
ると、ＤＲＳＣ粘度計２０は、バルブ機構４６を介して、該２個の血液カラム８
２／８４を一緒に接続し、２個の血液カラム８２／８４の移動を監視する間に、
該カラムが平衡状態に達させる（図５）。
【００４６】 特に、図４に示されるように、ＣＢＣＭ２６から、バルブ機構４６を介し、上
昇管Ｒ１とＲ２の両方内に、患者からの連続血流が流れることが可能になる。こ
の流れの間、カラム液面レベル検出器５４／５６は、各血液カラムの高さを監視
する。最適分離距離が達成され、すなわち、上昇管Ｒ１の血液カラムがｈ1iに達
し、上昇管Ｒ２の血液カラムがｈ2iに達した場合に、バルブ機構４６がＣＢＣＭ
２６からの血流を停止し、同時に血液カラムを接続する（図５）。その結果、上
昇管Ｒ１の血液カラムが下降し、上昇管Ｒ２の血液カラムが最終平衡値ｈ∞（以
下に説明するように実際には「Δｈ」として知られるオフセット値）に向かって
上昇する。これは、「ｈ1 （ｔ）」と「ｈ2 （ｔ）」としても知られる該反対方
向に移動する血液カラムの検出であり、これは、以下に説明されるように、血液
粘度測定にとって重要である。「ｈ1 （ｔ）」と「ｈ2 （ｔ）」の図形表現を図
６に示す。
【００４７】 毛細管５２の寸法と共に、最適分離距離、すなわちｈ1 （ｔ）−ｈ2 （ｔ）が
、粘度試験実行終了時、血液カラムのいかなる振動も防止する。すなわち、かか
る２つの要因は、図６に示されるように、粘度試験実行終了時に各プロットｈ1 （ｔ）とｈ2 （ｔ）のフラットな外見を提供する。
【００４８】 図７Ａ〜７Ｃは、バルブ機構４６が予備試験血液カラム（図４）と試験血液カ
ラム（図５）をどのように設定するかを示す。バルブ機構４６は単一の三方止水
栓弁から成る。バルブは、適切な方向でバルブを動作させるため、プロセッサ５
８によってパルス操作されるソレノイド（例えば、バルブドライバ８６によって
示される５００ｍＡソレノイドまたはステッピングモータなど）から成ってもよ
い。特に、プロセッサ５８は、ソレノイドへの正または負のパルスを発すること
により、バルブの回転を命令する。例えば、最初にＤＲＳＣ粘度計２０に患者の
循環血流を受け止めるため、バルブドライバ８６は、各配管１３と１４を介して
両方の上昇管Ｒ１とＲ２に循環血液が入るよう、バルブを構成する（図７Ａ）。
カラム液面レベル検出器５４／５６は、この時間中、各血液カラム８２と８４を
監視している。血液カラムの予備試験レベルｈ1iに最初に達した場合、プロセッ
サ５８が、上昇管Ｒ１への流れを閉じるよう、バルブドライバ８６へ正パルスを
発する。あるいは、血液カラムの予備試験レベルｈ2iに最初に達した場合、プロ
セッサ５８は、上昇管Ｒ２への流れを閉じるよう、負パルスを発し、同時に、上
昇管Ｒ１への循環血流を可能にし続ける（図示せず）。最後に、患者の潤滑血流
から上昇管を分離しながら、２個の上昇管Ｒ１とＲ２を接続するため、図７Ｃに
示される位置に移動するよう、プロセッサ５８はバルブドライバ８６に命令する
。
【００４９】 １点検出器９５４（図２Ａ）に関して、装置２０の動作中、バルブ機構４６が
開いた状態で、光検出器９６６がＬＥＤ９６４からの光線を検出し続ける間、血
液が上昇管Ｒ１を上方に流れる。血液カラム８２の上部がＬＥＤ９６４からの光
線をいったん遮断すると、光検出器９６６は、バルブ機構４６を操作するプロセ
ッサ５８に、上方管Ｒ１へのさらなる血流を停止するよう伝える。ｈ1iと定義さ
れる血液カラムのこのレベルは、粘度試験実行のための上昇管Ｒ１のカラムの初
期開始点を形成し、すなわち、粘度試験が開始するときに、上昇管Ｒ１の血液カ
ラムがこのレベルｈ1iから下降する。光検出器９６６の位置は、基準レベル（図
2 ）より上の所定位置ｈ1iにあるため、光検出器９６６は、初期位置ｈ1iが、上
昇管Ｒ１内の血液カラムにより達せられたかどうかを確認するよう機能する。
【００５０】 あるいは、前述のように、カラム液面レベル検出器は、第１上昇管Ｒ１の下降
血液カラムを検出するために使用でき、１点検出器９５４は、上昇管Ｒ２の上昇
血液カラムの初期粘度試験実行位置ｈ2iを検出するために使用できる。一方の上
昇管の血液カラムの代わりに変動を監視するための一方のカラム液面レベル検出
器の使用と、他方の上昇管の血液カラムの１点を検出するための１点検出器の使
用を含むことは、発明の最も広い範囲内にある。血液カラムの１点が１点検出器
９５４によって検出できることは言うまでもない。好ましい点は、粘度試験実行
の初期カラム液量、すなわちｈ1iかｈ2iである。しかし、時間データ・曲線に対
する対応の高さを生成するために、カラムの他の点が検出できる。
【００５１】 図８に示されるように、上昇管Ｒ１とＲ２の血液カラム８２／８４の移動を検
出するため（または、一方のカラムの移動を検出し、同時に他方のカラムから１
点を検出するため）の手段および／または方法を含むことは本発明の最も広い範
囲内であり、それにより、ＬＥＤアレイ６４／ＣＣＤ６６構成に限定されず、カ
ラム液面レベル検出器５４／５６または１点検出器にも限定されることはない。
実際、以下の種類の物理検出器（図８で「センサ１」と「センサ２」で示される
）は、本発明によりカバーされる。
【００５２】 ｄ（重量）／ｄｔ：センサなどの流体の各カラムの重量検出手段を用いた、時
間に対する各流体カラムの重量の変動。例えばｗ1 （ｔ）−ｗ2 （ｔ）。 ｄ（圧力）／ｄｔ：各流体カラムの上部に位置する圧力トランスデューサを用
いた、時間に対する各流体カラムの圧力の変動。例えばｐ1 （ｔ）−ｐ2 （ｔ）
。
【００５３】 飛行時間：各流体カラム上に位置するセンサ（例えば超音波）から発せられ、
反射され、センサに戻る音響信号に要する時間の長さ：例えば飛行時間1 （ｔ）
−飛行時間2 （ｔ）。
【００５４】 ｄ（体積）／ｄｔ：時間に対する、各流体カラムの体積の変動。例えばＶ1 （
ｔ）−Ｖ2 （ｔ）。 ｄ（位置）／ｄｔ：デジタルビデオカメラを用いた、各カラムレベルの位置の
変動。Ｐｏｓ1 （ｔ）−Ｐｏｓ2 （ｔ）。
【００５５】 ｄ（質量）／ｄｔ：各流体液の、時間に対する質量の変動。例えばｍ1 （ｔ）
−ｍ2 （ｔ）。 図９Ａ〜９Ｂは、患者の循環する血液流の粘度を測定するためのＤＲＳＣ粘度
計２０の詳細な動作のフローチャートである。試験実行の全体の時間はＣＣＤ６
６で約３分間である。ＣＣＤ６６の画素値がそれ以上変更されない場合、ＤＲＳ
Ｃ２０は、Δｈが達せられ、試験実行が終了すると判断する。
【００５６】 前述のように、ＤＲＳＣ粘度計２０を用いた粘度測定の概念は、患者の循環血
液からの血液の、血液が流れなければならない毛細管の寸法の反対方向に移動す
る２個のカラムの高さの変動を監視することにある。
【００５７】 粘度計２０から得られるデータのための曲線適合モデルと（以下に説明するよ
うな粘度計１２０）指数法則モデルやキャッソンモデル、キャローモデル、ハー
シェル・バルクリーモデル、パウエル・アイリングモデル、クロスモデル、キャ
ロー・ヤスダモデルとして使用できる複数個の数学モデルがある。かかるモデル
すべてを含めることは、本発明の最も広い範囲内にある。以下の説明は、指数法
則モデルを用い、例証のみを目的とし、限定のために用いられるのではない。か
くして、当業者であれば、以下に説明する典型的な指数法則モデルの代わりに前
述のいずれの曲線的号モデルを使用できる。
【００５８】 特に、血液のような非ニュートン流体では、粘度はずり速度によって変わるが
、毛細管内のハーゲン・ポアズイユ流体は、やはり定流または準定流層流を保持
する。非ニュートン指数法則粘度モデルと十分に相関関係にある流体で、毛細感
圧高価と流量は以下のように関連付けられる。
【００５９】
【数１７】 ここで、ずり速度・γは、以下により毛細管流量に関連付けられる。
【００６０】
【数１８】 ここで、指数法則粘度は以下のように定義される。
【００６１】
【数１９】 式中、 ΔＰc ＝毛細管圧降下（Ｐａ） Ｌc ＝毛細管長さ（m ） Ｑ＝流量（ｍ3 ／秒） ｋ＝コンシステンシー指数（毛細管粘度測定で使用される定数）…測定値 ｎ＝指数法則指数（毛細管粘度測定で使用される別の定数）…測定値 φc ＝毛細管直径（ｍ） μ＝流体粘度（センチポアズ、ＣＰ） ・γ＝ずり速度（秒-1） 非ニュートン流体である血液は、指数法則粘度モデルで十分に特性決定されてい
るため、等式（１）は以下のように書き換えられる。
【００６２】
【数２０】 式中 ρ＝血液流体密度 ｇ＝重力定数 ｈ1 ＝上昇管Ｒ１の血液カラムの瞬間高さ ｈ2 ＝上昇管Ｒ２の血液カラムの瞬間高さ ψc ＝毛細管の内径 ψr ＝上昇管の内径でψc ＜＜＜ψr Δｈ＝血液の降伏応力によるオフセット値で、血液の特性 毛細管の長さＬc は、上昇管Ｒ１とＲ２のいかなる摩擦力と接続流体構成要素も
無視できるほど大きくされることに留意する。さらに、上昇管Ｒ１とＲ２の直径
は同じである。
【００６３】 時間に対する等式（４）の両辺を統合することで、ｄｈ／ｄｔを測定する必要
性が排除され、これにより以下が得られる。
【００６４】
【数２１】 式中、 ｈ0 ＝ｈ1 （ｔ）−ｈ2 （ｔ）、ｔ＝０、すなわちｈ0 ＝ｈ1i−ｈ2iで、
【００６５】
【数２２】 粘度を測定するため、試験実施データに基づいて曲線適合を用いてｋおよびｎの
値を測定する必要がある。特に、以下の手順を用いる。
【００６６】 １）試験を実行し、すべてのｈ1 （ｔ）およびｈ2 （ｔ）データを入手する。 ２）ｈ1 （ｔ）およびｈ2 （ｔ）の記号表現を得るため、データに曲線を当ては
める。
【００６７】 ３）Δｈとともにすべてのｈ1 （ｔ）およびｈ2 （ｔ）を決定する。 ３）指数法則パラメータｋとｎの値を想定する。 ４）すべてのデータ点に対して以下のエラー値（Ｅｒｒｏｒ）を算出する。
【００６８】
【数２３】 ６）すべてのデータ点のエラー値を合計する。 ７）エラー合計を最小限に抑えるｋおよびｎの値を決定するために繰り返す。 ８）粘度を計算するために、等式（２）と（３）で、決定したｋとｎの値を使用
する。
【００６９】 図１０Ａは、ずり速度の範囲に対する患者の循環血液の粘度を図で表わしたも
ので、図１０Ｂは、ずり速度に対する粘度の対数を表わす図である。かかるグラ
フに描かれた曲線は数学的に同一であり、以上で開示されるＤＲＳＣ粘度計２０
は、現行の技術よりも高い精度を保証する。
【００７０】 ハンドル／フィルタを組み合わせたアセンブリ（図示せず）を上昇管Ｒ１とＲ
２の上部で使用できる。該アセンブリにより、各流体カラムを超えて、上昇管Ｒ
１とＲ２へ大気圧の不活性気体が導入できる。さらに、該アセンブリは、使い捨
て血液受取手段２２を使用する場合、血液受取手段２２の挿入と取り外しのため
のハンドルとして機能する。
【００７１】 また、血液受取手段２２の構成要素の多くの位置は例証のみを目的として示さ
れ、限定を行うものではないことは言うまでもない。例えば、毛細管５２は水平
または垂直に配置することができ、バルブ機構４６は上昇管Ｒ１とＲ２のエルボ
部５０Ａ／５０Ｂに必ずしも配置する必要はない。本発明から逸脱することなく
、血液受取手段２２内で構成要素の様々な位置を含むことは、本発明の最も広い
範囲内にある。実際、以下に述べる次の実施形態は、かかる種々の位置を利用す
る。
【００７２】 図１３〜２１において、前述のＤＲＳＣ粘度計のさらに好ましい実施形態１２
０を図示する。すべての意図と目的に関して第２実施形態は第１実施形態２０と
同じであるが、バルブ機構４６の位置、バキュテイナ機構１０１の使用、毛細管
５２の位置、血液受取手段内で使用される血液の必要量を除く。その結果、該第
２実施形態１２０の動作を支配する等式（すなわち等式１〜７）と液量の時間反
応と粘度に関するプロット（すなわち図６、１０Ａおよび１０Ｂ）はほとんど同
じであり、ここでは繰り返さない。かくして、実施形態１２０の構造と操作の共
通の詳細は繰り返されない。さらに、実施形態２０に関して前述されるように、
実施形態１２０で使用される毛細管５２は、必ずしも長尺の管である必要はなく
、コイル型毛細管など種々の構成から成ることができる。
【００７３】 図１３から分かるように、実施形態１２０は、血液受取手段１２２とアナライ
ザ／出力部２４とから成る。前述の血液受取手段２２の場合と同様に、血液受取
手段１２２は使い捨て式でも再使用可能でもよい。使い捨て式の血液受取手段１
２２の例として、摩擦型継手１４７（図１４参照）が上昇管Ｒ２の上端をハウジ
ング６０内に解放可能なように固定すると同時に、バルブ機構が上昇管Ｒ１の上
部でハウジング６０内に摩擦係合される。かくして、使い捨て式血液受取手段１
２２を取りはずすには、操作者は、継手１４７とバルブ機構４６の摩擦係合をは
ずすだけでよい。
【００７４】 血液受取手段１２２は、ここでは上昇管Ｒ１の上部に位置するバルブ機構４６
から成り、毛細管５２は、２本の上昇管Ｒ１とＲ２の間に位置する。さらに、バ
キュテイナ機構１０１が血液受取手段１２２に追加されている。バキュテイナ機
構１０１は、その後の血液分析（例えばヘマトクリット検査）のために、血液受
取手段１２２に達するように、最初の血液のサンプルの取り出しを可能にする。
ただし、バキュテイナ機構１０１は粘度測定のいかなる部分も形成せず、実施形
態２０に関して述べられた説明に従って血液粘度を測定する際に、いかなる様態
であれ、ＤＲＳＣ粘度計の動作を妨げるものではないことは言うまでもない。実
際、バキュテイナ機構１０１は、前述のように、粘度試験を開始する前に、バル
ブ機構から切り離される。
【００７５】 バキュテイナ機構１０１は、バキュテイナドライバ１０９によって位置決め可
能なバキュテイナ１０７から成る。バキュテイナ機構１０１の動作を図１５、１
６、１７Ａ〜１７Ｂと、図１９Ａ〜１９Ｂのフローチャートで示す。特に、図１
７Ａで最もよく示されるように、検出器１０３（例えば光検出器、フォトアイな
ど）が患者からの流入血液の第１番目または最初の部分を検出すると、検出器１
０３が、バキュテイナ１０７の穿刺可能な表面を穿刺するバルブ機構４６上の穿
刺手段１１１（例えば図１５の針）に向かって、バキュテイナ１０７を駆動する
バキュテイナドライブ１０９を起動するマイクロプロプロセッサ５８に警告する
。同時に、プロセッサ５８は、第１位置にバルブを設置するようバルブドライバ
に命令する（図１７Ａに図示したように）。その結果、流入血流の第１番目また
は最初の部分がバキュテイナ１０７内に捕捉される。固定時間ｔf が経過すると
、プロセッサ５８が、穿刺手段１１１からバキュテイナ１０７を解放するよう、
バキュテイナドライバ１０９に命令する。流入血流の該最初の部分がバキュテイ
ナ１０７内に捕捉された状態で、操作者はドライバ１０９からバキュテイナ１０
７を取りはずすことができ、次に、その場で、または遠隔の場所で別の分析装置
に提供できる。
【００７６】 穿刺手段１１１からバキュテイナ１０７を解放するようプロセッサ５８がバキ
ュテイナドライバ１０９に命令すると同時に、プロセッサ５８は、第２位置にバ
ルブを移動させるようバルブドライバ８６にも命令する（図１７Ｂ）。その結果
、流入血流が上昇管Ｒ２内に入り、上昇管Ｒ２を下り、毛細管５２を通り、上昇
管Ｒ１内を上昇する。カラム液面レベル検出器５４と５６は各上昇管内の血液カ
ラムを監視する。カラム液面レベル検出器５６が所定レベルｈsvを検出すると、
プロセッサ５８に知らせる。ｈsvは、上昇管Ｒ２の血液カラムがｈ2iに達した場
合（図１７Ｂと１７Ｃ）に、上昇管Ｒ１内の血液カラムがｈ1iとなるように、正
確な量の血液に対応する正確な値である。従って、ｈsvに達したとカラム液面レ
ベル検出器５６が検出すると、プロセッサ５８が、バルブを第３位置（図１７Ｃ
）まで回転させるよう、バルブドライ８６を起動し、それによって、流入血流か
ら２本の血液カラムを分離し、それと同時に粘度試験を開始する。該粘度試験は
、実施形態２０に関して前述したものと同様で、従ってここでは繰り返さない。
【００７７】 あるいは、前述のように、カラムの一方の液量を監視するために一方のカラム
液面レベル検出器５６のみを使用し、一方、他方のカラムの液量からデータ点を
得るために１点検出器９５４を使用するよう図１４の実施形態を変更できる。特
に、カラム液面レベル検出器５６は、第１上昇管Ｒ１の下降する血液カラムを検
出するために使用でき、上昇管Ｒ２の上昇する血液カラムの所定レベルｈsvを検
出するために１点検出器９５４を検出するために使用できる。かくして、一方の
上昇管の血液カラムの代わりに変動を監視するための一方のカラム液面レベル検
出器の使用と、他方の上昇管の血液カラムの１点を検出するための１点検出器の
使用を含むことは、発明の最も広い範囲内にある。血液カラムの１点が１点検出
器９５４によって検出できることは言うまでもない。好ましい点は、粘度試験実
行の初期カラム液量、すなわちｈ1iかｈsvである。しかし、時間データ・曲線に
対する対応の高さを生成するために、カラムの他のいずれの点も検出できる。
【００７８】 血液受取手段１２２の１実施形態を図２０〜２１に示す。特に、上昇管Ｒ１と
Ｒ２（例えば射出成型品）は、毛細管要素１５３の各端部に挿入される一体型エ
ルボ５０Ａと５０Ｂを有する。特に、毛細管要素１５３の各端部は、エルボ５０
Ａと５０Ｂの各端部上にスライドする取付スリーブを形成する。図２１で最もよ
く示されるように、毛細管要素１５３は、循環血液が、エルボ５０Ａ端部から毛
細管要素１５３へ、次にエルボ５０Ｂ内へ、さらに上昇管Ｒ２内へ循環血液が入
る際に、いかなる乱流も最小限に抑えるようテーパ状入口１５５とテーパ状出口
１５７から成る。
【００７９】 本願で開示されるすべての実施形態の「血液受取」手段が、本願で特に開示さ
れたもの以外の種々の形態を取れる、上昇管などの構成要素の種々の組み合わせ
の単なる例でしかないことを指摘しなければならない。
【００８０】 図１８に示されるように、上昇管Ｒ１とＲ２の血液カラムの移動を検出するた
め（または、一方のカラムの移動を検出し、同時に他方のカラムから１点を検出
するため）の手段および／または方法を含むことは本発明の最も広い範囲内であ
り、それにより、ＬＥＤアレイ６４／ＣＣＤ６６構成に限定されず、カラム液面
レベル検出器に限定されることはない。実際、以下の種類の物理検出器（図１８
で「センサ１」と「センサ２」で示される）は、本発明にカバーされる。
【００８１】 ｄ（重量）／ｄｔ：センサなどの流体の各カラムの重量検出手段を用いた、時
間に対する各流体カラムの重量の変動。例えばｗ1 （ｔ）−ｗ2 （ｔ）。 ｄ（圧力）／ｄｔ：各流体カラムの上部に位置する圧力トランスデューサを用
いた、時間に対する各流体カラムの圧力の変動。例えばｐ1 （ｔ）−ｐ2 （ｔ）
。
【００８２】 飛行時間：各流体カラム上に位置するセンサ（例えば超音波）から発せられ、
反射され、センサに戻る音響信号に要する時間の長さ：例えば飛行時間1 （ｔ）
−飛行時間2 （ｔ）。
【００８３】 ｄ（体積）／ｄｔ：時間に対する、各流体カラムの体積の変動。例えばＶ1 （
ｔ）−Ｖ2 （ｔ）。 ｄ（位置）／ｄｔ：デジタルビデオカメラを用いた、各カラムレベルの位置の
変動。Ｐｏｓ1 （ｔ）−Ｐｏｓ2 （ｔ）。
【００８４】 ｄ（質量）／ｄｔ：各流体液の、時間に対する質量の変動。例えばｍ1 （ｔ）
−ｍ2 （ｔ）。 ＣＣＤ６６はいずれの従来のデバイスでもよい。特に適した１つのデバイスは
、カリフォルニア州サンノゼのスキャンビジョン社（ScanVision Inc. ）から入
手できる。該ＣＣＤは、画素解像度が３００ｄｐｉ−８３μである。スキャンビ
ジョン社のＣＣＤは、従来のＣＣＤ獲得ソフトウェアを利用している。ＬＥＤア
レイ６４は、光ファイバラインを含む種々の光源で実施できる。
【００８５】 さらに、ハウジング６０のドア７６は、血液受取手段２２または１２２へ接近
するために、下方に揺れるよう、ハウジング６０の底部に沿って蝶番止めされる
よう構成できる。
【００８６】 周囲大気に上昇管Ｒ１とＲ２のそれぞれを換気することに対して、試験中は、
血液カラム８２／８４の移動の推進力として補助圧力（例えばポンプなどの圧力
限）を含むことは、本発明２０および１２０の最も広い範囲内にあることは言う
までもない。
【００８７】 ディスプレイ２８は、粘度データをユーザに伝達する効率的な手段を提供する
が、ＤＲＳＣ粘度計２０および１２０の最も広い範囲はディスプレイ２８を必要
としないことは言うまでもない。むしろ、粘度データがいずれかの出力手段３０
に利用できる限りは、本発明の目的は満たされる。さらに、実施形態２０と１２
０のアナライザ／出力部２４はいかなるラップトップコンピュータによっても達
成でき、図２〜３に図示されるものによって限定されるものではない。
【００８８】 各実施形態２０，１２０の血液受取手段２２，１２２は、患者の心臓よりも低
い位置に配置されることが典型的である。こうすることで、重力が、循環する血
液を血液受取手段２２／１２２に伝達する上で静脈血圧を支援するが、これはま
た予備接続および粘度試験中に患者へいかなる血液の逆流をも防止する。
【００８９】 再利用可能な血液受取手段２２を実施形態２０で使用するか、再利用可能な血
液受取手段１２２を実施形態１２０で使用する場合、図９Ｂと図１９Ｂの「使い
捨てセットを挿入する」工程が省略されることは言うまでもない。
【００９０】 また前述のように、好ましい方法・手段は、下降血液カラム８２を監視する際
に、大きな騒音が生じるため、下降血液カラム８２の監視とは対照的にカラム液
面レベル検出器５６で上昇血液カラム８４を監視することにも留意する。上昇カ
ラム８４は、より明確な監視信号を提供し、かくして、監視される好ましいカラ
ムである。ただし、下降カラムをカラム液面レベル検出器５６によって監視する
場合に、該騒音を濾過するまたは補正するための手段を含むことは本発明の最も
広い範囲内にあることは言うまでもない。
【００９１】 ＤＲＳＣ粘度計２０と１２０は、他の非ニュートン流体（例えば油、塗料、化
粧液など）の粘度測定に使用でき、血液のような生物流体に限定されないことに
も留意する。
【００９２】 さらなる詳細がなくても、以上により、本発明は十分に説明されており、現在
および今後の知識を適用することで、他者は、種々の使用条件下での使用に本発
明を簡単に適用できる。 なお、本願の英文明細書では、ずり速度は、
【数２４】 となっていたが、これを本文中では便宜的に「・γ」で表した。
【図面の簡単な説明】
【図１】 デュアル上昇管／シングル毛細管（ＤＲＳＣ）粘度計のブロック
図。
【図２】 ＤＲＳＣ粘度計の１実施形態の正面図で、ドアを開いた状態の血
液受取手段用の各ハウジングと、アナライザ／出力部を図示している。
【図２Ａ】 図２のＤＲＳＣ粘度計の実施形態の正面図であるが、カラム液
面レベル検出器の１方の代わりに１点検出器を使用している。
【図３】 図２の実施形態の側面図。
【図４】 粘度試験を行う直前のＤＲＳＣ粘度計の機能図。
【図５】 粘度試験中のＤＲＳＣ粘度計の機能図。
【図６】 粘度試験中のＤＲＳＣ粘度計の上昇管の流体の各カラムを表す図
。
【図７Ａ】粘度試験直前と試験中のＤＲＳＣ粘度計のバルブ機構の操作を示
す。
【図７Ｂ】粘度試験直前と試験中のＤＲＳＣ粘度計のバルブ機構の操作を示
す。
【図７Ｃ】粘度試験直前と試験中のＤＲＳＣ粘度計のバルブ機構の操作を示
す。
【図８】 種々のセンサを使用して上昇管のそれぞれでの流体のカラムの移
動を検出するＤＲＳＣ粘度計のブロック図。
【図９Ａ】 ＢＤＲＳＣ粘度計の動作のフローチャート。
【図９Ｂ】 ＢＤＲＳＣ粘度計の動作のフローチャート。
【図１０Ａ】 ずり速度の範囲に関してプロットされた、生きている患者の
循環血液の粘度を表す図。
【図１０Ｂ】 ずり速度の対数に対してプロットされた、生きている患者の
循環血液の粘度の対数を表す図。
【図１１】 血液受取手段の毛細管および上昇管部の実施を表す。
【図１２】 図１１の１２−１２線に沿って切断した部分断面図。
【図１３】 第２のより好ましいデュアル上昇管／シングル毛細管（ＤＲＳ
Ｃ）粘度計のブロック図。
【図１４】 ＤＲＳＣ粘度計の１実施形態の正面図で、ドアを開いた状態の
血液受取手段用の各ハウジングと、アナライザ／出力部を図示している。
【図１４Ａ】 図１４のＤＲＳＣ粘度計の実施形態の正面図であるが、カラ
ム液面レベル検出器の１方の代わりに１点検出器を使用している。
【図１５】 粘度試験を行う直前のＤＲＳＣ粘度計の第２実施形態の機能図
。
【図１６】 粘度試験中のＤＲＳＣ粘度計の第２実施形態の機能図。
【図１７Ａ】 粘度試験直前と試験中のＤＲＳＣ粘度計の第２実施形態のバ
ルブ機構の操作を示す。
【図１７Ｂ】 粘度試験直前と試験中のＤＲＳＣ粘度計の第２実施形態のバ
ルブ機構の操作を示す。
【図１７Ｃ】 粘度試験直前と試験中のＤＲＳＣ粘度計の第２実施形態のバ
ルブ機構の操作を示す。
【図１８】 種々のセンサを使用して上昇管のそれぞれでの流体のカラムの
移動を検出するＤＲＳＣ粘度計の第２実施形態のブロック図。
【図１９Ａ】 ＤＲＳＣ粘度計の第２実施形態の動作のフローチャート。
【図１９Ｂ】 ＤＲＳＣ粘度計の第２実施形態の動作のフローチャート。
【図２０】 ＤＲＳＣ粘度計の第２実施形態用の血液受取手段の毛細管およ
び上昇管部の実施を表す。
【図２１】 図２０の２１−２１線に沿って切断した部分断面図。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ， ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ， ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＢＺ，Ｃ Ａ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ， ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，Ｋ Ｅ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ， ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，Ｒ Ｕ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ， ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 ホゲノイアー、ウィリアム エヌ． アメリカ合衆国 19525 ペンシルベニア 州 ギルバーツヴィレ ジョーダン ドラ イブ 220 (72)発明者 チョ、ヤング アメリカ合衆国 08003 ニュージャージ ー州 チェリー ヒル ルネッサンス ド ライブ 132 (72)発明者 キム、サンホ アメリカ合衆国 19107 ペンシルベニア 州 フィラデルフィア スプルース スト リート 1102 アパートメント ２Ｆ Ｆターム(参考） 2G045 AA01 CA25 FA11 GC04 GC08 4C038 KK00 KL03 KX01

Claims (121)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】降下差圧を用いて複数のずり速度で流体の移動を検出する装置
    であって、 水平基準位置から上に揚げられた流体源と、 流体源と流体連通する第１端部と、第２端部を有するフロー抵抗器と、 該フロー抵抗器の第２端部に接続された１端と、大気圧に露出された他端と
    を有し、該水平基準位置に対して０°を超える角度に配置される該上昇管と、 降下差圧によって生じ、流体が流体源から該フロー抵抗器を通り該上昇管内
    へ移動する際に、複数のずり速度で該上昇管を通る流体の移動を検出するセンサ
    と、 から成る装置。
  2. 【請求項２】請求項１に記載の装置であって、該フロー抵抗器が毛細管から
    成る装置。
  3. 【請求項３】請求項１に記載の装置であって、該上昇管が、該水平基準位置
    に対して垂直に配置される装置。
  4. 【請求項４】請求項１に記載の装置であって、流体が非ニュートン流体であ
    る装置。
  5. 【請求項５】請求項４に記載の装置であって、上昇管を上がる流体の該移動
    が、上昇する流体カラムから成り、該センサが該上昇カラム流体の変動する高さ
    を経時的に監視し、該高さが、該上昇流体カラムの上部と該水平基準位置との間
    の距離として定義される装置。
  6. 【請求項６】請求項５に記載の装置であって、コンピュータからさらに成り
    、該コンピュータが該センサに接続され、該コンピュータが、経時的な該上昇流
    体カラムの該変動する高さに基づいて、流体の粘度を計算する装置。
  7. 【請求項７】降下差圧を利用し、複数のずり速度で非ニュートン流体の粘度
    を測定する装置であって、 水平基準位置から上に揚げられた非ニュートン流体源と、 非ニュートン流体源と流体連通する第１端部と、第２端部を有する毛細管と
    、 該毛細管の該第１端部に接続された１端と、大気圧に露出された他端とを有
    し、水平基準位置に対して０°を超える角度に配置される上昇管と、 降下差圧によって生じ、非ニュートン流体が流体源から毛細管を通り上昇管
    内へ移動する際に、複数のずり速度で上昇管を通る非ニュートン流体の移動を検
    出するセンサであって、経時的に非ニュートン流体の移動に関するデータを生成
    するセンサと、 センサに接続され、経時的に非ニュートン流体の移動に関するデータに基づ
    いて非ニュートン流体の粘度を計算するコンピュータと から成る装置。
  8. 【請求項８】請求項７に記載の装置であって、該上昇管が、該水平基準位置
    に対して垂直に配置される装置。
  9. 【請求項９】請求項７に記載の装置であって、該非ニュートン流体が生体の
    循環血液であり、非ニュートン流体源が生体の血管系である装置。
  10. 【請求項１０】生体内の循環血液の粘度測定を実施する装置であって、 生体の血管系に接続されるようにされたルーメンと、 生体から循環血液を受けるため、該ルーメンにそれぞれの第１端部が接続さ
    れる１対の管であって、一方が既知のパラメータを有する毛細管から成る１対の
    管と、 生体の血管系から該１対の管への循環血流を制御するバルブと、 バルブに接続され、１対の管への血液の流入を可能するようにバルブを制御
    するアナライザであって、１対の管のそれぞれの内部の血液が、該管に対する各
    初期位置を取り、該アナライザが、生体の血管系から該１対の管を分離するよう
    該バルブを操作し、該１対の管内の血液の位置が変わるよう該１対の管を共に接
    続するようにもされ、該アナライザが、管の一方の血液の位置の変動を監視し、
    管の他方の少なくとも１つの血液の位置を検出し、それに基づいて血液の粘度を
    計算するようにもされるアナライザとから成る装置。
  11. 【請求項１１】請求項１０に記載の装置であって、該管の該他方の少なくと
    も１つの血液の位置を検出するようにされる該アナライザが、該管の他方の血液
    位置の変動を監視することから成る装置。
  12. 【請求項１２】請求項１０に記載の装置であって、該装置が、生体の循環血
    液の粘度測定をリアルタイムで実施するように適合される装置。
  13. 【請求項１３】請求項１２に記載の装置であって、該管の各々が第２端部を
    有し、その上、該装置が、周囲大気へ該１対の管の該第２端部を換気する手段か
    らさらに成る装置。
  14. 【請求項１４】請求項１２に記載の装置であって、該アナライザが、血液位
    置の変動の該監視を実施するため、該１対の管の重量の変動を経時的に検出する
    装置。
  15. 【請求項１５】請求項１２に記載の装置であって、該各初期位置が、該１対
    の管の一方に対する第１血液カラムの第１予備試験位置と、該１対の管の他方に
    対する第２血液カラムの第２予備試験位置から成り、該第１予備試験位置と該第
    ２予備試験位置とが互いに異なる装置。
  16. 【請求項１６】請求項１５に記載の装置であって、該１対の管が直立方向に
    あり、該第１予備試験位置が、該第１血液カラムの第１初期高さから成り、該第
    ２予備試験位置が、該第２血液カラムの第２初期高さから成る装置。
  17. 【請求項１７】請求項１６に記載の装置であって、該アナライザが、該第１
    および第２血液カラムのカラム高さの変動を検出する装置。
  18. 【請求項１８】請求項１７に記載の装置であって、該アナライザが、該カラ
    ムのそれぞれの上部に向かって発せられる信号の飛行時間を検出することで、カ
    ラム高さの変動を検出する装置。
  19. 【請求項１９】請求項１８に記載の装置であって、該発せられる信号が音響
    信号である装置。
  20. 【請求項２０】請求項１６に記載の装置であって、該アナライザが、該第１
    および第２血液カラムのカラム高さの変動を検出するデジタルビデオカメラを含
    む装置。
  21. 【請求項２１】請求項１６に記載の装置であって、該アナライザが、血液位
    置の変動の該監視を実施するため、該第１および第２血液カラムの圧力の変動を
    経時的に検出する装置。
  22. 【請求項２２】請求項１２に記載の装置であって、該アナライザが、血液の
    位置の変動の該監視を実施するため、該１対の管の血液の体積の変動を検出する
    装置。
  23. 【請求項２３】請求項１２に記載の装置であって、環境制御手段からさらに
    成り、該環境制御手段が、該アナライザが該１対の管を共に接続する時間の間、
    生体の体温とほぼ同じ温度に該毛細管内の血液を維持する装置。
  24. 【請求項２４】請求項２３に記載の装置であって、該環境制御手段が、該ア
    ナライザが該１対の管を共に接続する時間の間、生体の体温とほぼ同じ温度に該
    １対の管内の血液を維持する装置。
  25. 【請求項２５】請求項１５に記載の装置であって、該１対の管内の血液の該
    各初期位置が該アナライザの操作により設定される装置。
  26. 【請求項２６】請求項１６に記載の装置であって、該第１初期高さと該第２
    初期高さとが該アナライザの操作により設定される装置。
  27. 【請求項２７】請求項１５に記載の装置であって、該１対の管内の血液の該
    位置の変動が、反対方向に移動する該第１および第２血液カラムの各レベルの移
    動から成り、該アナライザが、該各レベル間の異なる差の値を測定する装置。
  28. 【請求項２８】請求項１６に記載の装置であって、該１対の管内の血液の該
    位置の変動が、該第１初期高さから離れる下降血液カラムと、該第２初期高さか
    ら離れる上昇血液カラムとから成り、該アナライザが、該上昇血液カラムの血液
    位置の変動を監視し、該下降血液カラムから該少なくとも１個の血液位置を検出
    する装置。
  29. 【請求項２９】請求項２８に記載の装置であって、該少なくとも１個の血液
    位置が該第１初期高さである装置。
  30. 【請求項３０】請求項１６に記載の装置であって、該アナライザが、ｈ1 （
    ｔ）−ｈ2 （ｔ）として知られる該血液カラムの該高さの差を経時的に測定し、
    ｈ1 （ｔ）が該第１血液カラムの該高さであり、ｈ2 （ｔ）が該第２血液カラム
    の該高さである装置。
  31. 【請求項３１】請求項３０に記載の装置であって、該アナライザが、血液位
    置の変動を一定時間監視した後、Δｈとして知られる該血液カラムの該高さのオ
    フセット値を検出する装置。
  32. 【請求項３２】請求項３１に記載の装置であって、該アナライザが、以下に
    よって得られるようなコンシステンシー指数ｋと指数法則指数ｎとを決定するた
    め、ｈ1 （ｔ）−ｈ2 （ｔ）とΔｈとを用いて粘度を計算し、 【数１】 式中 【数２】 であり、式中 ｈ0 ＝ｈ1 （０）−ｈ2 （０） Ｌc ＝毛細管の長さ、 ψc ＝毛細管の内径、 ψr ＝該血液カラムの内径でψc ＜＜＜ψr 、 ρ＝血液密度、 ｇ＝重力定数、 である装置。
  33. 【請求項３３】請求項３２に記載の装置であって、該アナライザが、以下の
    等式のｎとｋの該決定された値を用いて粘度μを計算し、 【数３】 式中 【数４】 であり、式中 Ｑ＝該毛細管の流量、 φc ＝毛細管直径、 γ＝ずり速度である装置。
  34. 【請求項３４】請求項１２に記載の装置であって、該アナライザが、生体の
    脈管から該１対の管を分離するよう該バルブを操作し、同時に、該１対の管を共
    に同時に接続する装置。
  35. 【請求項３５】請求項１２に記載の装置であって、該アナライザが、該１対
    の管のそれぞれのモニタから成り、該モニタのそれぞれが、該各管の血液位置の
    変動を監視する装置。
  36. 【請求項３６】請求項３５に記載の装置であって、該各モニタが、各光アレ
    イと、電荷結合素子（ＣＣＤ）とから成る装置。
  37. 【請求項３７】請求項３６に記載の装置であって、該各光アレイが、該管の
    長さに沿って各管を照射するために線形様式に配置された複数個の発光ダイオー
    ドから成る装置。
  38. 【請求項３８】請求項１０に記載の装置であって、該アナライザが、 該管の一方での血液位置の変動を監視するモニタと、 該管の他方での少なくとも１個の血液位置を検出する検出器と から成る装置。
  39. 【請求項３９】請求項３８に記載の装置であって、該モニタが光アレイと、
    電荷結合素子（ＣＣＤ）とから成る装置。
  40. 【請求項４０】請求項３９に記載の装置であって、該光アレイが、該管の長
    さに沿って該管の該一方を照射するために線形様式に配置された複数個の発光ダ
    イオードから成る装置。
  41. 【請求項４１】請求項３８に記載の装置であって、該検出器が発光ダイオー
    ドと光検出器とから成る装置。
  42. 【請求項４２】請求項１２に記載の装置であって、該１対の管が使い捨て式
    である装置。
  43. 【請求項４３】請求項１２に記載の装置であって、該バルブ機構が使い捨て
    式である装置。
  44. 【請求項４４】生体の循環血液の粘度を測定する方法であって、 （ａ）循環血液の流入流を確立するために生体の循環血液への接近を提供す
    る工程と、 （ｂ）流入流の各部分が通過する第１流路と第２流路に循環血液の流入流を
    分割する工程であって、第１または第２流路が幾つかの既知のパラメータを有す
    る通路部分を含む工程と、 （ｃ）流入流から第１および第２流路を分離し、各流路内の血液位置が変わ
    るように第１および第２流路を接続する工程と、 （ｄ）経時的に第１および第２流路の一方における血液の位置を監視する工
    程と、 （ｅ）第１および第２流路の他方で少なくとも１つの血液の位置を検出する
    工程と、 （ｆ）該血液の位置の変動と、該通路部分の選択された既知のパラメータと
    に基づいて循環血液の粘度を計算する工程と から成る方法。
  45. 【請求項４５】請求項４４に記載の方法であって、該第１および第２流路の
    他方で少なくとも１つの血液の位置を検出する工程が、該第１および第２流路の
    該他方での血液の位置の変動の監視から成り、該粘度を計算する工程が、該第１
    および第２流路のそれぞれの該血液位置の変動と、該通路部分の該選択された既
    知のパラメータとに基づいて粘度を計算することから成る方法。
  46. 【請求項４６】請求項４５に記載の方法であって、該循環血液の粘度を計算
    する工程が、リアルタイムで実施される方法。
  47. 【請求項４７】請求項４６に記載の方法であって、該第１および第２流路が
    、直立位置にある各血液カラムから成り、経時的に血液位置の変動を監視する該
    工程が、経時的に該第１および第２カラムのカラム高さの変動を監視することか
    ら成る方法。
  48. 【請求項４８】請求項４４に記載の方法であって、該第１および第２流路が
    直立位置にある各血液カラムから成り、経時的に血液位置の変動を監視する該工
    程が、経時的に該第１および第２カラムの少なくとも一方のカラム高さの変動を
    監視することから成る方法。
  49. 【請求項４９】請求項４７に記載の方法であって、該第１および第２カラム
    が周囲大気に換気される方法。
  50. 【請求項５０】請求項４６に記載の方法であって、該第１および第２流路が
    、直立位置にある各カラムから成り、経時的に血液位置の変動を監視する該工程
    が、経時的に循環血液の該第１および第２カラムの重量の変動を監視することか
    ら成る方法。
  51. 【請求項５１】請求項４６に記載の方法であって、該第１および第２流路が
    、直立位置にある各カラムから成り、経時的に血液位置の変動を監視する該工程
    が、該カラムのそれぞれの上部に向かって発せられる信号の飛行時間を監視する
    ことから成る方法。
  52. 【請求項５２】請求項５１に記載の方法であって、該発せられる信号が音響
    信号である装置。
  53. 【請求項５３】請求項４７に記載の装置であって、該カラム高さがデジタル
    ビデオカメラによって監視される方法。
  54. 【請求項５４】請求項４６に記載の方法であって、該第１および第２流路が
    、直立位置にある各カラムから成り、経時的に血液位置の変動を監視する該工程
    が、経時的に血液の該第１および第２カラムの圧力の変動を監視することから成
    る方法。
  55. 【請求項５５】請求項４６に記載の方法であって、第１および第２流路が、
    直立位置にある各カラムから成り、経時的に血液位置の変動を監視する該工程が
    、経時的に循環血液の該第１および第２カラムの質量の変動を監視することから
    成る方法。
  56. 【請求項５６】請求項４６に記載の方法であって、第１および第２流路が、
    直立位置にある各カラムから成り、経時的に血液位置の変動を監視する該工程が
    、経時的に循環血液の該第１および第２カラムの体積の変動を監視することから
    成る方法。
  57. 【請求項５７】請求項４６に記載の方法であって、該第１および該流路での
    血液位置の変動を監視する該工程中に生体の体温と実質的に同じ温度で該通路部
    分の温度を維持する工程からさらに成る方法。
  58. 【請求項５８】請求項５７に記載の方法であって、温度を維持する該工程が
    、該第１および該流路での血液位置の変動を監視する該工程中に生体の体温と実
    質的に同じ温度で該第１および第２流路の温度を維持することからさらに成る方
    法。
  59. 【請求項５９】請求項４７に記載の方法であって、循環血液の流入流を第１
    流路と第２流路に分割する該工程が、該第１血液カラムのための第１予備試験レ
    ベルと、該第２血液カラムのための第２予備試験レベルとを確立することから成
    り、該第１および第２予備試験レベルが互いに異なる方法。
  60. 【請求項６０】請求項５９に記載の方法であって、粘度を計算する該工程が
    、ｈ1 （ｔ）−ｈ2 （ｔ）として知られる該第１および第２流体カラムの該高さ
    の差を経時的に測定することから成り、ｈ1 （ｔ）が該第１カラムの該高さであ
    り、ｈ2 （ｔ）が該第２カラムの該高さである方法。
  61. 【請求項６１】請求項６０に記載の方法であって、粘度を計算する該工程が
    、Δｈとして知られる該第１および第２カラムの該高さのオフセット値を検出す
    ることから成る方法。
  62. 【請求項６２】請求項６１に記載の方法であって、粘度を計算する該工程が
    、以下によって得られるようなコンシステンシー指数ｋと指数法則指数ｎとを決
    定するため、ｈ1 （ｔ）−ｈ2 （ｔ）とΔｈとを用いることから成り、 【数５】 式中 【数６】 であり、式中 ｈ0 ＝ｈ1 （０）−ｈ2 （０） Ｌc ＝該通路部分の長さ、 ψc ＝該通路部分の内径、 ψr ＝該第１および第２流体カラムの内径でψc ＜＜＜ψr 、 ρ＝血液密度、 ｇ＝重力定数、 である方法。
  63. 【請求項６３】請求項６２に記載の方法であって、粘度を計算する該工程が
    、以下の等式のｎとｋの該決定された値を用いることから成り、 【数７】 式中 【数８】 であり、式中 Ｑ＝該通路部分の流量、 φc ＝通路部分の直径、 γ＝ずり速度である方法。
  64. 【請求項６４】生体の循環血液の粘度測定を実施する装置であって、 生体の血管系に接続されるようにされたルーメンと、 それぞれ第１端部と第２端部を有する１対の管であって、第１端部が幾つか
    の既知のパラメータを有する毛細管を介して互いに接続される１対の管と、 生体の血管系から該１対の管への循環血流を制御するバルブであって、該１
    対の管の一方の第２端部に接続され、かつ該ルーメンに接続されるバルブと、 バルブに接続され、該１対の管への血液の流入を可能するようにバルブを制
    御するアナライザであって、該１対の管のそれぞれの内部の血液が該管に対する
    各初期位置を取り、該アナライザが、該１対の管内の血液の位置が変わるよう、
    生体の血管系から該１対の管を分離するよう該バルブを操作するようにもされ、
    また該アナライザが、該管の一方の血液の位置の変動を監視し、該管の他方の少
    なくとも１つの血液の位置を検出し、それに基づいて血液の粘度を計算するよう
    にもされるアナライザと から成る装置。
  65. 【請求項６５】請求項６４に記載の装置であって、該管の該他方の少なくと
    も１つの血液の位置を検出するように該アナライザが、該管の他方の血液位置の
    変動を監視することから成る装置。
  66. 【請求項６６】請求項６５に記載の装置であって、該装置が、生体の循環血
    液の粘度測定をリアルタイムで実施するように適合される装置。
  67. 【請求項６７】請求項６６に記載の装置であって、周囲大気へ該１対の管の
    該他方の該第２端部を換気する手段からさらに成る装置。
  68. 【請求項６８】請求項６６に記載の装置であって、該アナライザが、血液位
    置の変動の該監視を実施するため、該１対の管の重量の変動を経時的に検出する
    装置。
  69. 【請求項６９】請求項６６に記載の装置であって、該各初期位置が、該１対
    の管の一方に対する第１血液カラムの第１予備試験位置と、該１対の管の他方に
    対する第２血液カラムの第２予備試験位置から成り、該第１予備試験位置と該第
    ２予備試験位置とが互いに異なる装置。
  70. 【請求項７０】請求項６９に記載の装置であって、該１対の管が直立方向に
    あり、該第１予備試験位置が、該第１血液カラムの第１初期高さから成り、該第
    ２予備試験位置が、該第２血液カラムの第２初期高さから成る装置。
  71. 【請求項７１】請求項７０に記載の装置であって、該アナライザが、該第１
    および第２血液カラムのカラム高さの変動を検出する装置。
  72. 【請求項７２】請求項７１に記載の装置であって、該アナライザが、該カラ
    ムのそれぞれの上部に向かって発せられる信号の飛行時間を検出することで、カ
    ラム高さの変動を検出する装置。
  73. 【請求項７３】請求項７２に記載の装置であって、該発せられる信号が音響
    信号である装置。
  74. 【請求項７４】請求項７０に記載の装置であって、該アナライザが、該第１
    および第２血液カラムのカラム高さの変動を検出するデジタルビデオカメラを含
    む装置。
  75. 【請求項７５】請求項７０に記載の装置であって、該アナライザが、血液位
    置の変動の該監視を実施するため、該第１および第２血液カラムの圧力の変動を
    経時的に検出する装置。
  76. 【請求項７６】請求項６６に記載の装置であって、該アナライザが、血液の
    位置の変動の該監視を実施するため、該１対の管の血液の体積の変動を検出する
    装置。
  77. 【請求項７７】請求項６６に記載の装置であって、環境制御手段からさらに
    成り、該環境制御手段が、該アナライザが該１対の管を共に接続する時間の間、
    生体の体温とほぼ同じ温度に該毛細管内の血液を維持する装置。
  78. 【請求項７８】請求項７７に記載の装置であって、該環境制御手段が、該ア
    ナライザが該１対の管を共に接続する時間の間、生体の体温とほぼ同じ温度に該
    １対の管内の血液を維持する装置。
  79. 【請求項７９】請求項６９に記載の装置であって、該１対の管内の血液の該
    各初期位置が該アナライザの操作により設定される装置。
  80. 【請求項８０】請求項７０に記載の装置であって、該第１初期高さと該第２
    初期高さとが該アナライザの操作により設定される装置。
  81. 【請求項８１】請求項６９に記載の装置であって、該１対の管内の血液の該
    位置の変動が、反対方向に移動する該第１および第２血液カラムの各レベルの移
    動から成り、該アナライザが、該各レベル間の異なる差の値を測定する装置。
  82. 【請求項８２】請求項７０に記載の装置であって、該１対の管内の血液の該
    位置の変動が、該第１初期高さから離れる下降血液カラムと、該第２初期高さか
    ら離れる上昇血液カラムとから成り、該アナライザが、該上昇血液カラムの血液
    位置の変動を監視し、該下降血液カラムから該少なくとも１個の血液位置を検出
    する装置。
  83. 【請求項８３】請求項８２に記載の装置であって、該少なくとも１個の血液
    位置が該第１初期高さである装置。
  84. 【請求項８４】請求項７０に記載の装置であって、該アナライザが、ｈ1 （
    ｔ）−ｈ2 （ｔ）として知られる該血液カラムの該高さの差を経時的に測定し、
    ｈ1 （ｔ）が該第１血液カラムの該高さであり、ｈ2 （ｔ）が該第２血液カラム
    の該高さである装置。
  85. 【請求項８５】請求項８４に記載の装置であって、該アナライザが、血液位
    置の変動を一定時間監視した後、Δｈとして知られる該血液カラムの該高さのオ
    フセット値を検出する装置。
  86. 【請求項８６】請求項８５に記載の装置であって、該アナライザが、以下に
    よって得られるようなコンシステンシー指数ｋと指数法則指数ｎとを決定するた
    め、ｈ1 （ｔ）−ｈ2 （ｔ）とΔｈとを用いて粘度を計算し、 【数９】 式中 【数１０】 であり、式中 ｈ0 ＝ｈ1 （０）−ｈ2 （０） Ｌc ＝毛細管の長さ、 ψc ＝毛細管の内径、 ψr ＝該血液カラムの内径でψc ＜＜＜ψr 、 ρ＝血液密度、 ｇ＝重力定数、 である装置。
  87. 【請求項８７】請求項８６に記載の装置であって、該アナライザが、以下の
    等式のｎとｋの該決定された値を用いて粘度μを計算し、 【数１１】 式中 【数１２】 であり、式中 Ｑ＝該毛細管の流量、 φc ＝毛細管直径、 γ＝ずり速度である装置。
  88. 【請求項８８】請求項６６に記載の装置であって、該アナライザが、該１対
    の管のそれぞれのモニタから成り、該モニタのそれぞれが、該各管の血液位置の
    変動を監視する装置。
  89. 【請求項８９】請求項８８に記載の装置であって、該各モニタが、各光アレ
    イと、電荷結合素子（ＣＣＤ）とから成る装置。
  90. 【請求項９０】請求項８９に記載の装置であって、該各光アレイが、該管の
    長さに沿って各管を照射するために線形様式に配置された複数個の発光ダイオー
    ドから成る装置。
  91. 【請求項９１】請求項６４に記載の装置であって、該アナライザが、 該管の一方での血液位置の変動を監視するモニタと、 該管の他方での少なくとも１個の血液位置を検出する検出器と から成る装置。
  92. 【請求項９２】請求項９１に記載の装置であって、該モニタが光アレイと、
    電荷結合素子（ＣＣＤ）とから成る装置。
  93. 【請求項９３】請求項９２に記載の装置であって、該光アレイが、該管の長
    さに沿って該管の該一方を照射するため、線形様式に配置された複数個の発光ダ
    イオードから成る装置。
  94. 【請求項９４】請求項９１に記載の装置であって、該検出器が発光ダイオー
    ドと光検出器とから成る装置。
  95. 【請求項９５】請求項６６に記載の装置であって、該１対の管が使い捨て式
    である装置。
  96. 【請求項９６】請求項６６に記載の装置であって、該バルブ機構が使い捨て
    式である装置。
  97. 【請求項９７】請求項６４に記載の装置であって、該アナライザが容器から
    さらに成り、該容器が生体の血管系から循環血流の最初の部分を収集する装置。
  98. 【請求項９８】請求項９７に記載の装置であって、該アナライザが、生体の
    血管系からの循環血流の該最初の部分を検出するための、該バルブの流入口付近
    にある検出器からさらに成る装置。
  99. 【請求項９９】請求項９８に記載の装置であって、該バルブが、該１対の管
    を生体の血管系に接続すると同時に、該容器を生体の血管系から分離する装置。
  100. 【請求項１００】請求項８８に記載の装置であって、該各モニタの一つが、
    該アナライザに生体の血管系から該１対の管を分離させるため、該１対の管の一
    つにおける所定レベルを検出する装置。
  101. 【請求項１０１】生体の循環血液の粘度を測定する方法であって、 （ａ）循環血液の流入流を形成するために生体の循環血液への接近を提供す
    る工程と、 （ｂ）幾つかの既知のパラメータを有する通路を介して互いに接続される１
    対の管の１端に流入流を導き、それによって、第１および第２管の各カラムを形
    成するように、該流入流が該１対の管の第１管を通り、通路を通り、該１対の管
    の第２管の第１部内に流れる工程と、 （ｃ）各該カラム内の血液の位置が変動するように、該流入流から該各カラ
    ム分離する工程と、 （ｄ）経時的に該血液カラムの一方における血液の位置を監視する工程と、 （ｅ）該血液カラムの他方で少なくとも１つの血液の位置を検出する工程と
    、 （ｆ）血液位置変動と、少なくとも１つの血液の位置と、該通路の選択され
    た既知のパラメータとに基づいて循環血液の粘度を計算する工程と から成る方法。
  102. 【請求項１０２】請求項１０１に記載の方法であって、該血液カラムの他方
    で少なくとも１つの血液の位置を検出する工程が、該血液カラムの該他方での血
    液の位置の変動の監視から成り、該粘度を計算する工程が、該血液カラムのそれ
    ぞれの該血液位置の変動と、該通路の該選択された既知のパラメータとに基づい
    て粘度を計算することから成る方法。
  103. 【請求項１０３】請求項１０２に記載の方法であって、該循環血液の粘度を
    計算する工程が、リアルタイムで実施される方法。
  104. 【請求項１０４】請求項１０３に記載の方法であって、該各血液カラムが直
    立位置にあり、経時的に血液位置の変動を監視する該工程が、経時的に該各カラ
    ムのカラム高さの変動を監視することから成る方法。
  105. 【請求項１０５】請求項１０１に記載の方法であって、該血液カラムが直立
    位置にある各血液カラムから成り、経時的に血液位置の変動を監視する該工程が
    、経時的に該カラムの少なくとも一つのカラム高さの変動を監視することから成
    る方法。
  106. 【請求項１０６】請求項１０４に記載の方法であって、該第１対の管の１端
    が周囲大気に換気される方法。
  107. 【請求項１０７】請求項１０３に記載の方法であって、該各カラムが直立位
    置にあり、経時的に血液位置の変動を監視する該工程が、経時的に循環血液の該
    各カラムの重量の変動を監視することから成る方法。
  108. 【請求項１０８】請求項１０３に記載の方法であって、該各カラムが直立位
    置にあり、経時的に血液位置の変動を監視する該工程が、該カラムのそれぞれの
    上部に向かって発せられる信号の飛行時間を監視することから成る方法。
  109. 【請求項１０９】請求項１０８に記載の方法であって、該発せられる信号が
    音響信号である装置。
  110. 【請求項１１０】請求項１０４に記載の装置であって、該カラム高さがデジ
    タルビデオカメラによって監視される方法。
  111. 【請求項１１１】請求項１０３に記載の方法であって、該各カラムが直立位
    置にあり、経時的に血液位置の変動を監視する該工程が、経時的に血液の該各カ
    ラムの圧力の変動を監視することから成る方法。
  112. 【請求項１１２】請求項１０３に記載の方法であって、該各カラムが直立位
    置にあり、経時的に血液位置の変動を監視する該工程が、経時的に循環血液の該
    各カラムの質量の変動を監視することから成る方法。
  113. 【請求項１１３】請求項１０３に記載の方法であって、該各カラムが直立位
    置にあり、経時的に血液位置の変動を監視する該工程が、経時的に血液の該各カ
    ラムの体積の変動を監視することから成る方法。
  114. 【請求項１１４】請求項１０３に記載の方法であって、該各カラムでの血液
    位置の変動を監視する該工程中に該通路の温度を生体の体温と実質的に同じ温度
    に維持する工程からさらに成る方法。
  115. 【請求項１１５】請求項１１４に記載の方法であって、温度を維持する該工
    程が、該各カラムでの血液位置の変動を監視する該工程中に該各カラムの温度を
    生体の体温と実質的に同じ温度に維持することからさらに成る方法。
  116. 【請求項１１６】請求項１０４に記載の方法であって、循環血液の該流入流
    を一対の管の１端に導く該工程が、該第１血液カラムのための第１予備試験レベ
    ルと、該第２血液カラムのための第２予備試験レベルとを確立することから成り
    、該第１および第２予備試験レベルが互いに異なる方法。
  117. 【請求項１１７】請求項１１６に記載の方法であって、粘度を計算する該工
    程が、ｈ1 （ｔ）−ｈ2 （ｔ）として知られる該第１および第２流体カラムの該
    高さの差を経時的に測定することから成り、ｈ1 （ｔ）が該第１カラムの該高さ
    であり、ｈ2 （ｔ）が該第２カラムの該高さである方法。
  118. 【請求項１１８】請求項１１７に記載の方法であって、粘度を計算する該工
    程が、Δｈとして知られる該第１および第２カラムの該高さのオフセット値を検
    出することから成る方法。
  119. 【請求項１１９】請求項１１８に記載の方法であって、粘度を計算する該工
    程が、以下によって得られるようなコンシステンシー指数ｋと指数法則指数ｎと
    を決定するため、ｈ1 （ｔ）−ｈ2 （ｔ）とΔｈとを用いることから成り、 【数１３】 式中 【数１４】 であり、式中 ｈ0 ＝ｈ1 （０）−ｈ2 （０） Ｌc ＝通路部分の長さ、 ψc ＝該通路部分の内径、 ψr ＝該第１および第２流体カラムの内径でψc ＜＜＜ψr 、 ρ＝血液密度、 ｇ＝重力定数、 である方法。
  120. 【請求項１２０】請求項１１９に記載の方法であって、粘度を計算する該工
    程が、以下の等式のｎとｋの該決定された値を用いることから成り、 【数１５】 式中 【数１６】 であり、式中 Ｑ＝該通路部分の流量、 φc ＝通路部分の直径、 γ＝ずり速度である方法。
  121. 【請求項１２１】請求項１０１に記載の方法であって、生体の循環血液への
    接近を提供する該工程が、循環血液の該流入流の有限量の最初の部分を容器に収
    集することから成る方法。
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