JPS5942431A - 測定装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 この発明は、毛細通路の網状組織を有する手゛段を備え
懸濁液、特に血液の流動せん断応力を測定する測定装置
に関する。

周知のように、血液は流体相、つまり血漿内に浮遊した
種々の細胞から成る独立の流動性器官として扱われる。

血液の主な機能は、腺細胞組織に酸素、栄養素を運ぶこ
と、および二酸化炭素、代謝物を運び出すことである。

更に、血液は他の多数の機能を果している。例えば、熱
の配給、ホルモンの伝達機能、病原作因および身体に合
わない物質に対する防御等を上げることができる。これ
らの機能は、恒常性および動ゝ　的（流動）平静の維持
によって影響される。

全ての器官における恒常性全確保するためには、物質変
換が行われる血管内、つまり微少循環領域内における血
液の流量が最小であることが必要である。血液の流量は
、主として動脈血管の径の変動によって制御されるとと
もに、心臓の排出容量の調節による駆動圧力の変動によ
ってもある程度制御される。上記調節による効果は、ハ
ーグンーポイスイルの法則（Ｈａｇｅｎ　−Ｐｏｉｓｅ
ｕｉｌｌｅ　Ｌａｗ　）から導き出され、この法則によ
れば、血液の流量の比率は血液の排出力に従うものであ
る。

しかしながら、これら調節の要因が、例えば動脈硬化の
発生、あるいは動脈の拡張を起こす血管狭窄などによっ
て全く除かれてしまった場合、更に他の要素、つまり血
液の内部摩擦、粘性力；優力となる。血液の粘性は、所
定の温度に対して一定ではなく、主に血管内のせん断力
によって影響される。血液の流速が遅い場合、つまりせ
ん断力が小さい場合、この粘性は上昇し血液循環の規制
要因と成る。血球値約０７の堅く密封された細胞懸濁液
は、低いせん断力下において固体の性質を示すが、高い
せん断力下（流速比の上昇）において非常に高い流動性
を示す。

しかしながら、血球値約０．４５の普通の血液が流動点
（ｆｌｏｗｐｏｉｎｔ）を有しているか否か立証されて
いない。つまり、上記血液が、小さな内部応力下におい
て固体の性質を示すかどうか、また、せん断力の上昇に
より機械的閾を越えた際、流体の性質を示すかどうか立
証されていない。

流動点が存在する場合、限定された駆動圧力下において
流動する流体は存在しない。つまり、限定された流動せ
ん断力τア下において、流体は無限に高い粘性を有し、
その結果固体の性質を示す。この流動せん断力を正確に
規定するためには、°′流動停止”（ｆｌｏｗ　５ｔａ
ｎｄ　５ｔｉｌｌ　）と言う用語の厳密な定義が要求さ
れる。公知のように、大型の粘度計の測定から推定され
る血液の流動点は、フイブリノグンの濃度、つまりは赤
血球集合体に従う。また、流動点は血球値に従うととも
に、最近判ったことであるが、赤血球の変形に従う。

血液における″流動点″の現象は、循環障害を有する患
者の診断および療法管理において注目を集めている。な
ぜなら、現在フィブリノグンの含有量および血球値を生
体内で変更することが治療学的に可能となり、その結果
流動点の上記２つの決定要因を生体外で測定可能となっ
た０ 近年、流動せん断路力を測定するための多数の方法が開
発されている。これら種々の測定方法は、通常静的方法
と動的方法とに分けられる。

静的方法において、測定される流体（ｄ、初めに静止（
チー０　）される。その後、流体が流動し始めるまでせ
ん断路力が上げられる。

動的方法において、流体は初めに流動され、その後流体
が停止するまでせん断路力が下げられる。

一定の血球値の状態において、静的方法によって得られ
るせん断力の値τアは、動的方法によって得られる値よ
りも高くなると思われる。その理由は以下のとうりであ
る。

ａ）非集合体は集合体よりも高いせん断路力を必要とす
る（粘着力あるいは粘着摩擦を除去する）。

ｂ）集合体は血行停止状態において大きく成り、固まる
。

Ｃ）関数血球値、つまり赤血球の流体力学的有効量分数
は、より大きな集合体のために、血行停止状態において
高くなる（集合体内には、せん断されない血漿が含まれ
ている）。

特に、動的測定は、複雑に成る。なぜなら、動的測定に
おいて、過度の沈殿作用が起こり、局部的な血液濃縮が
生じ、これは流動せん断路力の上昇を導くからである。

しかしながらこの場合、厳密な流動学見知において、流
動せん断路力は測定される懸濁液の不変の成分に対して
のみに規定されるものであるため、流動せん断路力に当
て嵌めることは不可能である。また、動的方法を用いた
際に生じる避けられない血液の沈殿作用のために、血液
濃縮が生じた後に正確な流動せん断路力を測定すること
はほとんど不可能である。これらの要因は循環障害にお
いて重要な役割を成すため、一般的な流動学における流
動点の定義を放棄することが必要である。

従来の平衡粘性針２毛細粘性計および回転粘性計におい
て、流動せん断路力の値を示すために沈殿室が用いられ
ている。この平衡粘性針は、例えば生態流動学６（１９
６９）のページ２３〜３２に、毛細粘性針は生態流動学
５　（１，９６８）のページ１２９〜１３５に、回転粘
性計は生態流動学７（１９７０）のページ１２９〜１３
５にそれぞれ開示されており、また沈殿室はネイチャー
（ＮＡＴＵＲＥ）２１６（１９６７）の４−ノ１１２１
〜１１２３に開示されている。次に、上述の方法の利点
および欠点を簡単に説明する。

平衡方法において、高い密度の浸入体が小さなはかりを
介して測定される流体内へ吊される。

そして、この浸入体には、静的平衡状態にある重力およ
び浮力が作用している。浸入体をその停止位置から偏向
させるためには、浸入体にある力が作用されなければな
らず、この浸入体の移動により生じる弾性抵抗は測定さ
れる。浸入体の移動に対向する流体の最も大きな力は、
流動せん断路力Ｆｙである。逆に、動的システムにおい
て、浸入体は初めに移動される。そして、浸入体が停止
した後、流動せん断応力がその平衡状態によって測定さ
れ、浸入体の所定の表面における流動せん断応力が計算
される。しかしながら、この方法を血液の測定に用いた
場合、測定結果に大きなばらつきが生じる。したがって
、充分な注意が必要であり、測定結果は、約４０襲の範
囲で、時には４００％以上の範囲でばらつきを生じる。

静的沈殿方法において、上方に向って円錐状にテーパし
たガラス管が用いられ、このガラス管の内径は約２．０
〜００８配に設定されている。

このガラス管は血液で満たされ、約１ｏ分間直立した状
態に保持される。所定の管径ｄｙにおいて、円柱形状の
赤血球集合体が沈殿する。上述の径において、赤血球の
円柱は、停止した状態で残留する。この径によれば、円
錐角に関係なく力のバランスが引き上げられ、それによ
り流動せん断応力が測定される。しかしながら、この方
法によれば、流動せん断応力のみが測定されるもので、
沈殿した赤血球円柱を含む集合体の損傷を導く。したが
って、この方法は上記集合体の流動点を測定することは
できるが、血液の流動点を測定することはできない。

更にすでに詳述した方法は、回転粘性計による流動点測
定法である。変動する幾何学により工業科学において開
発されたこれらの回転粘性計は、長期に渡って使用され
ているとともに、血液流動学的測定にも使用されている
。普通の装置と同様に、種々の略一定の回転速度が規定
され、それにより初めのせん新炭はに＝１ｏ−３〜１ｏ
−２ｉ／ｓ）に規定される。そして、流体トルクにより
、せん断応力はセンサーへ伝えられる。

血液流動学に導入されたカソン（Ｃａ５ｓｏｎ　）の方
程式によれば・関係式Ｖ］７＝　Ｋ１　＋　Ｋ、、’Ｔ
により、流動特性は広いせん新炭範囲に渡って開示され
ている。その流動曲線は種々の場合、’ｒ＝ｏとして推
定され、それによりτｙ＝に１２（せん新炭１０−２〜
５０Ｓ　）か計算される。この方法はしばしば批判され
ているが、血液流動学においてし・げしば用いられる。

上述した流動せん断応力の測定における基本的な難点は
、以下の点にある。回転粘性計が使用されるため初期せ
ん新炭、つまり流動と同時におけるせん新炭は規定され
、それにより存在するどんな流動点も測定技術によって
カバーすることができず、この流動点は種々の方法にお
いて推測されなければならない。

回転粘性計を用いた測定方法における改良物としてディ
ア（ＤＥＥＲ）粘性計がある。この粘性計において、回
転粘性計を用いた上述の他の方法と異なり、トルクおよ
びせん断応力（および圧力）が規定され、それによりせ
ん新炭が規定される。また、流動せん断応力τアが肉眼
で読み取れる範囲内で直接測定できるように、せん新炭
をゼロとしてもよい。このような測定は、上記範囲の情
報のみを供給することができ、狭い循環範囲の推定に用
いられる。

また、流動せん断応力の測定方法としても、毛細管粘性
計における圧力勾配ΔＰの速度Ｖにより測定するものが
ある。この方法によれば、■−〇あるいはン−０におけ
るンーτ図表のデータを換算した後、ΔＰ−Ｖ図表に基
づいてせん断応力の推定が成される。毛細管は直径約０
．０５〜１請、長さ約８ｍ以上のものが使用される。こ
の方法の主な利点は、赤血球流の光学的観測を行うこと
なくほとんどの測定が成される点にある。デヘンダーン
（ＤＥＶＥＮＤＲＡＮ　）、ＰＲＯＣ，ＡＳＭＥ７３−
ＷＡ／ＢＩＯ３５（１９７３）、のべ一ノ１〜４に示さ
れているように、この毛細管粘性計によれば、赤血球の
流動停止が起こらないため、流動点を測定することがで
きない。

このように、人間の血液が初期流動せん断応力を有して
いるか否かという問題は今だに解決されていない。した
がって、この発明の目的は、毛細通路の網状組織を有し
、懸濁液、特に血液の流動せん断応力を測定できる上述
したタイプの測定装置を提供することにある。

上記目的は特許請求の範囲第１項の特徴部分の構成によ
って達成される。

この発明は、静的および動的方法により血液の流動せん
断応力を容易にかつ再現可能な方法により測定できると
ともに必要であれば特に小さなせん新炭（τ＜　５００
　ｍＰａ）における血液の流動曲線をプロットすること
のできる測定装置を提供する。

上記流動曲線の評価により、ニュートンの法則によって
規制されていない血液の性質を観測および定量的に決定
することができる。例えば、血液の性質は、温度だけで
はなく作用するせん断力によっても影響されない。その
理由は、浮遊した粒子あるいは乳状の粒子の性質、つま
り、これら粒子の菱形、定位および相互作用によるもの
である。理想ニー−トン流体によれば、せん新車はせん
断応力の上昇に従って直線的に上昇する。つまり、これ
らの流体は、せん断応力およびせん新車の係数を成す一
定速度を有している。しかしながら、血液の場合、せん
断応力をせん新車に対してプロットすると、曲線の勾配
は一定でないことが解る。この勾配は、°′仮想″速度
ηａｐｐとして参照される。

小さなせん断応力において、血液の性質は言わゆる膨張
性を示す。つまり、仮想速咲はせん断応力の上昇に従っ
て上昇する。また、高いせん断応力において、血液は組
織的粘性を示す。

この発明に係る赤血球−停止測定装置（ＥＳＭ　）によ
れば、血液の膨張性、および流動学的に重要な数量は、
小さなせん断応力において見い出された流動曲線から測
定され、その結果定量的に測定される。血液の他の特性
、つまり時間に伴う仮想速度はこの発明に係る粘性訃に
より光学的に容易に観測され、定量的に測定される。

この発明に係る上記ＥＳＭの重要な部分の１つは、好ま
しくは測定室の形状を有する測定手段である。この測定
室内において、自然の微小循環領域は、簡単な形状に形
成された人為的な生態外網状組織によって仮装式れる。

そして、この人為的網状組織は、供給通路から所望の角
度で効果的に枝別れした少なくとも２つの通路を備えて
いる。この構成において重要′な点は、上記２つの毛細
通路は互いに異なる長さを有していることである。上記
通路の異なる長さは、異なる流体力学的抵抗を有する微
少循環における血液の生態内の性質を考慮に入れて設定
されている。周知のように、血液は停滞現象を示す。

この現象において、血液は比較的短い毛細通路内を流れ
るが、この毛細通路に平行に接続された長い毛細通路内
は流れない。

上記測定室によれば、微小循環領域内における上記血液
の性質は充分に仮装される。したがって、この発明に係
る測定装置によれば、所定成分の血液をあるせん断応力
下において短かい通路内を流動させ、長い通路内へ停止
した状態に保持することが可能である。長い通路内を血
液が流れ始める際の変数は、完全に満たされていない微
小循環内における血液の流動性の基準となる。

以下図面を参照しながらこの発明の実施例について詳細
に説明する。

第１図において、この発明に係る測定装置は符号１０で
示されている。この装置１０は、回動可能なカバー１４
を有するハウジング１２を備えている。このカバー１４
は水平軸１６の回りで回動可能であるとともに、開放さ
れた状態において、ハウジング１２の傾斜面１８に当接
しこの傾斜面上に支持されるようになっている。

また、カバー１４はその下側に凹所２０全有しており、
この凹所内にはディテクターユニット２２が配設されて
いる。実施例において、ディテクターユニット２２は水
平方向に沿って移動可能となっている。

カバー１４は、ハウジング１２に設けられた開口２４を
閉塞するものであり、閉塞状態において、カバーは傾斜
面１８上に設けられた電気的コンタクト２６を作動させ
る。そして、このコンタクト２６は装置１０を動作可能
とする。

開口２４は、カバー１４の下側面２８を支持する水平支
持面３０を有し、この支持面は、測定室３４を収容する
略矩形の切欠き３２を有している。第１図に示すように
、測定室３４は、切欠き３２の内部を略占領し、支持面
３０と共に均一な表面を形成している。

測定室３４の下方には切欠き３２に隣接して他の凹所３
６が形成されており、この凹所３６内には他のディテク
ターユニット３８が配設されている。このディテクター
ユニット３８は、ディテクターユニット２２に接続され
るか、あるいはディテクターユニット２２と同調される
。

ディテクターユニット３８は、ディテクターユニット２
２と同様に、第２図に矢印で示すように、それぞれ凹所
３６．２０内を水平に移動可能となっている。そして、
これらのディテクターユニット２２．３８は垂直方向に
沿って整列しているとともに、それぞれ測定室３４の上
面４０および下面４２に隣接している。

第３図および第４図に示す２つの実施例によれば、測定
室３４は固体の本体４４から成り、本体内には望ましく
は２つの通路４６．４８が形成されている。これらの通
路４６．４８は、毛細性を有している。つまり、これら
の通路４６．４８の直径は、約１５〜１０００μｍ、特
に約３０〜１５０μｍに設定されている。

通路４６．４８の横断面の形状は、一定の形状に限定さ
れるものではなく、だ円形ないし円形が望ましい。

長い通路４８の長さＬｚと短い通路４６の長さＬＫとの
比率は、３：１〜１５：１の範囲、望ましくは６；１〜
１０：１、特に７：１がよい。

第３図および第４図に示す実施例において、通路４６．
４８は主通路５０から枝別れしており、この主通路を介
して測定される流体、特に血液が供給される。主通路５
０は、主通路の横断面に比べて広がった供給口５２を備
えている。

供給口５２は、第３図に示すように円錐形状を有してい
てもよく、あるいに第４図に示すように円筒形状を有し
ていてもよい。円筒形状の場合、主通路５０と同軸的に
形成される。

また、供給口５２は、ハウジング１２内に設けられた供
給手段５４に接続されており、この供給手段を介して図
示しない貯溜器から測定される流体、特に血液が供給さ
れる。

第２図に示す実施例によれば、測定室３４０入口に位置
した供給口５２は、第１に供給手段５４に接続される。

次に、測定室３４の供給口５２と反対側の端は、切欠き
３２内へ挿入され、切欠き３２内に配設された弾性部材
５６内へ挿入される。この弾性部材５６は、好ましくは
発泡プラスチックから成り、供給手段５４と供給口５２
との間の圧力−密着係合を確実にする。

主通路５０の径は、通路４６．４８の径よりも大きいこ
とが望ましく、約３０〜２０００μｍ１特に約６０〜３
００μｍに設定されている。そして、主通路５０の横断
面形状は、上述した通路４６゜４８の横断面形状と一致
している。

通路４６．４８は主通路５０から種々の角度で枝別れす
ることができる。第３図および第４図に示すように、通
路４６．４８は主通路５θから直角に枝別れしているこ
とが望ましい。

第３図に示す第１の実施例によれば、通路４６．４８は
それぞれ更に直角に折り曲がり、略Ｕ字形Ｃ，を成して
いる。これらの枝５８　、６０は、互いに略平行に延び
ている。

第４図に示す第２の実施例によれば、上記第１の実施例
のような第２の枝はなく、通路４６゜４８は共通の長手
軸を有している。主通路５０と通路４６．４８との間の
枝の製造は、従来、解決されていない問題であったが、
以下に概略的に示す方法により解決される。

網状組織は、放射可能な略透明のプラスチック、例えば
ポリエステルを鋳造することによって作られる。このよ
うな放射可能な血液−適合プラスチックは、促進剤およ
び硬化剤奴共に用いられ、硬化の問わずかに収縮される
。更に、混合中および鋳造の過程で形成された気泡は、
表面が硬化する前に確実に除かれなければならない。

このようなプラスチックは、型内で測定室３４と対向す
る形状に鋳造される。

固体の本体４４に毛細通路を形成するに除して、通路４
６．４８の必要な寸法に対応した横断面および径を有す
る非伸縮性の′フィラメントを所望の配置状態の形式に
配設し、その後、鋳造成分が注入される。このようなフ
ィラメントとして、例えばポリアミドが用いられる。望
ましくは、例えばＰＴＦＥのような、適当な分離作用を
備えたモノフィラメントナイロン繊維が用いられる。

主通路５０として作用する主フィラメントに適当な枝別
れを生じさせるために、この主フィラメントは通路４６
．４８を作るために用いられるフィラメントによって孔
があけられる。この孔は顕微鏡で見ながら適当な寸法の
針によってあけられ、この孔に通路４６．４８を作るた
めに用いられるフィラメントが挿入される。このような
枝別けは所望の比率（Ｌｔ／ＬＫ）が得られるように上
述の方法により型内で行われる。

これらのフィラメントは、型から引き出され、固体の本
体４４を形成する硬化したプラスチックブロックから突
出する。

非伸縮性フィラメントが用いられているため、コレラの
フィラメントは硬化したプラスチックブロックから引張
られ、つまり、引き抜かれ、毛細通路４６　、４８　、
　’５０を残す。

この製造方法は、血液が導かれる微小循環領域を仮装す
る幾何学的支脈を有する網状組織を生態外に作ることを
初めて可能にした。

なお、第３図および第４図に示される通路４６．４８．
５０の配置に限定されることなく、他の所望の幾何学的
配置としてもよい。

特定の実施例において、短い通路および長い通路がそれ
ぞれ共通の入口および出口を有することは容易に想像で
きる。短い通路は略引き伸ばされた形状を有し、長い通
路は、固体の本体４４内で所望の回旋配置あるいは幾何
学的配置に成っている。しかしながら、測定技術のため
に、このような回旋は水平平面内あるいは測定平面内に
位置していることが望ましい。

上記実施例によれば、上記出入口は供給口５４に対応す
る供給口を有していてもよい。

もちろん、同一の形状を有する出口が設けられていでも
よい。上記実施例において、適当な支脈を有する主通路
が設けられていないため、供給口は、直接短い側通路お
よび長い側通路に合併する短い主通路と合併することが
できる。

通路４６，４８．５０を作るための上述したフィラメン
トの代わりに、例えば透析に使用される工業用の中空フ
ィラメントを用いてもよい。

このような中空フィラメントは、通路の径および形状に
対応した上述の寸法を有している。例えばセルロース誘
導体から成る水生植物性中空繊維を用いた場合、このよ
うなフィラメントは、小孔からの血漿の漏れを防止する
ためにプラスチック型内で＠遺されなければならない。

このような漏れは、例えばポリゾロピレンのような狂水
物質の中空フィラメントによって防止でき、それにより
本体４４の完全な鋳造が不必要となる。しかしながら、
鋳型、例えばプラスチック鋳型内に通路４６．４８が配
置されると、光学的手段による測定において生じる問題
を少なくする上で有利であることが解っている。

また、フィラメントに孔を形成する方法は、−上述した
針によるものに限らず、ドリリング。

ピアシングあるいけｍ子放射線等を用いた他の方法を使
用してもよい。しかしながら、幾何学的細孔および細孔
直径の再生性が必要であるため、原子核トラック技術が
特に好ましい。この方法において、所望の細孔の代わり
に、所望の径を作る第２の製造工程においてエツチング
された粒子の通路に沿って形成された″基本的な”トラ
ックを通して単一の高エネルギー重イオンが放射される
。

このような粒子の寸法法めにより、例えば第４図に示す
ように形成された孔は、貫通孔、かつ有底孔にならない
。

測定室３４は、言わゆる一回のみ使用する部材あるいけ
使い捨て部材であることが望ましい。

つまり、測定室３４は、使用後、装置１０から取り除か
れ捨てられる。もちろん、図示しない血液貯溜器は測定
室３４と独立して設けられ、つまり、例えば供給口５２
および供給手段５４の前方に直接配設される。

供給手段５４は、導管８１を介して圧力発生機６２に接
続されており、この発生機は測定室３４を満すのに必要
なかつ測定を実施するのに必要な圧力を作り出す。懸濁
液は、初めに、約１　ｍＨ２Ｏ＝　１０　Ｐａの高い圧
力で網状組織内へ導かれる。その後、圧力発生機６２は
圧力を０まで減少させる。なお、圧力は約２．５Ｐａづ
つ上昇し、上記の工程が行われる。

第３図に示す実施例において、血液によって満たされた
後、主通路５０は閉塞されなければならず、この閉塞は
測定室３４内に設けられるプラグ６４によって成される
。このプラグは例えば電７ｉｊｉ閉塞手段であってもよ
い。

測定において、非凝固状態において血液基準含有量〉０
．４の最大２　ｍｌの静脈血液が必要である。測定前に
、上記血液は測定室内へ充分に導入される。つまり、血
液は主通路５ｏを介して通路４６．４８内まで導入され
る。血液の充填は、測定装置の外部あるいけ測定装置内
で行ゎれる。工程を車路化するために、測定室３４１１
−ｉ測定装置の外部で血液によって満たされた後、切欠
き３２内へ挿入されることが望ましい。上述したように
、測定操作はカバー１４が閉じた状態で開始され、略自
動的に行われる。得られた測定結果は、ハウジング１２
内に配設されたディスプレイ６６を介して表示される。

実質的な測定を開始する以前に、短い通路４６と長い通
路４８との間の圧力補正が行われる。つまり、これらの
通路を介して作用する圧力差はゼロに補正される。この
補正は供給される圧力を変化させることによって成され
る。ゼロ圧力が設定されると、所定時間、例えば１分間
、この圧力は短い通路４６内に血液の流動を生じさせな
い。上記ゼロ補正の後、流動せん断応力の測定が開始さ
れる。圧力は、長い通路４８内の赤血球が流動し始める
値あるい（ｌ−１ニー１．さに流動する値に設定される
。上記言わゆる静的限界圧力差ΔＰｙ８を決定するため
に、圧力は長い通路内における赤血球の流動が観測され
るまで、例えば１〜１０Ｐａづつ、特に２．５Ｐａづつ
断続的に上昇される。圧力の上昇中、約０１〜５分、特
に約１分の調整時間がある。ここで、流動とは長い通路
４８内において細胞の移動が０１〜１０μｍｍＩｎ　　
％　　特に約Ｏ１５μｍｍ１ｎ　　よりも速く成った状
態を示している。供給される圧力は気力学的および流体
力学的に圧力発生機６２内で作り出される。この目的か
ら、測定室内には、流体貯溜器力ζ設けられ、上記圧力
を供給する。

更に、圧力発生機は、通路４６．４８のそれぞれの出口
開口６８．７０に設けられてもよく、上述した圧縮工程
において、同様な模度の真空が反対方向へ供給される。

以下に詳述するディテクターユニット２２゜３８によっ
て長い通路４８内における細胞の移動が観測されるとす
ぐに、流動点は超過され、その検査は自動的に評価され
る。その目的から、流動せん断応力τアけ、流動を生じ
させない最終圧力差から流動学的量として算出される。

しかしながら、この値は、試料の血液基準値に従うため
、この試料は、対照する目的から例えば勿照血液基準値
０．４５に補正はれるべきである。この血液基準値は、
キーボード７２によって測定装置１０内へ導入されるか
、あるいは測定と平行して装置内で決められ吹にキーボ
ードがその値に合せられる。そして、実際に得られた血
液基準値によって、補正された流動せん断応力τｙｋｏ
ｒｒ４５が算出きれ、ディスプレー６６上に示される。

ゼロ点の決定および流動点の測定に必要な速度測定は、
非常に小さい速度（０５μｍｍ１ｎ−”）の測定である
ため、従来の測定方法によって行われる。そのため、流
動および静止状態における最小速度の決定を可能にする
ディテクターユニット２２　、３８が開発された。

この発明に使用される測定方法は、毛細管を介して伝達
される光の強さは、血液の停止状態から流動状態への転
換の間および流動状態から停止状態への転換の時少なく
とも局部的に変化する、き言う効果を用いている。ディ
テクターユニット３８は電磁気光学°システムによって
追従した光源７４を備えている。この光学システムは、
ディテクターユニット−２２，３８内に配設すれた３つ
のレンズ７６．７８．８０を有している。レンズ７８と
８０との間には隔壁８２が設けられており、この隔壁は
光源から離間しているとともに所定の大きさおよび形状
を有する局部的切欠きを規定している。隔壁は円形ある
いは矩形の開口を有していてもよい。そして、円形の開
口の径は、約５〜５０μｍ１特に約１０〜３０μｍの範
囲が望ましく、また矩形開口が用いられた場合、開口の
幅は、約５〜５０μｍ１特に約１０〜３０μｎｔの範囲
が望ましい。また、開口の長さは、約５〜１０００μｍ
１特に約】０〜１５０μｍの範囲が望ましい。隔壁８２
を通過する光は、レンズ８０によって拡散され、光デイ
テクタ−８４上へ投射される。光デイテクタ−８４は、
単一の光センサーあるいは、例えば半導体センサーのよ
うな複数の光センサーのｎＸｍ行列から成っていてもよ
い。また、この光デイテクタ−８４は、電子増幅ユニッ
ト８６に接続されており、この増幅ユニットは伝達され
る光のわずかな変化をも表示するとともに、図示しない
停止あるいけ流動状態の電子計算ユニットへ通報する。

伝達される光の変化は、伝導の初端および終端で最大と
なる。そのため、上記変化の感度を上げるために、上記
全ての光学算出ユニットは、上記末端値が観測されるま
で手動あるいはステップモータによって移動される。短
い通路４６および長い通路４８にそれぞれ対応するよう
に、分離した光学算出ユニットを用いてもよい。しかし
ながら、全ての光学ユニットが可動である場合、単一の
光学算出ユニットで充分である。光学ユニットの必要な
位置決めは、合併された電子を介して行われる。可動電
子システムの代わりに、多数の所定の測定点をディテク
ターユニット２２上に設けるようにしてもよい。そのた
め、隔壁８２は、通路４６あるいは通路４８を通過した
光ビームが通る多数の開口８８を有していることが必要
である。そして、各開口８８と共働する光デイテクタ−
８４が設けられ、このディテクターは別々に算出ユニッ
トへ接続されている。

幾何学的解析によれば、通路４６．４８の交差角の変更
および径の変更により、従来測定不能であった、血液流
動学にとって重要な変数を測定することもできる。つま
り、平行な血管内における血液基準分布を求めることが
できる。

例えば、通路４６．４８内に位置した血液柱の導電率を
測定するために各通路内に電極を設けるようにしてもよ
い。そして、血液基準値は、上記測定された電導率によ
って決定される。このような測定装置は、例えば西独特
許出願Ｐ　３２０２０６７．８に開示されており、詳細
は上記明細書を参照されたい。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の一実施例に係る測定装置の斜視図、 第２図は第１図の線■−■に沿った拡大断面図、 信３図は第１図および第２図に示す測定装置に設けられ
た測定室の縦断面図、 第４図は測定室の変形例を示す縦断面図である。 １θ・・・測定装置、１２・・・ハウジング、１４・・
カバー、２２．３８・・・ディテクターユニット、３４
・・・測定室・　４６．４８・・・通路、５０・・・主
通路０ 出願人代理人　　弁理士　鈴　江　武　彦Ｆｌ［ｉ、３ Ｆｌ（ｉｉ 手続補正書（方式） ％式％ １、事件の表示 特願昭５８−８３９７４号 ２　発明の名称 測定装置 ３　補正をする者 事件との関係　特許出願人 ボルガー〇キーゼベッター ４、代理人 昭和５８年８月３０日 ６　補正の対象

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、複数の毛細通路の網状組織を有する手段を備え懸濁
   液、特に血液の流動せん断応力を測定する測定装置にお
   いて、少なくとも２つの毛細通路（４６，４８）を備え
   、短い通路（４６）の長さＬｔと長い通路（４８）の長
   さＬＫとの比率は約３：１〜１５：１の範囲に設定され
   ているとともにこれらの通路は可変の圧力差を作り出す
   手段に接続され、上記流体の流動はディテクターシステ
   ム（２２，３８）によって検知されることを特徴とする
   測定装置。 ２、上記比率は約７：１であることを特徴とする特許請
   求の範囲第１項に記載の測定装置。 ３　上記通路（４６，４８）の内径は約１５〜１０００
   μｍであることを特徴とする特許請求の範囲第１項に記
   載の測定装置。 ４、上記通路（４６，４８）は、その入口が主３ｆｆｌ
   （５（１１）に接続されていることを特徴とする特許請
   求の範囲第１項に記載の測定装置。 ５、上記通路（４６，ｔｓ）は主通路に接続されＵ字形
   状全成していることを特徴とする特許請求の範囲第４項
   に記載の測定装置。 ６、上記通路（４ｅ、ｔｓ、ｓｏ）け略透明のグラスチ
   ック鋳造物から成る固体の本体（４４）内に設けられて
   いることを特徴とする特許請求の範囲第４項に記載の測
   定装置。 ７、　狂水物質から成る中空フィラメントが本体（４４
   ）内に設けられ上記通路（４ｅ、４ｓ。 ＳＯ）を備えていることを特徴とする特許請求の範囲第
   ４項に記載の測定装置。 ８　上記通路（４６，ｔｓ）内に可変の圧力差を生じさ
   せる上記手段は気力学的あるいは流体力学的圧力発生機
   （６２）であることを特徴とする特許請求の範囲第１項
   に記載の測定装置。 ９、上記通路（４６，４８）および主通路（５０）を備
   えた測定室（３４）が上記ディテクターシステム（２２
   ，ｓｓ）の間に設けられていることを特徴とする特許請
   求の範囲第１項に記載の測定装置。 １０、上記ディテクタアシステム（２２，３ｇ）は光源
   （７４）と、拡散光学システム（７６゜７８．８０）と
   、隔壁（８２）と、少なくとも１つの光デイテクタ−（
   ８４）とを有していることを特徴とする特許請求の範囲
   第９項に記載の測定装置。 １１、上記ディテクターシステム（２２，３８）は複数
   の所定の測定点に対応する複数の光センサーを有してい
   ることを特徴とする特許請求の範囲第１０項に記載の測
   定装置。 １２、上記各通路（４ｅ、４ｇ）内の懸濁液の電導率を
   測定する電極が少なくとも１つの通路（４６，４８）内
   に設けられていることを特徴とする特許請求の範囲第１
   項に記載の測定装置。 １３、特許請求の範囲第１項に記載された測定装置に用
   いられる毛細網状組織を有する手段を製造する製造方法
   において、上記手段の通路（４６，４／？）および主通
   路（５ｏ）の径および形状に対応した径および形状を有
   する１つあるいはそれ以上の細長い置換体を型内に配置
   する工程と、上記型内に鋳造可能かつ硬化可能なプラス
   チックを流入する工程と、上記プラスチックが硬化した
   後上記置換体を引張り形成された固体本体（４４）から
   取り除く工程とを備えていることを特徴とする製造方法
   。 １４　　上記Ｍ挟体はモノフィラメン１１４であること
   を特徴とする特許請求の範囲第１３項に記載の製造方法
   。 １５、−上記型内で、上記通路（４６，４８）を形成す
   るフィラメントで上記主通路（５０）を形成するフィラ
   メントを貫通して主通路（５θ）と通路（４６，４８）
   との間で本体（４４）内に支脈を形成する工程と、上記
   型内を鋳造可能なプラスチックで満す工程と、硬化した
   本体（４４）から上記フィラメントを引き抜く工程とを
   備えていることを特徴とする特許請求の範囲第１３項に
   記載の製造方法。