NO161884B - Innretning og fremgangsmaate for aa bestemme flytskyvespenningen til suspensjoner, spesielt blod. - Google Patents

Description

Oppfinnelsen angår en innretning og fremgangsmåte for å bestemme flyteskyv-spenningen til suspensjoner, spesielt blod med en innretning som har et nettverk med kapillære kanaler, nærmere bestemt angår den innretning og fremgangsmåte av den art som angitt i innledningen til hhv. krav 1 og 13 .

Blod kan som kjent bli sett på som et eget mobilt organ,

som består av forskjellige celler, som er suspendert i en flytende fase, nemlig plasma. Hovedfunksjonen for blodet er å transportere oksygen og næringsstoff til parenchym-cellene og å transportere bort karbondioksyd og stoffveksel-metabolitter. Ved siden av dette har blodet enda flere oppgaver, nemlig varmefordeling, vehikkelfunksjon for hor-moner, motstand mot sykdomsfremkallere og kroppsfremmende stoffer og lignende. Derved kan denne oppgaven sammenfattes under begrepet homeostase, opprettholdelsen av en dynamisk (flyt)-likevekt.

For å sikre en homeostase i alle organene er det nødvendig med en minstestrømning av blod i karene, i hvilke stoff-utvekslingen foregår, altså i mikrosirkulasjonsområdet. Strømmen blir normalt regulert i første linje ved hjelp av endringene av kardiameteren til arteriolene, i mindre måle-stokk også ved endring av drivtrykket, ved regulering av hjerteutkastningseffekten. Effektiviteten av denne regule-ringen utledes av "Hagen-Poiseuilleschen"-lov, ifølge hvilken strømningshastigheten er avhengig av radiusens fjerde potens.

Ved tilstander hvor det ikke finnes noen reguleringsmulighet som f.eks. ved sterk sklerose i karene eller bak karsteno-sene, ved hvilke det er oppstått en utvidelse av arteriolene og det oppstår en ytterligere faktor nemlig friksjonen eller viskositeten for blodet. Blodviskositeten er for en regulert temperatur ingen konstant størrelse, men avhenger sterkt av tyngdekraften i blodkarene. Ved en langsommere strøm, altså ingen tyngekraft blir viskositeten sterkt forhøyet og kan bli den begrensende faktoren for gjennomstrømningen av blodet. Det er enighet om at tett pakkede cellesuspensjoner med hematokritverdier over 0,7 ved små skyvbelastninger har forholdet til et fast legeme, mens samme suspensjon ved høyere skyvspenning (forhøyet strømningshastighet) har en forbau-sende stor fluiditet.

Det er imidlertid uenighet om at også normale fullblod med en hematokritverdi på 0,45 har et flytepunkt, altså forholder seg ved mindre ytre belastninger som et fast legeme og etter overskridelse av en mekanisk terskel ved hjelp av forhøyninger av skyvspenningen forholder seg som en væske.

Derved foreligger et flytpunkt når det undersøkte fluidumet ikke flyter ved et endelig drivende trykk. Sagt på en annen måte, fluidumet har under grenseflytskyvspenningen t en uendelig stor viskositet og har dermed en oppførsel som et faststofflegeme. For nøyaktig definisjon av denne flytskyvspenningen er det. nødvendig med den nøyaktige bestemmelsen av begrepet "flytstillstand". Som kjent er flytpunktet til blodet som er ekstrapolert fra makroviskosimetrisk måling avhenger av fibrinogenkonsentrasjonen og dermed av erytro-cyttaggregeringen og dessuten også sterk av hematokritverdien og også som nylig har blitt kjent av erytrocyttdeformerbar-heten.

Nå er også fenomenet "flytpunktet" til blod ved diagnose og terapiovervåkning av pasienter, da man nå terapeutisk kan forandre fibrinogeninnholdet in vivo og hemokritverdien og dermed to determinanter til det in vitro målbare flytpunktet.

I den senere tid er det blitt frembrakt et uttall metoder for måling av flytskyvspenningen. Derved er det vanlig å inn-dele de forskjellige bestemmelsesmetodene for flytskyvspenningen i statiske og dynamiske metoder.

Ved de statiske fremgangsmåtene befinner seg det undersøkte fluidumet først i ro (y=0). Skyvspenningen blir til slutt forhøyet så mye at fluidumet begynner å flyte.

Ved den dynamiske metoden beveger seg fluidumet først og

så blir skyvspenningen satt ned så mye at en flyttilstand

blir oppnådd.

Man kan anta at med den statiske metoden ved konstant hematokritverdi blir det tilveiebrakt høyere verdi for t yenn med den dynamiske metoden. Grunnene for dette er: a) Desaggreger.Lngen nødvendiggjør høyere skyvspenning enn aggregeringen (overvinnelse av adhesjonskretser eller

adhesjonsfriksjon).

b) Aggregatet blir større i stase og fester seg.

c) Den funksjonelle hematokritverdien, dvs. den hydrodyna-miske effektive volumdelingen av erytrocytten, er høyere

i stase på grunn av større aggregat (inneslutning av plasma i aggregatet, som ikke kan bli skåret).

Fremfor alt blir den dynamiske målingen vanskeliggjort ved at for sterke sedimenteringseffekter og dermed til og med eventuelt forekommer lokale hemakonsentrasjoner, som kan føre til en forhøyning av flytskyvspenningen. Rett nok kan i dette tilfellet ikke i streng rheologisk form være tale om en flytskyvspenning, da denne kun er definert ved hjelp av en ikke endret sammensetning av den betraktede suspensjonen. På grunn av den uunngåelige sedimenteringen av blod kan man ved anvendelse av den dynamiske metoden i alle tilfelle tale om en flytskyvspenning etter foregåtte hemo-konsentrasjoner. Da dette forholdet kan ha en stor betyd-ning ved gjennomstrømningsforstyrrelser er det hensikts-messig å gå ut fra den ved generell reologi vanlig strenge definisjon av flytpunktet.

For kvantifisering av flytskyvspenningen ble tidligere anvendt balanse-, kapillær- og rotasjonsviskosimeter og et sedimenteringskammer. Ballanseviskosimeteret er f.eks. beskrevet i "Biorheology" 6 (1969) side 23-32, et kapillær-viskosimeter er beskrevet i "Biorheology" 5 (1968) side 263-270, et rotasjonsviskositmeter er beskrevet i "Biorheology" 7 (1970) side 129-135 og et sedimenteringskammer i "Nature" 216 (1967) side 1121-1123. Nedenfor er beskrevet fordeler og ulemper ved disse metodene.

Ved balansemetoden blir et dykkerlegeme med høyere tetthet hengt opp via en presisjonsvekt i væsken som skal under-søkes. På denne virker vektkraften og oppdriftskraften som er i statisk likevekt. For å bringe den ut av like-vektstillingen må det bli tilveiebrakt en kraft ved hjelp av hvilken man kan måle en eventuelt elektrisk motstand mot bevegelsen. Den maksimale kraften, med hvilken væsken virker mot en bevegelse av dykkerlegemet, er flytskyvkraften F . Omvendt er ved det dynamiske systemet dykkerlegemet til å begynne med i bevegelse. Etter stopp av bevegelsen kan flytskyvkraften bli beregnet ved hjelp av likevektbetingelsen idet flytskyvspenningen kan bli beregnet ved kjent overflate for legemet A. Denne metoden har imidlertid ved anvendelse på blod ekstremt vekslende resultater. Således veksler nøyaktig opptatt og fullstendig gjengitte resultater gjennomsnittlig om 40%, og tildels mer enn 400%.

Ved den statistiske sedimenteringsmetoden blir det anvendt et glassrør som forløper konisk oppover, og hvis indre diameter er mellom 2 og 0,08 mm. Glassrøret blir fylt med blod og anbrakt vertikalt i ca. 10 minutter. Nedenfor en bestemt rørdiameter d^ sedimenterer en søyle med ery-trocyttaggregat og ovenfor denne diameteren blir erytrocytten i ro. For denne diameteren blir under neglisjering av kjeglevinkelen tilveiebrakt en kraftbalanse utfra hvilken det er mulig å beregne flytskyvspenningen. Ved denne metoden blir imidlertid beregnet kun skyvspenningen som fører til avbrudd av aggregatet innenfor en sedimentert erytrocytt-søyle slik at man med denne metoden ikke kan beregne flytpunktet for blodet, men kun flytpunktet til aggregatet.

En ytterligere allerede ovenfor nevnt metode er flytpunkt-bestemmelsen med rotasjonsviskosimeter. Anvendelsen av rotasjonsviskosiometer med forskjellig geometri er allerede i lengre tid blitt anvendt for hemoreologiske undersøkelser. Felles med tidligere vanlige apparater er at den ofte konstante rotasjonshastigheten og dermed den endelige skjæregraden (y = 10 -3 - 10 2 l/s) blir gitt på forhånd.

Ved hjelp av fluidumet blir dreiemomentet og dermed skyvspenningen overført på en metallføler.

Ifølge den i hemoreologisk litteratur innførte "Casson-ligning" er det mulig å beskrive flytforholdet over et ytterligere skjærgradområde ved hjelp av forholdet

og forskjellige flytkurver ble ekstra polert til y = 0

2 -2

idet Ty = k^ ble beregnet (ved skjæregraden fra 10 til

50 s V Denne fremgangsmåten er ofte blitt kritisert,

men blir likevel ofte anvendt i litteraturen.

De prinsipielle vanskelighetene ved de tidligere kjente flytskyvspenningsmålingene består deri at rotasjonsviskosimeter ble anvendt, ved hvilken en endelig skjærgrad,

altså samtidig et flytforhold ble gitt på forhånd, og hvor et eventuelt flytpunkt ikke kan bli registrert måleteknisk, men må bli ekstra polert ifølge forskjellige metoder.

En forbedring av målemetoden med rotasjonsviskosiometeret utgjør et viskosimeter hvor det i motsetning til de fleste andre blir angitt dreiemomentet og dermed skyvspenningen (likt trykket) og dermed blir skjærgraden bestemt. Dette kan også være null slik at flytskyvspenningen t ykan bli direkte målt i et makroskopisk område. En slik måling kan dermed gi angivelser for dette området og i alle tilfelle bli anvendt for ekstra polering for mikrosirkulasjonsområde.

En ytterligere mulighet for bestemmelse av flytskyvspenningen er undersøkelsen av avhengigheten til hastigheten v av trykkgradienten Ap i kapillarviskosimeteret. Det er mulig å beregne y- x diagrammet for v = 0 hhv. y= 0 ved en ekstra polering av dette Ap-v diagrammet hhv. omregning av dataene. Derved ble anvendt kapillærer med en diameter fra 0,05 til 1 mm og lengde opptil 8 m. Hovedulempen ved denne metoden er at de fleste målingene må bli gjort uten optisk betraktning av erytrocyttstrømmen. Som betraktnin-gene til "DEVENDRAN, PROC. ASME 73 - WA/BIO 35" (1973)

side 1-4 er det ved dette kapillærviskosimeteret ikke mulig å bestemme flytpunktet da erytrocyttene aldri kommer til en flyttilstand.

Spørsmålet er derfor heller ikke nå løst selv om menneskelig blod har en endelig flytskyvspenning. Oppgaven til foreliggende oppfinnelse er således å tilveiebringe en innretning av den innledningsvis nevnte art ved hjelp av hvilken flytskyvspenningen til suspensjoner, spesielt blod i områder som har et nettverk med kapillære kanaler, kan bli simulert.

Denne oppgaven blir løst ved hjelp av de kjennetegnende trekkene i krav 1 og 13.

Ved hjelp av foreliggende oppfinnelse er det således tilveiebrakt en måleinnretning og en fremgangsmåte ved hjelp av hvilken det er mulig på en enkel og reproduserbar måte å bestemme flytskyvspenningen til blod ifølge den statiske eller dynamiske metoden og ved behov å opptegne flytkurven til blodet, spesielt i området med mindre skyvspenninger (x < 500mPa).

Ved beregning av flytkurven er det mulig å betrakte det ikke-Newtonske forholdet til blod og registrere det kvantativt. Således er blodets oppførsel ikke bare avhengig av temperatur, men også på den innvirkende tyngdekraften. Grunnen herfor er forholdet til suspenderte hhv. emulgerte partikler, nemlig deres deformering og orientering og deres veksel-virkning med hverandre, fremfor alt aggregeringen. Ved ideell Newtonsk fluidum stiger skjæregraden lineært med stigende skyvspenning, dvs. den har en konstant viskositet som har dannet seg som kvotient av skyvspenningen og skjæregraden. Tegner man opp skvyspennihgen i forhold til skjærespenningen for fullblod viser det seg imidlertid at kurvens stigning ikke er konstant. Denne stigningen blir betegnet som "tilsynelatende" viskositet ("apparente") viskositet n

app

Nå viser blodet ved små skyvspenninger at forholdet til

den såkalte dilatansen, dvs. den tilsynelatende viskositeten tiltar ved stigende skyvspenning og antar ved høyere skyvspenning en strukturviskose tilstand. Med erytrocytt-stase-måleapparatet (ESM) ifølge oppfinnelsen kan dilatansen til blod - en størrelse som også har en reologisk be-tydning - bli bestemt utfra den for mindre skyvspenninger beregnede flytkurver og dermed bli registrert kvantativt.

En ytterligere egenskap for blod, nemlig den tidsmessige økningen av den tilsynelatende viskositeten (Rheopexie)

kan på enkel måte bli optisk betraktet og eventuelt kvantativt registrert ved hjelp viskosimeteret ifølge oppfinnelsen. Til de vesentlige elementene ved ESM ifølge oppfinnelsen hører måleretningen, som foreligger fortrinnsvis i form av et målekammer. I dette målekammeret blir det naturlige mikrosirkulasjonsområdet simulert ved hjelp av et kunstig in vitro-nettverk, som foreligger forenklet. Dette kunstige nettverket består i det vesentlige av minst to kanaler, som fortrinnsvis avgrenes fra en tilførselskanal ved en vilkårlig vinkel. Vesentlig ved denne anordningen er at begge de kapillære kanalene har forskjellige lengder. De forskjellige lengdene på kanalene skal kompensere for tilstanden til blod i mikrosirkulasjonsområdet med forskjellig hydrodynamisk motstand. Som kjent eksisterer stasis-fenomenet,

ved hvilket blodet flyter i rettnok relativt korte, men imidlertid lange fortrinnsvis dertil parallellkoplede kapillære kanaler.

Med foreliggende målekammer kan denne tilstanden til blod

i mikrosirkulasjonsområdet på heldig måte bli simulert. Således kan ved hjelp av innretningen ifølge foreliggende oppfinnelse bli bestemt at blod med en bestemt sammensetning

flyter ennå i korte kanaler ved bestemt skyvspenning, men at i lengre kanaler foreligger en stillstandstilstand. Malestørrelsen ved hvilken også blodet begynner å flyte i de lange kanalene er et kriterium for flytevnen til blodet i den mindre perfunderte mikrosirkulasjonen.

Foreliggende oppfinnelse skal nå beskrives nærmere ved hjelp av utførelsesformer med henvisning til tegningene, hvor: Fig. 1 viser et perspektivriss av innretningen ifølge

oppfinnelsen.

Fig. 2 viser et forstørret sidesnitt langs linjen II-II

på fig. 1 idet denne imidlertid er sammenklappet.

Fig. 3 viser et målekammer sett ovenfra, som er anordnet

i en innretning ifølge fig. 1 og 2.

Fig. 4 viser et snitt i lengderetningen gjennom en ytterligere utførelsesform av et målekammer.

På fig. 1 er innretningen ifølge oppfinnelsen betegnet med henvisningstallet 10. Denne innretningen 10 består i det vesentlige av et hus 12 som har et oppslagbart deksel 14. Dette dekselet 14 er svingbart om horisontalaksen 16 og således utformet at den i oppslått tilstand støtter seg mot den i huset 12 anordnede skråkant 18.

Dekselet 14 har på sin underside en utsparing 20 i hvilken er anordnet en dektorenhet 22, som ifølge en foretrukket utførelsesform kan forskyves i horisontal retning.

Dekselet 14 er tilsluttet nettet med en i huset 12 anordnet åpning 24 og betjener i lukket tilstand en ved skråkanten 18 anordnet elektrisk kontakt 26, som gjør innretningen 10 driftsklar.

Åpningen 24 har en horisontal opplagringsflate 30 for dekse-lets 14 underside 28, idet opplagringsf laten 30 har en i hovedsaken firkantet utsparing 32 for opptak av målekammeret 34. Derved opptar målekammeret 34, som også fremgår av fig. 1,

i hovedsakelig hele utsparinger 32 og danner sammen med an-leggsflaten 30 en enhetlig overflate.

Under målekammeret 34 og tilsluttende utsparing 32 er det anordnet en ytterligere utsparing 36, innenfor hvilken er anordnet en ytterligere detektorenhet 38, som er enten fast forbundet eller synkronisert med detektorenheten 22. Derved er denne detektorenheten 38 likeledes som detektorenheten 22 horisontalt forskyvbar (som vist ved hjelp av pilen på fig. 2, innenfor utsparingene 36 hhv. 20, som i hovedsaken flukter i vertikalplanet, og det befinner seg henholdsvis i den umiddelbare nærhet av oversiden 40 og undersiden 42 til målekammeret 34.

Ifølge den på fig. 3 og 4 viste utførelsesform består målekammeret 34 i det vesentlige av fastlegemet 44, i hvilket er innarbeidet fortrinnsvis to kanaler 46 og 48. Disse kanalene 46 og 48 er hovedsakelig utformet kapillære,

dvs. de har en diameter på ca. 15-1000, fortrinnsvis 30-150 ym.

Formen på tverrsnittet til disse kanalene 46 og 48 er i hovedsaken ukritiske og skal fortrinnsvis være ovale til sirkelrunde.

Forholdet mellom lengden L, til den lange kanalen 48 og lengden L, til den korte kanalen 46 skal ligge i området på 3 : 1-15 : 1, fortrinnsvis 6 : 1 - 10 : 1, og spesielt foretrukket er ca. 7 : 1.

Ved den på fig. 3 og 4 viste utførelsesformen avgrenes kanalen 46 og 48 fra hovedkanalen 50 over hvilken væsken som skal undersøkes, fortrinnsvis blod blir tilført. Denne kanalen 50 har en tilførselsåpning 52, som er utvidet i forhold til hovedkanalens 50 tverrsnitt. Denne tilførsels-åpningen 52 kan ha enten den på fig. 3 viste kjegleformen eller den på fig. 4 viste sylindriske form, idet sist-

nevnte er konsentrisk med hovedkanalen 50.

Denne tilførselsåpningen 52 står i forbindelse med en i

huset 12 anordnet tilførselsinnretning 54, gjennom hvilken fra et ikke vist reservoar blir tilført væsken som skal under-søkes, som fortrinnsvis er blod, til målekammeret 34.

Ifølge den på fig. 2 viste utførelsesformen blir tilførsels-åpningen 52 ved innlegging av målekammeret 34 først brakt i forbindelse med tilførselsinnretningen 54. Til slutt blir den i forhold til tilførselsåpningen ovenforliggende ende av målekammeret 34 lagt inn i utsparingen 32 idet det i utsparingen 32 anordnede elastiske elementet 56, som fortrinnsvis består av et skummet kunststoff, sikrer et trykk-tett sete mellom tilførselsinnretningen 54 og tilførsels-åpningen 52.

Diameteren på hovedkammeret 50 er fortrinnsvis større enn diameteren til kanalene 46 og 48 og er derved 30 - 2000 pm, fortrinnsvis 60 - 300 pm. Dens form tilsvarer formen til de ovenfor nevnte formene på kanalene 46 og 48.

Kanalene 46 og 48 kan henholdsvis avgrenes med forskjellige vinkler fra hovedkanalen 50. Fortrinnsvis avgrenes de med en rett vinkel fra hovedkanalen 50, som vist på fig. 3 og 4.

Ifølge en første utførelsesform, som er vist på fig. 3, avgrenes kanalene 4 6 og 48 henholdsvis en gang til under en rett vinkel og danner derved en U-form. Derved forløper de avgrenede delene 58 og 60 parallelt.

Ved en andre utførelsesform, som er vist på fig. 4 eksisterer ikke slik avgrening slik at kanalene 46 og 48 har hovedsakelig felles lengdeakse.

Fremstillingen av en avgrening mellom hovedkanalen 50 på

den ene siden og sidekanalene 46 og 48 på den andre siden utgjorde til nå et uløst problem, men blir løst ifølge den påfølgende metoden.

Fremstillingen av nettverket foregår hovedsakelig ved støp-ing med et støpbart, i hovedsaken lysgjennomsnittlig kunststoff, f.eks. med polyester. Et slikt støpbart, blod-forenbart kunststoff blir anvendt ved anvendelsen av de vanlige tilsatsene av akselerasjons- og herdemiddel og kan ved herdingen kun i ubetydelig grad krympe. Videre må sikres at de ved blanding og støping oppståtte luft-inneslutninger kan komme ut til overflaten i form av bobler før herdingen slik at de kan bli fjernet.

Et slikt kunststoff blir støpt i en tilsvarende på forhånd bearbeidet form, som i hovedsaken tilsvarer målekammeret 34.

Kapillære kanaler blir innarbeidet i fastlegemet 44 ved at ikke-strukkede tråder, hvis tverrsnitt og diameter tilsvarer den nødvendige størrelsen på kanalene 46 og 48, ble anordnet i formen med ønsket kanalføring og til slutt blir den støp-bare massen fylt i. Som materiale for slike tråder kan f.eks. bli anvendt polyamid. Fortrinnsvis anvendes monofile nylon-tråder, som med fordel er forsynt med tilsvarende skille-middel, f.eks. PTFE.

For å fremstille en tilsvarende avgrening med den som hovedkanal 50 tjenende hovedtråd blir denne med den for fremstilling av kanalene 46 og 48 innsatte tråd gjennomboret, noe som med fordel kan gjennomføres med en tilsvarende dimen-sjonert nål under mikroskop, som er lagt inn i den til fremstilling av kanalene 46 og 48 tjenende tråd. En slik fremstilt avgrening blir tilsvarende ovenfor nevnte fiksert i støpeformen slik at den ønskede geometri (L^/L^) gis.

Disse trådene blir ført ut av formen og stikker således

frem av den herdende kunststoffblokken som danner fastlegemet 44 .

Da ustrekte tråder blir anvendt kan disse ved hjelp av strekking, altså ved trekking, bli fjernet fra den herdede kunststoffblokken hvorved kapillære kanaler 46, 48 og 50 blir tilbake.

Med denne fremstillingsmåten er det for første gang mulig

å fremstille in-vitro-nettverk med ekte forgreninger i hvilken mikrosirkulasjonsområdet, i hvilket blod blir ført, kan bli simulert.

Ved siden av de på fig. 3 og 4 viste anordninger av kanalene 46. 48 og 50 kan naturligvis vilkårlig kompliserte geometrier i prinsippet bli fremstilt.

Således er det ved en spesiell utførelsesform tenkelig at den kortere kanalen og den lengre kanalen har hhv. felles innløps- og utløpsåpning. Derved er den kortere kanalen hovedsakelig strukket mens den lange kanalen er ført i vilkårlige viklinger eller geometriske anordninger innenfor fastlegemet 44. Av måletekniske grunner er det imidlertid foretrukket at slike viklinger ligger i hovedsakelig hori-sontalplanet hhv. måleplanet.

Ifølge denne utførelsesformen kan innløps- og utløpsåpningene ha respektive tilførselsåpninger som i det vesentlige tilsvarer tilførselsåpningen 54. Det kan naturligvis også være anordnet likeledes en utløpsåpning med samme form. Da det ved denne utførelsesformen ikke er anordnet en hovedkanal med tilsvarende forgrening kan denne tilførselsåpningen i tillegg gå over i en kortere hovedkanal, som direkte går over i den korte og lange sidekanalen.

I steden for de ovenfor nevnte trådene for fremstilling av kanalene 46. 48 og 50 kan det bli anvendt industrielt på forhånd fremstilte hultråder av den typen som f.eks. anvendes ved dialyse. Slike hultråder har de ovenfor nevnte dimensjoner for diameter og form for kanalene. Så fremt hydrofile hulfibre, f.eks. av cellulosederivat, ble anvendt er det naturlig å støpe inn en slik tråd fullstendig i en kunststoffmatrise for å forhindre en uttrengning av plasma fra mikroporer. En slik uttrengning kan bli forhindret ved hjelp av hultråder av et hydrofobt materiale, f.eks. poly-propylen, slik at det ikke er nødvendig med en fullstendig utstøpning av fastlegemet 44. Det har imidlertid vist seg å være fordelaktig at kanalene 46 og 48 blir fastholdt i en matrise, f.eks. kunstoffmatrise for å utføre den ved hjelp av optiske hjelpemiddel utførte måling mest mulig upro-blematisk .

Ved siden av fremstillingen av trådkryss ved hjelp av en nål kan naturligvis ytterligere metoder, som båring, stikking eller elektronstråleteknikk bli anvendt.

Da poregeometrien og reproduserbarheten ved porediameterne må bli stilt spesielle krav er å foretrekke kjernesportek-nikk. Ved denne fremgangsmåten blir ved stedet til det ønskede hullet skutt gjennom en enkel, energirik tungion og som langs partikkelbanen som er dannet av "radikal"-sporet i en andre fremstillingsprosess etses til den ønskede diameteren.

Ved tilsvarende dimensjonering av en slik partikkel kan

det bli tilveiebrakt at ingen gjennomgående båring tilveie-bringes, med kun en blindlomme, som f.eks. vist på fig. 4.

Målekammeret 34 er fortrinnsvis utført som en såkalt engangs-del hhv. bruk og kast del, dvs. det blir tatt ut av innretningen 10 etter bruk og kastet. Det ikke viste blodreser-voaret kan naturligvis også bli integrert i målekammeret 34, og da f.eks. umiddelbart foran tilførselsåpningen 52 og tilførselsinnretningen 54.

Tilførselsinnretningen 54 er forbundet via en ledning 61 med trykkgeneratoren 62, som frembringer det nødvendige trykket for fylling av målekammeret 34 og for gjennomføring av målingen. Først blir suspensjonen fylt inn i nettverket med et høyt trykk på ca. 1 mf^O =10 4 Pa. Til slutt kan denne trykkgeneratoren 62 bli senket til trykk lik 0 idet en trykkstigning i trinn på ca. 2,5 Pa og derover kan bli foretatt.

Dersom den på fig. 3 viste utførelsesform blir fylt med blod må naturligvis hovedkanalen 50 bli lukket etter fyllingen, hvilket kan skje ved hjelp av en propp 64, som kan være anordnet i målekammeret 34. Denne proppen kan f.eks. være anordnet i form av en elektromagnetisk lukke-innretning.

For målingen er det nødvendig med maksimalt 2 ml venøst fullblod med et hematokritinnhold > 0,4 i antikoagulert tilstand. Dette blodet blir fylt inn i målekammeret før målingen, altså over hovedkanalen 50 i sidekanalene 46 og 48. Fyllingen kan skje utenfor innretningen eller også inne for innretningen. Det er foretrukket å fylle målekammeret 34 utenfor innretningen da dette er enklere og deretter legge den i utsparingen 32. Som allerede nevnt blir måle-forløpet startet ved lukking av dekselet 14 og forløper i det vesentlige automatisk. Derved blir det tilveiebrakte måleresultatet fremvist på fremvisningsanordningen 66, som er anordnet i huset 12.

Før begynnelsen av den egentlige målingen foregår en trykk-utjevning mellom den kortere og lengre kanalen 46 og 48 slik at trykkforskjellen som foreligger over kanalene blir utjevnet til null. Dette foregår ved hjelp av variasjon av det angitte trykket. Derved blir trykket definert som null, som for en bestemt minstetid, f.eks. ett minutt, ikke bevirker noen flyt i den korte kanalen. Etter denne null-utligningen kan bestemmelsen av flytskyvspenningen begynne. For dette formålet må det trykket bli tilveiebrakt, ved hvil ket erytrocyttene begynner å flyte hhv. rett før de begynner å flyte i den lange kanalen 48. For å tilveiebringe denne såkalte statiske grensetrykkforskjellen AP^g blir trykket forhøyet i diskre steg, f.eks. 1 - 10, fortrinnsvis 2,5 Pa, inntil det kan bli sett en flyting i den lange kanalen. Derved ligger mellom hver trykkforhøyning en innstillingstid på 0,1 - 5 minutter, fortrinnsvis ca. 1 minutt. Som flyting blir enhver celleforskyvning i den lange kanalen 48 betegnet, som er hurtigere enn 0,1 - 10, spesielt 0,5 ym mm.

Det tilveiebrakte trykket kan derved blir tilveiebrakt i trykkgeneratoren 6 2 såvel pneumatisk som også fortrinnsvis hydrodynamisk. For dette formål kan være anordnet i målekammeret et væskereservoar for denne trykkoppgaven. Videre kan trykkgeneratoren også være anordnet ved utløpsåpningen 68 hhv. 70 til den kortere hhv. lengre kanalen 46 hhv. 48, idet naturligvis et tilsvarende undertrykk med de ovenfor-nevnte trykktrinnene i omvendt retning kan bli utført.

Så snart en synbar celleforskyvning blir detektert i den lange kanalen 48 av den nedenfor nærmere beskrevne detektorenheten 22 og 38 er flytpunktet overskredet og forsøket blir automatisk beregnet. For dette formål blir ut fra den siste trykkforskjellen, som ikke bevirker noe flyt, beregnet den siste flytskyvspenningen x som reologisk størrelse.

Der denne verdien er sterkt avhengig av hematokritverdien for måleprøven skulle den for sammenligningsformål bli korrigert til en referansehematokritverdi på f.eks. 0,45. Denne hematokritverdien kan enten bli innføtt i innretningen 10 over tastaturen 72 eller fortrinnsvis bli bestemt parallelt i anordningen for målingen, idet tastaturfeltet kan bli ute-latt. Ved hjelp av den virkelig tilveiebrakte hematokritverdien blir det beregnet en korrigert flytskyvspenning Tykorr ^ og fremvist på fremvisningsanordningen 66.

Da hastighetsmålingen nødvendig for nullpunktinnstillingen såvel som flytpunktmålingen ikke kan bli realisert ved hjelp av vanlige målemetoder på grunn av den ekstremt langsomme hastigheten (0,5 ym min. ) ble et detektorsystem 22, 38 utviklet som tillater en avgjørelse også ved de langsomste hastighetene angående flyt eller stillstand.

Den herved anvendte målemetoden utnytter derved effekten som bevirker at intensiteten til det utsendte lyset, som stråler gjennom en kapillær i det minste lokalt endrer seg i løpet av bevegelsen hhv. overgangen fra stase i flyten og omvendt. Detektorenheten 38 har en lyskilde 74 til hvilken er tilsluttet en av tre linser 76. 78 og 80 bestående forstørrel-sesoptikk, og som er anordnet i detektorenheten 22 og 38. Mellom linsene 78 og 80 er det anordnet en blender 82, som begrenser et lokalt utsnitt med definert størrelse og form utfra lyset. Derved kan blenderen ha en sirkelrund som også firkantet åpning. Diameteren til den sirkelrunde åpningen ligger i området på 5-50 ym, fortrinnsvis 10-30 ym, mens ved anvendelse av en firkantet åpning er bredden på spalten 5-50 ym, fortrinnsvis 10-30 ym og dens lengde 5-1000 ym, fortrinnsvis 10-150 ym. Lyset som passerer gjennom blenderen 80 blir utvidet med linsen 80 og så projesert på lysdetektoren 84. Denne kan bestå av en eneste lyssensor eller ogs-fortrinnsvis av en n x m - matrise med lyssensorer, f.eks. halvledersensorer. Lysdetektoren er koplet etter en elek-tronisk forsterkerenhet 86, som detekterer i det minste endringer i det utsendte lyset og melder til den ikke-viste elektroniske beregningsenheten om tilstanden til stase eller flyt. Da endringen av det utsendte lyset er størst ved punk-ter med lokale transmisjonsekstrema kan den totale optiske vurderingsenheten bli kjørt eventuelt så lenge manuelt ved hjelp av en skrittmotor til dess en slik ekstremverdi er funnet for å øke dens følsomhet. For den korte og den lange kanalen 46 hhv. 48 kan respektive beregningsenheter være anordnet. Kan den totale enheten beveges så er det imidlertid nok med en eneste enhet på begge kanalene. Den da nød-vendige forskyvningen foregår over den innbygde elektronik-ken. I stedet for en bevegelig elektronikk kan også det være anordnet flere faste målepunkter på detektorenheten 22. For dette må blenderen 82 ha flere åpninger 88, som hver må bli gjennomstrålt av en lysstråle, som har passert hhv. den korte eller lange kanalen 46, 48. Slik åpning 88 er da anordnet respektive lysdetektorer 84, som er forbundet med beregningsenheten.

Med den angitte geometrien er det likeledes mulig ved variasjon av kryssingsvinkelen og diameteren på sidekanalene 4 6 og 48 å kvantifisere en størrelse som tidligere ikke kunne kvantifiseres og som er viktig for blodreologien, nemlig hematokritfordelingen i parallellkoplede kar. Så kan f.eks. i kanalene 4 6 og 48 være anordnet elektroder for måling av ledeevnen til blodsøylen som befinner seg i kanalene 4 6

og 48. Ut fra den tilveiebrakte ledningsevnen kan hematokritverdien bli funnet. En slik måleanordning er f.eks. beskrevet i tysk søknad nr. P 32 02 067.8.

Claims (15)

1. Innretning for å bestemme flytskyvspenningen til suspensjoner, spesielt blod, ved hjelp av en innretning som har et nettverk med kapillære kanaler, karakterisert ved minst to kapillære kanaler (46. 48), ved hvilke forholdet mellom lengden til en lang kanal (48) og lengden L, til en kort kanal (46) ligger i et område fra 3 : 1 til 15 : 1, og som er forbundet med en innretning fer frembringelse av et variabelt trykkfall og ved et detektorsystem (22, 38) ved hjelp av hvilket væskens flyt kan bestemmes.

2. Innretning ifølge krav 1, karakterisert ved at forholdet mellom lengdene og L, er tilnærmet 7:1.

3. Innretning ifølge krav 1, karakterisert ved at kanalenes (46, 48) indre diameter er ca. 15 - 1000 ym.

4. Innretning ifølge krav 1, karakterisert ved at kanalene (46. 48) ved deres innløpsåpninger står i forbindelse med en hovedkanal (50).

5. Innretning ifølge krav 4, karakterisert ved at kanalene (46, 48) er forbundet U-formet med hovedkanalen (50).

6. Innretning ifølge krav 4, karakterisert ved at kanalene (46, 48, 50) er anordnet i et fastlegeme (44) av støpt, i hovedsaken lysgjennomslippelig kunststoff.

7. Innretning ifølge krav 4, karakterisert ved at i fastlegemet (44) er anordnet hultråder av et hydrofobt materiale, som utgjør kanalene (46, 48, 50).

8. Innretning ifølge krav 1, karakterisert v e d at innretningen for frembringelse av et variabelt trykkfall i kanalene (46, 48) er en pneumatisk eller hydrodynamisk trykkgenerator (62) .

9. Innretning ifølge krav 1, karakterisert ved at målekammeret (34) med kanalene (46, 48) og hovedkanalen (50) er anordnet mellom detektorsystemene (22, 38) .

10. Innretning ifølge krav 9, karakterisert ved at detektorsystemet (22, 38) innbefatter en lyskilde (74), en forstørrelsesoptikk (76, 78, 80), en blender (82) og minst en lysdetektor (84).

11. Innretning ifølge krav 10, karakterisert ved at detektorsystemet (22, 38) har flere faste målepunkter tilsvarende lyssensorene.

12. Innretning ifølge krav 1, karakterisert ved at minst en av kanalene (46, 48) er anordnet med elektroder for å bestemme ledningsevnen til den i den an-gjeldende kanalen seg befinnende suspensjonen.

13. Fremgangsmåte for fremstilling av en innretning med et kapillært nettverk for anvendelse i innretningen ifølge krav 1, karakterisert ved at et eller flere langstrakte fortrengningslegemer, hvis diameter og form tilsvarer diameteren og formen på kanalene (46, 48), og hovedkanalen (50) til innretningen anordnes i en form, formen støpes ut med et støpbart og herdbart kunststoff, etter utherdingen av kunststoffet strekkes fortrengningslegemet eller fortrengningslegemene og trekkes til slutt ut fra det således tilveiebrakte fastlegemet (44).

14. Fremgangsmåte ifølge krav 13, karakterisert ved at det som de langstrakte fortrengningslegemene anvendes monofile tråder.

15. Fremgangsmåte ifølge krav 13,karakterisert ved at for dannelse av forgreningen mellom hovedkanalen (50) og kanalene (46, 48) i fastlegemet (44) trekkes tråden som danner den lange og korte kanalen (46, 48) gjennom tråden som danner hovedkanalen, anordningen anordnes i en form, formen fylles med et støpbart kunststoff og trådene trekkes ved strekking ut av det herdede fastlegemet (44).