用于测量液体样本的电特性的样本筒和装置 |
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| 申请号 | CN201110256335.6 | 申请日 | 2011-08-31 | 公开(公告)号 | CN102435855B | 公开(公告)日 | 2015-07-29 |
| 申请人 | 索尼公司; | 发明人 | 林义人; 胜本洋一; | ||||
| 摘要 | 本 发明 提供了一种用于测量液体样本的电特性的样本筒和装置，该样本筒通过将绝缘材料形成为筒状体而制成，所述样本筒能够在分别从两端的开口插入内腔的 电极 的表面和内腔的表面构成的区域内保持液体样本，其中，在该区域内设置有位于两个相 对电极 之间并具有变窄的内腔的狭窄部。 | ||||||
| 权利要求 | 1.一种用于测量液体样本的电特性的样本筒，所述样本筒通过将绝缘材料形成为筒状体而制成， |
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| 说明书全文 | 用于测量液体样本的电特性的样本筒和装置技术领域背景技术[0002] 已经进行了测量液体样本的电特性、然后由测量结果进行样本物理性能的确定，或者识别包含在样本中的细胞等的种类(例如，参考日本未审查专利申请公开号2009-042141)。作为测量的电特性，可给出复介电常数或复介电常数的频率分散(介电频谱)。通常，使用设置有用于将电压施加到溶液的电极的溶液保持器等等，通过测量电极之间的复电容或者复阻抗来计算复介电常数或其频率分散。 [0003] 日本未审查专利申请公开号2010-181400中，公开了从血液介电常数中获得关于血液凝固信息的技术，并且描述了“一种血液凝固系统分析装置，包括：一对电极；用于在预定的时间间隔内将交流电压施加到该对电极上的施加装置；用于测量设置在该对电极之间的血液的介电常数的测量装置；以及用于使用血液介电常数分析血液凝固系统的工作度的分析装置，其中，该血液介电常数在作用在血液上的抗凝固剂作用解除以后在预定的时间间隔内测得”。 [0004] 在过去，作为血液凝固系统的测试，众所周知凝血酶原时间或者活化部分凝血活酶时间。在日本未审查专利申请公开号2010-181400中描述的血液凝固系统分析装置中，从粘弹性的动态观点看，通过使用在血液开始凝固之前介电常数随时间的变化，可分析早期血液凝固系统的工作。因此，考虑与过去的测试方法相比，能够增大分析精度并能够进行早期分析。 发明内容[0005] 在液体样本的电特性测量中，液体样本和用于将电场施加到样本溶液的电极之间的接触是不可避免的。然而，存在一种情况：液体样本在电极的接触表面进行化学反应。在这种情况下，化学反应会影响测量结果，使得变得不可能精确地测量液体样本的电特性。例如，在平行板型电容器类电极之间充满血液，然后测量其凝固过程，在这种情况下，由于与电极表面的接触，血液的内源性凝血反应被激活，使得与原本的过程相比，该凝固过程被进一步地促进(accelerate)，由此存在不可能获得正确的测量结果的情况。 [0006] 此外，在液体样本的电特性测量中，存在在液体样本和电极之间的接触面处发生界面极化的情况，并且也是在这种情况下，由于界面极化的影响，很难精确测量液体样本的电特性。 [0007] 需要提供一种通过抑制液体样本在与电极的接触面内的化学反应或界面极化对测量结果的影响而具有高精度的测量液体样本电特性的技术。根据本发明实施例，提供了一种用于测量液体样本的电特性的样本筒，该样本筒通过将绝缘材料形成为筒状体而制成，该样本筒能够在由分别从两端的开口插入内腔的彼此相对的电极的表面和内腔的表面构成的区域内保持液体样本，其中，该区域内设置有位于两个相对电极之间并具有窄化的内腔的狭窄部。 [0008] 在本发明实施方式的样本筒中，该狭窄部的内腔的横截面面积比构成该区域的各电极表面的面积小。 [0009] 根据该构造，在样本筒中，充满在整个区域内的液体样本的复阻抗约等于存在于狭窄区域内的液体样本的复阻抗。 [0010] 该样本筒可具有作为内部构造的电极。 [0011] 此外，根据本发明的另一个实施方式，提供了一种用于测量液体样本的电特性的装置，包括：一对电极，用于将电压施加到液体样本上；样本筒，通过将绝缘材料形成为筒状体而制成该样本筒，该样本筒能够在由分别从两端的开口插入内腔的彼此相对的电极的表面和内腔的表面构成的区域内保持液体样本，其中，在该区域内设置有位于两个相对电极之间并具有变窄的内腔的狭窄部；施加部，将电压施加到所述电极；以及测量部，测量所述液体样本的电特性。 [0012] 在该电特性测量装置中，充满在整个区域内的液体样本的复阻抗约等于存在于狭窄区域内的液体样本的复阻抗。 [0015] 图1为示出了关于本发明的电特性测量装置的示意性构造的示意图。 [0016] 图2为示意性示出关于本发明的样本筒构造的透视图。 [0017] 图3为示意性示出关于本发明的样本筒构造的截面图。 [0018] 图4为示出了用于实施例中的样本筒各部分的尺寸的示意图。 [0019] 图5为示出了实施例中血液凝固过程的介电光谱测量结果的曲线图。 [0020] 图6为示出了实施例中通过使用自由振动式流变仪测量的血液凝固过程的测量结果的曲线图。 [0021] 图7为示出了实施例中通过使用过去使用的电容式电极电池以及关于本发明的样本筒进行血液凝固过程的介电光谱测量结果的曲线图。 具体实施方式[0022] 在下文中，将参照附图描述本发明的优选实施方式。此外，下面要描述的实施方式要阐述本发明的典型实施方式的实施例，本发明的范围不由本实施方式狭义地解释。此外，将按照下面的顺序进行描述。 [0023] 1.液体样本的电特性测量装置 [0024] (1)装置的整体构造 [0025] (2)样本筒的构造 [0026] 1.液体样本的电特性测量装置 [0027] (1)装置的整体构造 [0028] 图1中，示出了关于本发明的液体样本的电特性测量装置(下文中简称为“测量装置”)的示意性构造。 [0029] 在该图中，符号A所表示的测量装置包括：样本筒2，保持液体样本和把电压施加到保持在样本筒2内的液体样本的一对电极11和12；把电压施加到电极11和12的电源(施加部)3；以及测量液体样本的电特性的测量部(测量部)41。该测量部41和分析部42一起构成信号处理部分4，分析部42从测量部41接收测量结果的输出，并在液体样本上进行物理特性测量等等。 [0030] 在样本筒2和/或信号处理部4设置了温度传感器(未示出)和热电元件(未示出)。测量装置A使用温度传感器测量液体样本的温度，并把对应于测量结果的信号量提供给热电元件，由此调整液体样本的温度。 [0031] 电源3在接收测量开始命令的时间点或者作为开始的时间点的接通电源的时间点施加电压。具体地说，在设置的每个测量间隔内，电源3向电极11和12施加预定频率的交流电压。此外，电源3施加的电压可根据测量的电特性设置为直流电压。 [0032] 测量部41在接收到测量开始命令的时间点或者作为开始时间点的接通电源的时间点测量电特性，例如，复介电常数(下文中简称为“介电常数”)，或其者频率分散。具体地，例如，在测量介电常数的情况下，测量部41以预定周期测量电极11和12之间的电流或阻抗，并由测量结果得到介电常数。在介电常数导出的过程中，使用表达电流或阻抗和介电常数之间的关系的现有函数或关系表达式。 [0033] 在每个测量间隔内，表示从测量部41得到的介电常数的数据(下文中也称为“介电常数数据”)被提供给分析部42。分析部42接收由测量部41提供的介电常数数据，然后在液体样本上开始物理特性测量等等。分析部42通知液体样本的物理特性测量等的结果和/或介电常数数据中的一个或这两者。比如，该通知通过在监视器上显示图形或者在给定的介质上印刷来执行。 [0034] 在上面提及的日本未审查专利申请公开号第2010-181400中，发明人阐明了血液介电常数的时间变化反映了血液凝固过程，介电常数的上升变化可变成在数量上表达血液凝固过快或血液凝固能力的程度的指数。尤其地，根据介电常数的测量，可观察开始阶段的血液凝固过程，在过去的自由阻尼振动式流变仪中不可能进行这种观察。 [0035] 因此，如果在测量装置A中，血液用作液体样本，就可以由血液介电常数数据执行血液凝固系统的分析。具体地，例如，在分析部42，检测最接近在分析阶段内接收的多个介电常数数据项分别表示的介电常数的直线。然后，所检测的直线的倾斜度被求得为表示血液凝固过程的初始阶段介电常数的增加量的参数，该倾斜度预测血液凝固过快或凝固能力的程度由该倾斜度预测到。由于直线的倾斜度越大，血液凝固过快或凝固能力的程度就越大，例如，在数据库或函数的基础上进行该预测，其中该程度和直线的倾斜度彼此关联。通过以这种方式在所检测的直线倾斜度的基础上预测血液凝固过快或凝固能力的程度，变得可在短时间内进行血液凝固系统的分析。 [0036] 出了下面将要描述的样本筒2的构造以外，上述的测量装置A的构造可为一装置，该装置相当于发明人在日本未审查专利申请公开号2010-181400中公开的血液凝固系统分析装置的构造或者是对该血液凝固系统分析装置的构的适当改进。 [0037] (2)样本筒的构造 [0038] 在图2和图3中，示意性地示出了样本筒2的构造。图2为透视图，图3为截面图。 [0039] 样本筒2通过把绝缘材料形成为筒状体而制成。作为绝缘材料，虽然没有受到特别的限制，该绝缘材料可为比如疏水性和绝缘聚合物、共聚物、或者共混聚合物，例如聚丙烯、聚甲基丙烯酸甲酯、聚苯乙烯或者聚四氟乙烯。进一步地，样本筒2也可以是这些疏水性和绝缘聚合物等等涂覆在给定材料形成的筒状体的表面上的元件。样本筒2的形状也可为具有多边形(三角形、四边形或更多边形)横截面的筒状体，而非附图中所示的圆柱体。 [0040] 上述电极11和12从样本筒2两端的开口21和22插入筒状体的内腔。上述的电源3和测量部41通过配线(未示出)被连接到电极11和12。样本筒2把液体样本保持在由电极11和12的表面以及筒状体内腔的表面构成的区域23内。因此，优选通过电极11和12密封开口21和22而气密地配置区域23。然而，如果液体样本可停滞测量所需要的一段时间，区域23可不具有密封构造。此外，在此，电极11和12已被描述为样本筒2的外部构造。然而，电极11和12也可被制成附接到样本筒2的内部构造。在样本筒2被制成一次性的情况下，优选电极11和12被设置为外部构造。 [0041] 液体样本引入区域23可通过在将电极11和12插入样本筒2两端的开口21和22后，将注射针B从圆柱体的外表面插入内腔，然后注射样本溶液来完成。注射后，通过用油脂等阻断注射针B的贯通部分，可维持区域23的气密状态。在测量装置A中进行血液凝固系统分析的情况下，血液被引入区域23，抗凝固作用被解除，然后开始测量。 [0042] 在区域23，设置了位于彼此相对电极11和12之间并具有变窄的内腔的狭窄部24(参考图3)。通过把圆柱体内腔的表面突出到内腔侧来设置窄化部24。通过基于绝缘材料的具有绝缘特性的狭窄部24，区域23被分为电极11侧的第一区域231和电极12侧的第二区域232。然后，第一区域231的一部分和第二区域232的一部分通过作为狭窄部24内腔部分的狭窄区域233彼此联通。引入区域23的液体样本连续充满第一区域231、狭窄区域233和第二区域232。狭窄部24可被设置为多个。即，狭窄区域233可通过在分隔壁内打多个通孔制成，其中，分隔壁通过将圆柱体内腔的表面突出到内腔侧而设置。 [0043] 狭窄部的内腔的横截面积(狭窄区域233)形成为小于每个电极11和12的表面面积。如将在下面详细描述的，通过该构造，填满整个区域23的液体样本的复阻抗约等于存在于狭窄区域233内的液体样本的复阻抗，存在于狭窄区域233内的液体样本的电特性决定填满整个区域23的液体样本的电特性的测量结果。 [0044] 因此，甚至在由于与电极11和12接触在第一区域231或第二区域232内进行液体样本化学反应的情况下，也可测量液体样本的电特性，而不受化学反应的影响。进一步地，甚至在第一区域231或第二区域232内每个电极11和12和液体样本之间的接触面发生界面极化的情况下，也可测量液体样本的电特性，而不受界面极化的影响。 [0045] 具体地，在测量装置A内进行血液凝固系统分析的情况下，甚至在由于在第一区域231或第二区域232内与电极11和12的接触而激活血液的内源性凝血反应，因此促进凝固过程的情况下，或者在与电极11和12的接触表面内发生界面极化的情况下，高精度测量血液的介电常数，使得可精确地评估血液凝固系统的作用(function)。 [0046] 狭窄区域233的横截面面积制成使充满样本溶液的狭窄区域233部分的复阻抗变得远远小于狭窄部24(除了狭窄区域233以外的部分)的复阻抗的尺寸。而且，狭窄区域233的横截面面积的上限值和长度(参看图3的符号d)的下限值根据每个电极11和12的表面面积和电极之间的距离(参看图3中的符号L)来设置，使得充满样本溶液的狭窄区域 233部分的复导纳(复阻抗的倒数)和狭窄部24(除了狭窄区域233以外的部分)的复导纳之和约等于整个区域23的复导纳。此外，狭窄区域233的横截面面积被制成使得狭窄区域233内充满的样本溶液的电特性与样本溶液的宏观电特性相同的尺寸。 [0047] 在已经使用样本筒2测量了区域23内充满的液体样本的复阻抗的情况下，所观察的复阻抗Zm通过下列表达式(1)表示。 [0048] 表达式(1) [0049] (在表达式中，Z3表示充满第一区域231和第二区域232的液体样的复阻抗。Z4表示狭窄部24(除了狭窄区域233以外的部分)的复阻抗。 [0050] Z5表示充满狭窄区域233的液体样本的复阻抗。Ze表示由包含在样本溶液内的正负离子形成在每个电极11和12表面上的双电荷层(界面极化或电极极化)的复阻抗。 [0051] 首先，在Ze足够小，可忽略的情况下，描述表达式(1)。 [0052] 假设，作为“条件1”，在满足Z3远远小于Z4Z5/(Z4+Z5)的条件(Z3＜＜Z4Z5/(Z4+Z5))的情况下，通过表达式(1)右边部分的第二项确定Zm。 [0053] 此外，作为“条件2”，在满足Z4远远大于Z5的条件(Z4＞＞Z5)的情况下，通过下面的表达式(2)表示表达式(1)右边部分的第二项。 [0054] 表达式(2) [0055] 因此，观察的复阻抗Zm变得等于充满狭窄区域233的液体样本的复阻抗Z5。这意味着在满足“条件1”和“条件2”的情况下，存在于狭窄区域233内的液体样本的电特性决定充满整个区域23的液体样本的电特性的测量结果。 [0056] 接下来，描述满足“条件1”和“条件2”的情况。每个电极11和12的横截面面积设定为S，电极之间的距离设定为L(参考图3)，狭窄区域233的横截面面积设定为s，狭窄区域233的长度设定为d(参考图3)，液体样本的复合介电常数设定为εs，已经构成狭窄部24的绝缘材料的复介电常数设定为εi。 [0057] 由“条件2”得出下列表达式(3)。 [0058] sεs＞＞(S-s)εi 表达式(3) [0059] 进一步地，由“条件1”得出下列表达式(4)。 [0060] Sεs/(L-d)＞＞sεs/d+(S-s)εi/d 表达式(4)[0061] 在宽频率范围上，液体样本的复介电常数εs远远大于构成狭窄部24的绝缘材料的复介电常数εi。例如，在使用血液作为液体样本的情况下，在1Hz到10Hz的宽频率范围，血液的复合介电常数εs远远大于诸如聚丙烯的绝缘塑料的复介电常数εi。因此，例如，通过把样本筒2每部分的尺寸设置为，例如，如图4所示的值，可满足上述表达式(3)和(4)。此外，在图4中，为了简便起见，只示出了一侧上的电极。 [0062] 至于样本筒2每部分的尺寸，优选狭窄区域233的直径k在0.02mm至10mm的范围内，狭窄区域233的长度d在0.02mm至90mm范围内，每个电极11和12的直径K在0.2mm至100mm的范围内，以及电极11和12之间的距离L在0.22mm至290mm的范围内。狭窄区域233的直径k和长度d被设置为足够大，大到使得充满狭窄区域233的样本溶液的电特性可表示样本溶液的宏观电特性的程度。此外，电极11和12之间的距离L(或者每个电极到狭窄部24的距离)被设置为足够大，大到可防止电极表面内发生的化学反应或者界面极化影响存在于狭窄区域233内的液体样本的程度。 [0063] 随后，在Ze不可忽略的情况下，描述包括界面极化造成的复阻抗Ze的表达式(1)。 [0064] 包含在样本溶液内的正负离子积累在电极附近，从而形成双电荷层，以此产生电极极化，并且频率测量越低，其影响越明显。如果要观察的样本的介电响应的频率高于电极极化变得明显的频率，那么电极极化的影响无关紧要。 [0065] 在此，由于绝缘材料制成的狭窄部24存在于样本筒2内，离子电流穿过狭窄部24的部分的内腔(狭窄区域233)。与没有狭窄部24的普通电容器型电极电池的情况相比，穿过狭窄区域233的离子电流大幅变小。因此，也很难在电极11和12附近积累离子。因此，在样本筒2内，电极极化变得明显的频率与普通电容器型电极电池相比转换(shift)到低周波侧。即，很难受到电极极化的影响。 [0066] 实施例 [0067] 使用关于本发明的样本筒进行血液凝固过程的介电光谱测量。至于样本筒、血液和测量装置，使用下文所述。 [0068] (1)样本筒 [0070] (2)血液 [0071] 通过从Kohjin生物有限公司购买兔子保藏血并用磷酸盐缓冲液PBS冲洗，制备红血球悬浊液。从西格玛集团购买牛源性纤维蛋白原，将其溶解于PBS，并调整使得纤维蛋白原浓度为0.5wt％。从西格玛集团购买牛源性凝血酶，并将其调整为0.01％(大概10units/ml)。通过调整通过混合红细胞悬液和纤维蛋白原溶液而具有大约25％的血细胞比容和0.25％的纤维蛋白原浓度的模型血液，以及刚好在介电光谱测量之前在每1毫升的模型血液内加入5μl(50munits/ml)凝血酶溶液，使凝固反应开始。此外，为了比较，还进行了不添加凝血酶的负控制(negative control)测量。在添加凝血酶的测量中，添加的时间设为时间0。 [0072] (3)测量装置 [0073] 使用安捷伦技术日本有限公司生产的阻抗分析仪(4294A)进行电介质测量，测量条件为测量频率范围为40Hz至110MHz，测量时间间隔为1分钟，测量温度为37℃。此外，通过用自由振动式流变仪测量与上面相同的模型血液，观察粘弹性变化，求出凝固开始的时间，并与介电光谱的测量结果进行比较。 [0074] 介电光谱的测量结果显示在图5中。该图示出了在840KHz电容值随时间的变化。该电容值由通过除以在时间零点的电容值而标准化的值来表示。符号1表示将凝血酶溶液加入模型血液的测量结果，符号2表示不添加凝血酶溶液的测量结果。 [0075] 在其中加入了凝血酶溶液的模型血液内，电容值随着凝固过程的进行而增大并在15分钟的时间处显示最大值。另一方面，在不添加凝血酶溶液的负控制中，电容值几乎不变化。据此，发现了使用关于本发明的样本筒，可有效测量与血液凝固过程相关联的电特性的变化。 [0076] 自由振动式流变仪的测量结果如图6所示。根据凝固过程的进行，对数阻尼因子(LDF)从大约14分钟的时候开始变化，并且发现该时间为凝固开始时间。在此，发现凝固开始时间大致上对应于在图5中电容值显示最大值的时间。据此，发现了通过使用关于本发明的样本筒来进行介电光谱测量可获得血液凝固开始时间。 [0077] 图7示出了使用关于本发明的样本筒和过去使用的电容器型电极电池进行介电光谱测量的结果。符号1表示使用关于本发明的样本筒进行测量的结果，符号2表示使用电容器型电极电池进行测量的结果。该电容值通过除以在1MHz的电容值而标准化的值来表示。 [0078] 发现在任何一个结果中，随着低周波侧的频率的减小，电容值显著增大。这种变化是电极极化造成的。在此，发现，使用关于本发明的样本筒时，电极极化变得显著的频率进一步转换到低频率。这表明在使用关于本发明的样本筒时，很难受到电极极化的影响。 [0079] 本发明包含于2010年9月1日向日本专利局提交的日本优先权专利申请JP2010-195533所公开的相关主题，其全部内容结合于此以作参考。 |
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