Appareil électrique pour la détermination automatique de divers paramètres d'échantillons sanguins
La présente invention a pour abjet un appareil électrique pour la détermination automatique de divers paramètres d'échantillons sanguins.
L'invention s'appliquant particulièrement à l'étude des sérums biologiques, notamment du sang, les problèmes propres à cette dernière étude seront exposés ci-après afin qu'apparaissent clairement les particularités les plus importantes de l'invention.
Le sang est composé de cellules microscopiques suspendues dans un sérum. Les cellules prédominantes sont les globules rouges et celles qui le sont moins sont les globules blancs. Une étude des propriétés du sang exige une étude des cellules elles-mêmes, ainsi qu'une étude de tout le sang; dans ce but un certain nombre de mesures ou de paramètres ont été reconnus par les gens du métier comme fournissant une information caractéristique d'un échantillon donné, permettant sa description complète. Les paramètres les plus importants sont au nombre de six, se rapportant tous aux globules rouges et à leur contenu, leur dimension, etc.
Ces paramètres sont importants pour le diagnostic, l'étude et le traitement de l'anémie. Un septième paramètre, utilisé particulièrement pour le diagnostic d'infections et pour des études d'état général, a trait aux globules blancs.
Les six premiers paramètres sont désignés de manière classique par dénombrement des globules rouges (RBC), hématocrite (HCT), hémoglobine (ho13) volume corpusculaire moyen (MCV), hémoglobine corpusculaire moyenne (MCH) et concentration moyenne d'hémoglobine corpusculaire (MCHC). Le septième paramètre est le dénombrernent des globules blancs (WBC).
Le dessin représente à titre d'exemple, une forme d'exécution de l'objet de l'invention.
La fig. I est un schéma d'une installation pour le traitement d'un échantillon de sang et de fluide équipée d'un appareil électrique pour la détermination de paramètres d'échantillons sanguins, et
La fig. 2 est un schéma des éléments de cet appareil électrique, cette figure étant représentée partagée en une partie 2a et en une partie 2b.
L'échantillon est prélevé de façon adéquate et est identifié, à l'état complet, par un marquage approprié, en général sous forme d'une carte prés,entant des blancs sur lesquels les informations désirées seront imprimées par l'imprimeur de l'appareil. Ce dernier présente un tube ou reniflard qui est plongé dans l'échantillon et en soutire une certaine quantité qu'il envoie dans le circuit de fluide. Une petite quantité de sang complet ainsi qu'une quantité déterminée de diluant sont transférées dans une chambre de mélange où la première dilution a lieu. De cette chambre une partie de la suspension résultante va dans une autre chambre de mélange dans laquelle est injecté un agent dissolvant et dans laquelle la suspension est laissée pendant un temps suffisant pour permettre aux globules rouges de se dissoudre et de libérer leur hémoglobine.
De la première chambre de mélange une seconde quantité de la solution est retirée et diluée ultérieurement dans une autre chambre de mélange pour fournir l'échantillon de sang rouge.
Chacun des échantillons résultants est manipulé séparément une fois qu'il a été préparé. L'échantillon de sang blanc contenant l'hémoglobine est admis dans un récipient contenant trois cubes à ouvertures ,et il est aspiré dans les trois tubes simultanément par une pression de fluide constante et pendant une période de temps déterminée. Les tubes à ouvertures sont munis chacun d'une électrode propre, une électrode commune se trouvant en outre dans le bain, de telle sorte que trois séries de signaux sont obtenus par le passage des globules blancs dans les tubes à ouvertures. Un circuit électronique fournit une sortie du détecteur qui donne directement le nombre des globules blancs WBC.
L'échantillon de sang blanc contenant l'hémoglobine se trouvant dans le récipient de tubes à ouvertures permet également la détermination du paramètre HGB. Par conséquent, un embranchement spécial du bain fournit des faces d'observation parallèles à travers lesquelles un rayon de lumière est amené à traverser la suspension avant d'atteindre une cellule photo-électrique pour fournir une information concernant le paramètre d'hémoglobine de l'échantillon original. Un circuit électronique relié à la sortie de la cellule photo-électrique donne une information qui représente ce paramètre HGB.
Pendant ce temps la suspension de globules rouges a été admise dans un récipient similaire, contenant des tubes à ouvertures, muni d'électrodes et de moyens électroniques pour détecter les signaux résultants de l'observation de la suspension lorsqu'elle passe à travers les ouvertures des tubes. Un système à dépression ou pompe fournit une pression constante, et, comme dans le cas des globules blancs, l'observation a lieu pendant un temps déterminé correspondant à l'écoulement d'un volume donné de liquide dans les trois tubes à ouvertures.
L'appareil comprend des moyens pour remplir et vider les divers récipients ainsi que pour évacuer des excès de liquide. Une fois qu'elles sont commencées, les opérations sont continues et les échantillons respectifs ne se contaminent pas les uns les autres.
La détermination du HGB, du WBC et du RBC fournissent trois des paramètres par mesure directe. Le
MCV est obtenu par l'utilisation de deux des sorties de comptage des tubes à ouvertures des globules rouges, dans un but de sécurité. Le système fournit des valeurs électriques analogiques représentant ces quatres paramètres et les stocks dans des circuits de stockage adéquats.
Pour calculer les trois paramètres restants, des moyens électroniques sont prévus: Les RBC et MCV sont multipliés dans un calculateur à servo-commande pour donner le HCT. Les HCT et HGB sont divisés dans appareil similaire pour fournir le MCHC. Le
MCV et le MCHC sont multipliés dans ce dernier appareil pour donner le MCH. Les trois paramètres dérivés MCHC, MCH et HCT sont également stockés de façon à pouvoir être lus pour permettre l'impression des données sur la carte de l'échantillon.
L'appareil est entièrement programmé par une série de cames qui sont disposées de façon à avoir leur mouvement rotatif propre les unes par rapport aux autres, sur des arbres entraînés à vitesse constante. Ces cames agissent simplement sur des interrupteurs, les surfaces des cames étant en contact ou hors de contact avec les interrupteurs qui doivent être ouverts ou fermés en réponse aux mouvements des cames. Ces interrupteurs peuvent être électriques ou être formés par des soupapes, hydrauliques ou pneumatiques.
A la fig. 1, le schéma illustre l'appareil par des symboles. La vanne principale de commande pour la mesure précise du sang complet est montrée dans la partie supérieure gauche du schéma et est désignée d'une manière générale par 10. Elle est formée de trois éléments 12, 14 et 16, l'élément central 14 étant mis en sandwich entre les deux autres, et est basculable de manière à permettre d'aligner certains chemins de passage.
L'élément sandwich 14 est une construction hautement précise et exécutée soigneusement, présentant un conduit unique sur les côtés opposés d'un pivot central sur lequel il est monté de façon à pouvoir osciller.
Chacun de ces conduits est destiné à contenir une quantité précise de fluide et, par déplacement entre deux positions, détermine la dose de fluide contenu et la fait passer ou la transfère. Ce fonctionnement est représenté par les flèches montrant l'alignement des conduits centraux par rapport à ceux qui sont portés par les autres éléments de la partie 10. Ainsi, l'élément supérieur 12 et l'élément inférieur 16 sont fixés l'un par rapport à l'autre et chacun d'eux présente quatre conduits ou chemins de passage. Ces conduits sont désignés par P1, P2, P3 et P4 dans l'élément supérieur 12, et par PS, P6, P7 et P8 dans l'élément inférieur 16.
Lorsque l'élément central 14 occupe une position, dite la première, son conduit ou passage P9 gauche est aligné sur les chemins de passage P1 et P5 alors que son conduit ou chemin de passage droit PlO est aligné sur les chemins de passage P3 et P7.
Si l'élément central 14 est amené à tourner sur le pivot désigné symboliquement par le trait pointillé 18, dans sa seconde position, les chemins de passage P9 et P10 viennent se placer dans les positions indiquées par les traits pointillés, dans la direction indiquée par les flèches, c'est-à-dire vers la droite de la fig. 1, interrompant l'écoulement entre les chemins de passage P1 et P5 et entre les chemins de passage P3 et P7, tout en alignant le chemin de passage P9 sur les chemins de passage P2 et P6 ainsi que le chemin de passage P10 sur les chemins de passage P4 et P8.
Ce fonctionnement peut être renversé, ce qui a pour effet de doser un volume précis de fluide d'un des chemins et de l'introduire dans un autre, tout en bloquant le premier. Pour des questions pratiques la vanne est désignée par assemblage sandwich .
Les conduits de fluide sont reliés à l'assemblage sandwich comme suit:
1. Le conduit 20 relie le chemin de passage P1 à l'extrémité inférieure de la vanne de commande de l'échantillon 22.
2. Le conduit 24 relie le chemin de passage P2 à l'extrémité supérieure de la vanne de commande du diluant 26.
3. Le conduit 28 relie le chemin de passage P3 à l'extrémité inférieure de la vanne de contrôle du diluant 26.
4. Le conduit 30 relie le chemin de passage P4 à l'extrémité supérieure de la vanne de commande de l'échantillon 22.
5. Le conduit 32 relie le chemin de passage P5 au reniflard d'aspiration de l'échantillon 34. Il est à remarquer que ce reniflard d'aspiration est indiqué comme plongeant en 38 dans un récipient 36 contenant un échantillon de sang complet. Le récipient 36 est formé de n'importe quel récipient capable de porter quelque forme d'identification que ce soit (non représenté). Comme ceci a été mentionné plus haut, l'identification se présente de préférence sous la forme d'une carte d'un autre papier blanc, adapté pour être introduit dans un appareil à imprimer, de telle sorte que les paramètres déterminés par l'appareil pour un échantillon particulier y soient imprimés.
6. Le conduit 40 relie le chemin de passage P6 à la chambre la plus petite 42 du récipient de mélange 44 des globules blancs.
7. Le conduit 46 relie le chemin de passage P7 à la chambre la plus petite 48 du récipient de mélange 50 des globules rouges.
8. Le conduit 52 relie le chemin de passage P8 à la chambre la plus grande 54 du récipient de mélange 44 des globules blancs. Ce conduit est quelquefois appelé un voleur .
Une pompe d'échantillon 56 est reliée, par des conduits 58 et 60, à la vanne de commande d'échantillon 22, et une pompe de diluant 62 est reliée, par des conduits 64 et 66, à une vanne de commande du diluant 26. Les deux vannes de commande 22 et 26 sont des vannes à trois voies dont les chemins internes alternés sont représentés schématiquement par des traits obliques pointillés. Les paires de passages sont désignés par P11 et Poil' dans la vanne 22 et par P12 et P12' dans la vanne 26. Dans le cas de la vanne 22, les passages centraux se dirigent vers l'évacuation, désignée par W, et, dans le cas de la vanne 26, les passages centraux sont reliés à un conduit 70 provenant d'un réservoir de diluant 72.
Les pompes 56 et 62 sont en réalité des tubulures enfermant des pistons à mouvements positifs, se dépla çant d'une extrémité à l'autre et déplaçant ainsi un volume déterminé de fluide. Chaque pompe aspire d'un côté le fluide même qu'elle refoule à l'autre extrémité.
Il est supposé que la vanne principale de commande l0 est dans la position représentée à la fig. 1, sa plaque centrale 14 étant disposée de telle façon que les parties en traits pleins des conduits P9 et P10 soient alignées à gauche, sur les chemins de passage représentés, le fonctionnement de la pompe d'échantillon 56, par le mouvement de son piston de bas en haut, pendant que les deux chemins P11' de la soupape 22 sont en fonction, permettant à un échantillon de sang complet 38 d'être aspiré dans les conduits 32 et 20, par les chemins de passage P1, P9 et P5. Simultanément, tout liquide pouvant se trouver dans l'extrémité supérieure de la pompe d'échantillon 56 est évacué vers W par le conduit 58. Les chemins de passage Pîl sont fermés pendant ce temps.
Le sang complet remplit le chemin de passage P9 et, lorsque l'élément 14 est amené dans son autre position, représentée par les traits pointillés du chemin de passage
P9, le sang prélevé est amené en alignement sur les chemins de passage P2 et P6.
Les dilutions qui sont effectuées pour la détermination des globules rouges et blancs doivent être faites tout d'abord en fonction des globules blancs, du fait que la concentration doit être beaucoup plus grande pour ceux-ci en raison de leur nombre inférieur.
L'échantillon de sang rouge est obtenu par la dilution d'une première solution réalisée pour les -globules blancs.
Un récipient contenant un tube à ouverture pour l'échantillon des globules blancs, représenté en 90, est désigné ci-après, pour des raisons de commodité, comme étant le bain blanc . Une chambre à dépression 92 est également prévue et un récipient contenant un tube à ouverture pour l'échantillon des globules rouges, désigné par 94, est désigné ci-apres, pour des raison de commodité, par bain rouge .
Une soupape 112 est disposée sur une conduite de drainage 114 reliant un récipient de mélange des globules blancs 54 à un récipient de lyse 116. Une soupape 118 est montée sur une conduite de drainage 120 qui relie le récipient 116 au bain blanc 90.
Une source d'agent de lyse 22 est reliée au récipient de lyse au moyen d'une conduite 123 et d'une pompe de dosage 124.
Le bain blanc est agencé de manière à être rincé à partir d'une source de produit de rinçage par une soupape 134 se trouvant sur une conduite 135. Une soupape 136 se trouvant sur une conduite 138 est également reliée à une conduite de drainage 140 du bain 90 de manière à diriger le fluide sur un récipient d'évacuation 141, cette soupape étant commandée par une conduite à dépression 142. Le bain blanc supporte plusieurs tubes à ouverture 144 ayant chacun une ouverture de détection de particules 146 et des électrodes de détection associées, non représentées.
Le bain rouge 94 est, de façon similaire, relié à une source de produit de rinçage et au récipient d'évacuation 141 par des éléments 149, 150, 152, 156; le bain rouge porte des tubes à ouvertures 158 ayant des ouvertures 160 et est relié au récipient de mélange des cellules rouges 50 par des éléments 174 et 176. De même, le récipient d'évacuation 141 est relié à la chambre à vide 92 par une conduite 170 munie d'une soupape 172.
Le fonctionnement de l'appareil décrit ci-dessus est entièrement décrit dans le brevet suisse No 494 963 d'où il apparaît que les bains rouge et blanc 94 et 90 recoivent des volumes convenables d'échantillons de sang 38 permettant la détermination des sept paramètres du sang décrits ci-dessus.
Les premiers paramètres à être mesurés sont le compte des globules rouges, le compte des globules blancs et le paramètre de détermination de l'hémoglo- bine. Après que les échantillons dilués ont été placés dans les bains 90 et 94, le processus de comptage commence. Il consiste à appliquer une dépression constante à la conduite 180 au moyen de la chambre de dépression 92. Un régulateur de dépression, branché en 182, est réglé à une valeur convenable en observant le manomètre 184, qui, lorsqu'il est autorisé à prélever du fluide des bains pour l'amener dans les tubes à ouverture pendant un temps donné, dose un volume convenable d'échantillons pour le comptage. La conduite 180 aboutit, par les soupapes 186 et 188, respectivement, aux chambres d'isolation 190 et 192, respectivement.
Chacune de ces chambres présente trois portions distinctes 194 munies chacune d'une buse de goutte à goutte reliée à un des tubes à ouverture du bain associé. Ainsi, ces parties 194 présentent des buses à goutte à goutte 196 reliées aux conduites 198 conduisant aux tubes - à ouverture respectifs 144 et 158. En appliquant une dépression aux chambres 190 et 192 on aspire de l'échantillon par les ouvertures 146 et 160 vers l'intérieur des tubes respectifs; lorsque l'échantillon passe par les ouvertures il peut être compté comme l'indique, par exemple, le brevet anglais No 722 418. En faisant s'écouler le produit d'évacuation par les conduites 198, il n'y a pas d'inter férence électrique entre les circuits à - ouverture.
Les deux installations pour les globules blancs et rouges sont représentées comme étant les mêmes; cependant seul Ie bain 90 nécessite une extension rectangulaire 200 à sa base. La même extension 200 peut être utilisée pour le bain 94, pour des raisons d'uniformité.
Une source de lumière 202, dirigée par un train optique 204 qui comporte un filtre vert produisant un lumière monochromatique de longueur d'onde convenable, envoie un faisceau lumineux à travers cette extension 200 et frappe une cellule-photo électrique d'un dispositif de détermination de l'hémoglobine 206.
Après cela, une mesure peut être faite du diluant pur utilisé pour rincer le bain 90. Cette valeur est utilisée pour obtenir le paramètre hémoglobine et le stocker dans les circuits appropriés qu'utilise l'imprimeur.
A la fig. 2, seuls les composants importants de la partie électrique de l'appareil sont illustrés, la commande, la remise à zéro, et autres connexions étant omises pour plus de clarté.
Du fait qu'il y a trois tubes à ouvertures pour chacun des échantillons dilués, il y a, par conséquent, six circuits d'ouverture, avec un amplificateur, un circuit de seuil, un intégrateur, etc. pour chaque ouverture. Pour permettre de suivre le schéma, tous les composants et connexions en rapport avec le circuit de comptage des globules blancs sont placés au haut du diagramme et désignés d'une façon générale par la lettre B. Les circuits de comptage et d'analyse des globules rouges sont placés sous les circuits blancs et sont désignés par la lettre R. Tout au bas est représenté le circuit de calcul du paramètre d'hémoglobine.
Les circuits de comptage sont similaires pour le rouge et le blanc, et, par conséquent, seul le blanc va être décrit, les composants et les circuits équivalents portant les mêmes signes de référence. Les différences seront expliquées au fur et à mesure de la description.
En commencant à gauche en haut, les blocs 300-1, 300-2 et 300-3 représentent les circuits d'ouverture blancs qui comprendraient les électrodes décrites plus haut, les connexions, etc. Les signaux produits dans ces circuits résultent de chaque tube à ouverture dans l'ouverture duquel passent les particules à examiner.
Les signaux résultants sont introduits dans des amplificateurs 302-1, 302-2 et 302-3 par lesquels la source de courant 304 alimente toutes les ouvertures. Dans la construction présente, les ouvertures ont environ 100 microns de diamètre et sont calibrées soigneusement, de telle sorte qu'une source d'alimentation suffit pour toutes. Un réglage du courant peut être effectué et chaque canal individuel est réglable de façon à fournir un comptage et des signaux identiques.
Les sorties des amplificateurs 302 sont reliées à un réseau de commutation 306, lequel présente normalement des connexions droites, mais qui permet d'effectuer des connexions croisées pendant les périodes de réglage. La sortie de chaque amplificateur 302 est ainsi connectée à son propre circuit de seuil 308-1, 308-2 ou 308-3, selon le cas. Les sorties d'amplificateurs sont aussi reliées, par les lignes 310, ainsi que les sorties 324 des circuits de seuil, aux circuits 312 de l'oscilloscope à rayons cathodiques, de telle façon que chaque circuit d'ouverture produit une image sur l'oscilloscope 314, lequel indique l'état de son opération.
Par un réglage électronique approprié, les trois images peuvent être observées simultanément en 316 et, de la même manière, les images des circuits d'ouverture des globules rouges peuvent être observées en 318. Les sorties principales des circuits de seuil 308 sont reliées aux intégrateurs 320-1, 320-2 et 320-3, respectivement, par les circuits de pompe 322-1, 322-2 et 322-3, chacun d'eux comprenant normalement un condensateur, un interrupteur électronique et des diodes dont il sera fait mention plus loin.
Il est nécessaire de convertir les impulsions qui sont produites par les circuits d'ouvertures en des quantités analogiques permettant le calcul des paramètres non mesurés. Ces impulsions sont des tensions aux sorties de seuil 326-1, 326-2 et 326-3, pour autant que l'impulsion d'ouverture soit suffisamment élevée pour franchir le niveau de seuil fixé. Chaque impulsion charge un condensateur dans son circuit respectif de pompe 322, lequel, en retour, se décharge dans le circuit intégrateur 320 qui y est relié. Le circuit intégrateur accumule les charges et fournit une tension accumulée proportionnelle au nombre des impulsions de charge et qui peut être lue aux sorties 328-1, 328-2 et 328-3, respectivement.
Le circuit est agencé de telle façon que ses sorties peuvent être lues, de la façon désirée, au moyen de l'interrupteur SW-1, lequel peut être commuté de la sortie normale du circuit de discrimination 330 à n'importe laquelle des sorties de l'intégrateur, ou à une position de test. Cela permet un étalonnage des capacités réglables de la pompe de l'intégrateur.
Le circuit de discrimination 330 est décrit entièrement dans le brevet d'électronique d'ouvertures multi ples (brevet suisse No 461 852). Si toutes les entées dans le circuit de discrimination présentent à peu près la même valeur, cela signifie que toutes les ouvertures sont dégagées et produisent des signaux. Dans le cas où l'une des ouvertures serait obstruée, les signaux de cette ouverture seront totalement différents des signaux des deux autres. Par un procédé d'élimination électronique, la donnée de l'ouverture obstruée est écartée et seules les données des deux autres sont utilisées. Une discrimination peut résulter du fait que toutes les données sont écartées, si les trois signaux sont totalement différents.
Le circuit de discrimination 330 fournit normalement une tension de sortie laquelle est la moyenne des trois entrées, mais, si l'une des ouvertures commence à produire un signal qui s'écarte des deux autres d'un facteur commandé par le circuit, ce signal est automatiquement exclu, et la moyenne des deux autres seulement est effectuée. Le voltage en 332 est ajusté dans un réseau 334 de correction des erreurs de coïncidence et la sortie totale est atténuée en 338 par un facteur représentant la conversion du signal en une tension représentant le nombre WBC. L'atténuateur 340 présente deux états: Dans une position, la sortie du réseau 336 de correction de coïncidence est transférée directement, sans changement, à 338.
Dans l'autre position une fraction de 336 et 332' sont ajoutées pour produire un facteur de correction des erreurs de coinci- dence différent, de façon à correspondre à un changement du facteur d'échelle dans l'intégrateur 320-1, 320-2 et 320-3. Le but de cette fonction doit être expliqué.
Le nombre des globules blancs, dans n'importe quel échantillon donné, est très petit comparé au nombre des globules rouges; la variation ou plage dynamique est également très grande. Par conséquent,.
pour les circuits de comptage des globules blancs, où la variation est très grande, la différence entre les valeurs fournies par les intégrateurs serait difficile à manier avec stabilité en utilisant les composants généralement à disposition. Avec des populations qui présentent beaucoup de globules blancs, la tension que chaque globule représente en 328, 1, 2, 3, devrait être plus petite que la tension par pulsation avec des populations peu denses. Par conséquent, lorsque les intégrateurs et les circuits de discrimination sont agencés de facon à fournir une sortie donnée pour une faible variation, si le nombre des globules blancs augmente largement au-delà d'une certaine quantité prédéterminée, le circuit peut être commuté automatiquement pour effectuer une compensation. Cela est effectué de préférence en détectant l'état de charge dans les intégrateurs 320.
Un interrupteur de sélection d'échelle normalement non conducteur 342 reçoit une tension des sorties de l'intégrateur 344-1, 344-2 et 344-3. Chaque fois qu'un des intégrateurs est saturé, ce qui signifie l'entrée d'un beaucoup plus grand nombre de pulsations que le nombre pour lequel l'interrupteur est réglé, la conduction a lieu et cinq circuits sont rendus conducteurs. Trois de ceux-ci sont commandés par la ligne 346 et reconduits aux intégrateurs, branchant des condensateurs additionnels en parallèle avec les condensateurs de l'intégrateur, de façon à changer l'échelle des intégrateurs. Deux sont placés dans les circuits 340 et 338, alimentés par la ligne 348. L'un change la correction de coïncidence et l'autre l'atténuation de sortie pour prendre en considération le changement d'échelle.
La sortie de l'atténuateur 338 est en 350 et elle forunit un courant continu dont la tension est proportionnelle au WBC.
Du fait que les globules rouges ne présentent pas une variation de nombre aussi grande que les globules blancs, ces variations peuvent être maniées facilement par un intégrateur à échelle. Par conséquent, les circuits de globules rouges ne présentent pas une disposition de circuit équivalente à l'interrupteur 342 et à ses parties associées. Pour tout le reste, le circuit de comptage des globules rouges est identique dans sa composition et le nombre des composants est identique à celui des globules blancs. D'ordinaire les exigences relatives à la disposition de circuit des globules rouges est plus stricte que celle des globules blancs, car la mesure de la dimension est souvent effectuée sur les globules rouges. En conséquence, il est désiré de préserver les amplitudes au moins jusqu'au point où l'information de dimension est prise des canaux de signal original.
Dans ce cas, pour obtenir le MCV l'information de dimension est prise directement à la sortie des amplificateurs 302-1 et 302-2. Du fait qu'il se trouve un circuit de discrimination 330 dans la partie rouge de l'appareil, l'utilisation de deux sorties en 352 et 353 pour la détermination du MCV fournit une plus grande sécurité dans le cas où l'un des canaux est obstrué. Ces signaux sont introduits dans les atténuateurs MCV 354-1 et 354-2 et, de là, dans des dispositifs MCV 356-1 et 356-2.
Les sorties des dispositifs MCV sont introduites par les lignes 358 dans des dispositifs faisant la moyenne, d'un type approprié, se trouvant dans le circuit de discrimination 330, de telle sorte que la sortie en 360 est un signal moyen proportionnel à MCV. Des lignes by-pass effectuent la liaison avec les bornes de l'interrupteur SW-2, lequel est actionné en même temps que le circuit de discrimination pour mettre hors de circuit l'une des lignes 358, ainsi que le dispositif
MCV faisant la moyenne, dans le cas où le dispositif de discrimination indique que l'un d'eux fournit une information inexacte. Ce circuit permet que le même facteur de tension se produise en 360 lorsque la moyenne de deux signaux MCV ou l'un d'eux est utilisé, dans le cas d'élimination en raison de l'obstruction d'une ouverture.
Atténuée de façon appropriée en 362, une valeur est produite sur la ligne 364, cette valeur étant proportionnelle à MCV, et devant ensuite être convertie pour que puisse été connue la valeur même du paramètre MCV. Deux autres sorties sont dérivées de l'information MCV, I'une d'entre elles étant atténuée par une quantité différente en 366, pour produire la tension en 368, laquelle est une fonction de
MCV, désignée par fa MCV, et l'autre, qui n'est pas atténuée et se trouve sur la ligne 370, désignée par fb
MCV.
Le RBC du circuit de comptage des globules rouges sort de l'atténuateur 338 par la ligne 372, cet atténuateur étant l'équivalent de l'atténuateur blanc 338, exception faite de la commutation du facteur d'échelle.
Le dispositif de mesure de l'hémoglobine 206 est présenté au bas de la fig. 2. Sa sonde 206, représentée à la fig. 1, fournit un courant qui est amplifié dans l'amplificateur 374 et converti dans l'ordinateur 372 en une tension, en 378, laquelle, si elle est atténuée d'une façon appropriée en 380, représente en 382 une quantité analogique, laquelle est le HGB de l'échantillon. Cette information peut être convertie en donnée digitale. Le signal en 378 est atténué, à une échelle différente, dans l'atténuateur 384, pour fournir une tension différente sur la ligne 386, de façon à pouvoir être utilisé pour le calcul des indices auquel il est destiné.
Cette valeur est une fonction de HGB et elle est désignée par fHGB.
Il est à remarquer que la tension de RBC en 336 est utilisée sans atténuation dans d'autres calculs, et qu'elle est appliquée par la ligne 388 à l'un des dispositifs de calcul. Cette valeur est une fonction de RBC et est désignée par fRBC.
L'information qui a été mesurée et celle qui est calculée par l'appareil doit être imprimée sur une carte ou alors transférée sur des dispositifs d'affichage ou sur des enregistreurs. Cela requiert la conversion de l'information analogique en une information digitale; toutefois, pour des raisons pratiques, les signaux sont d'abord traités sous forme de valeurs analogiques. Les lignes 350, 364, 372 et 382 sont dirigées directement vers l'appareil de distribution, lequel est désigné comme étant le commutateur 390. Chacun des sept paramètres a une borne et le commutateur 390 balaie chaque borne, I'une après l'autre, transmettant l'information successivement à l'imprimeur 392 après l'avoir convertie en information digitale dans le convertisseur 394.
L'information peut être échantillonnée, si désiré, dans n'importe quel dispositif 396 approprié, pour obtenir une indication des quantités analogiques sur la ligne 398 pour d'autres utilisations si besoin est. Le chariot de l'imprimeur 400 permet de faire avancer la carte après que chaque paramètre pour une fonction donné a été enregistré.
La calculatrice 402 fournit le HCT et la calculatrice 404 fournit les deux autres indications.
La tension désignée par fRBC est proportionnelle à
RBC et est appliquée au servo-amplificateur par la
ligne 388, cet amplificateur entraînant le moteur 408 qui fait tourner le curseur 410 d'un potentiomètre 412, lequel est réglé pour présenter une tension prédéterminée par rapport à la terre. Cette tension est obtenue par une référence appropriée et est réglée par un diviseur 414 à la valeur nécessaire. La position du curseur 410 est ainsi en rapport avec RBC, et la réaction de l'erreur de tension par la ligne 416 maintient l'erreur de tension à zéro par une rotation appropriée du curseur. Le potentiomètre 420 règle une tension qui est proportionnelle à MCV, par le fait que la ligne 370 est
reliée à son extrémité de potentiel supérieur. Il est rappelé que la tension sur cette ligne est une fonction du
MCV, désignée par faMCV.
Du fait que la rotation du
curseur 410 est synchronisée avec celle du curseur 422, la tension en 422 est égale au produit de la ten
sion à l'extrémité de potentiel supérieur du potentiomètre 420 par la rotation ou RBC, ce produit étant directement proportionnel à HCT. La sortie, qui correspond à la tension stockée au curseur 422, apparaît sur la ligne 424.
La tension au curseur 422 est amplifiée en 426 et est appliquée par la ligne 428 au sommet du potentiomètre 430, de telle sorte que la tension à travers le potentiomètre est proportionnelle à HCT. Cela se trouve dans la calculatrice 404, mais il est à remarquer qu'il y a deux autres potentiomètres 432 et 434. Le potentiomètre 432 est relié à la ligne 368 de telle sorte que la tension faMCV sur cette ligne rend la tension à travers le potentiomètre proportionnelle à MCV. Le potentiomètre 434 présente une tension fixe qui est déterminée par le diviseur 436 et la valeur de la tension de référence.
Comme le dispositif d'amplificateur d'asservissement décrit plus haut faisait que la position du curseur 410 était fonction de RBC, I'amplificateur d'asservisF sement 438, le moteur 440, la ligne de réaction 442, et la connexion de l'amplificateur d'asservissement 438, avec la ligne 386, font que la rotation du curseur 444 est proportionnelle à HGB, divisé par HCT ou
MCHC. Cela est dû au fait qu'à la place d'une tension constante sur le potentiomètre 430, comme dans le cas du potentiomètre 412, la tension du HCT apparaît sur ce potentiomètre et qu'il varie. La réaction 446 règle simplement la largeur à zéro constant.
Pour obtenir une valeur de tension proportionnelle à la position du curseur 444, le curseur multiple 448 prélève une tension du potentiomètre 434, cette tension apparaissant en 450 comme étant le MCHC.
La quantité finale obtenue, c'est-à-dire le MCH, apparaît au curseur 452 du potentiomètre 432. La position du curseur étant proportionnelle à MCHC, ce curseur étant monté en série avec les autres curseurs, et du fait que la tension sur le potentiomètre 432 est proportionnelle à MCV, I'opération effectuée est de multiplier MCV par MCHC, et le résultat sur la ligne 454 est MCH.
La description ci-dessus de l'appareil ne doit pas être considérée comme étant limitative. Différents composants additionnels peuvent être inclus par les gens du métier, comme cela est mentionné plus haut, sous la forme de moyens de remise à zéro des intégrateurs et des circuits semblables,, des moyens de mise en oeuvre d'un signal temporisateur pour la mise en marche de l'appareil, un circuit de mise hors service pour prévenir des dégâts dans les divers composants, etc. Alors même que les calculs ont été effectués de
façon analogique à l'aide de systèmes d'asservissement,
d'autres techniques digitales ou analogiques convien
draient également.
Electrical apparatus for the automatic determination of various parameters of blood samples
The present invention relates to an electrical apparatus for the automatic determination of various parameters of blood samples.
The invention being particularly applicable to the study of biological sera, in particular of blood, the problems specific to this latter study will be explained below so that the most important features of the invention appear clearly.
Blood is made up of microscopic cells suspended in a serum. The predominant cells are red blood cells and the least predominant are white blood cells. A study of the properties of blood requires a study of the cells themselves, as well as a study of all blood; for this purpose a certain number of measurements or parameters have been recognized by those skilled in the art as providing information characteristic of a given sample, allowing its complete description. The most important parameters are six in number, all relating to red blood cells and their content, size, etc.
These parameters are important for the diagnosis, study and treatment of anemia. A seventh parameter, used particularly for the diagnosis of infections and for general condition studies, relates to white blood cells.
The first six parameters are conventionally referred to as red blood cell count (RBC), hematocrit (HCT), hemoglobin (ho13) mean corpuscular volume (MCV), mean corpuscular hemoglobin (MCH) and mean corpuscular hemoglobin concentration (MCHC) . The seventh parameter is the white blood cell count (WBC).
The drawing represents, by way of example, an embodiment of the object of the invention.
Fig. I is a diagram of an installation for the treatment of a blood and fluid sample equipped with an electrical apparatus for determining parameters of blood samples, and
Fig. 2 is a diagram of the elements of this electrical device, this figure being shown divided into a part 2a and a part 2b.
The sample is taken in an adequate manner and is identified, in its complete state, by an appropriate marking, generally in the form of a meadow card, entering blanks on which the desired information will be printed by the printer of the apparatus. The latter presents a tube or breather which is immersed in the sample and withdraws a certain quantity of it which it sends into the fluid circuit. A small amount of whole blood as well as a determined amount of diluent is transferred to a mixing chamber where the first dilution takes place. From this chamber part of the resulting suspension goes into another mixing chamber into which is injected a dissolving agent and in which the suspension is left for a sufficient time to allow the red blood cells to dissolve and release their hemoglobin.
From the first mixing chamber a second quantity of the solution is withdrawn and subsequently diluted in another mixing chamber to provide the red blood sample.
Each of the resulting samples is handled separately once it has been prepared. The sample of white blood containing hemoglobin is admitted into a container containing three openable cubes, and it is drawn into the three tubes simultaneously by a constant fluid pressure and for a determined period of time. The apertured tubes are each provided with their own electrode, a common electrode furthermore being in the bath, so that three sets of signals are obtained by the passage of white blood cells through the aperture tubes. An electronic circuit provides an output of the detector which directly gives the number of WBC white blood cells.
The white blood sample containing hemoglobin in the apertured tube container also allows the determination of the HGB parameter. Therefore, a special branch of the bath provides parallel viewing faces through which a ray of light is passed through the suspension before reaching a photocell to provide information regarding the hemoglobin parameter of the. original sample. An electronic circuit connected to the output of the photoelectric cell gives information which represents this HGB parameter.
During this time the suspension of red blood cells was admitted into a similar container, containing tubes with openings, provided with electrodes and electronic means for detecting the signals resulting from the observation of the suspension as it passes through the openings. tubes. A vacuum system or pump provides constant pressure, and, as in the case of white blood cells, the observation takes place for a determined time corresponding to the flow of a given volume of liquid in the three tubes with openings.
The apparatus comprises means for filling and emptying the various containers as well as for discharging excess liquid. Once started, operations are continuous and the respective samples do not contaminate each other.
Determination of HGB, WBC and RBC provide three of the parameters by direct measurement. The
MCV is obtained by the use of two of the counting outputs of the tubes with openings of the red blood cells, for the purpose of safety. The system provides analog electrical values representing these four parameters and stocks in suitable storage circuits.
To calculate the three remaining parameters, electronic means are provided: The RBC and MCV are multiplied in a servo-controlled computer to give the HCT. The HCT and HGB are divided in a similar apparatus to provide the MCHC. The
MCV and MCHC are multiplied in the latter apparatus to give MCH. The three derived parameters MCHC, MCH and HCT are also stored so that they can be read to allow printing of data on the sample card.
The device is entirely programmed by a series of cams which are arranged in such a way as to have their own rotary movement with respect to each other, on shafts driven at constant speed. These cams simply act on switches, the surfaces of the cams being in or out of contact with the switches which are to be opened or closed in response to the movements of the cams. These switches can be electric or be formed by valves, hydraulic or pneumatic.
In fig. 1, the diagram illustrates the device by symbols. The main control valve for the precise measurement of whole blood is shown in the upper left part of the diagram and is generally designated 10. It is formed of three elements 12, 14 and 16, the central element 14 being sandwiched between the other two, and is tiltable so as to allow alignment of certain passageways.
The sandwich member 14 is a highly precise and carefully executed construction having a single duct on opposite sides of a center pivot on which it is mounted so as to be able to oscillate.
Each of these conduits is intended to contain a precise quantity of fluid and, by moving between two positions, determines the dose of fluid contained and passes or transfers it. This operation is represented by the arrows showing the alignment of the central ducts with respect to those which are carried by the other elements of the part 10. Thus, the upper element 12 and the lower element 16 are fixed relative to one another. to the other and each of them presents four conduits or passageways. These conduits are designated by P1, P2, P3 and P4 in the upper element 12, and by PS, P6, P7 and P8 in the lower element 16.
When the central element 14 occupies a position, called the first, its left duct or passage P9 is aligned with the passageways P1 and P5 while its right passageway or path P10 is aligned with the passageways P3 and P7 .
If the central element 14 is caused to rotate on the pivot symbolically designated by the dotted line 18, in its second position, the passageways P9 and P10 come to be placed in the positions indicated by the dotted lines, in the direction indicated by the arrows, that is to say to the right of FIG. 1, interrupting the flow between passageways P1 and P5 and between passageways P3 and P7, while aligning passageway P9 on passageways P2 and P6 as well as passageway P10 on paths passage P4 and P8.
This operation can be reversed, which has the effect of dosing a precise volume of fluid from one of the paths and introducing it into another, while blocking the first. For practical reasons the valve is referred to as a sandwich assembly.
The fluid lines are connected to the sandwich assembly as follows:
1. The conduit 20 connects the passage P1 to the lower end of the sample control valve 22.
2. Line 24 connects passageway P2 to the upper end of diluent control valve 26.
3. Line 28 connects passage P3 to the lower end of diluent control valve 26.
4. Line 30 connects passage P4 to the upper end of sample control valve 22.
5. The conduit 32 connects the passage P5 to the sample suction breather 34. Note that this suction breather is indicated as plunging at 38 into a container 36 containing a whole blood sample. The container 36 is formed from any container capable of carrying any form of identification (not shown). As mentioned above, the identification is preferably in the form of a card of another white paper, adapted to be fed into a printing apparatus, so that the parameters determined by the apparatus for a particular sample are printed there.
6. The conduit 40 connects the passage P6 to the smaller chamber 42 of the mixing vessel 44 of the white blood cells.
7. The conduit 46 connects the passage P7 to the smaller chamber 48 of the mixing vessel 50 of red blood cells.
8. The conduit 52 connects the passage path P8 to the larger chamber 54 of the mixing vessel 44 of the white blood cells. This conduit is sometimes called a thief.
A sample pump 56 is connected, through conduits 58 and 60, to the sample control valve 22, and a diluent pump 62 is connected, through conduits 64 and 66, to a diluent control valve 26. The two control valves 22 and 26 are three-way valves whose alternating internal paths are shown schematically by dotted oblique lines. The pairs of passages are designated by P11 and Poil 'in the valve 22 and by P12 and P12' in the valve 26. In the case of the valve 22, the central passages lead to the discharge, designated by W, and, in the case of valve 26, the central passages are connected to a conduit 70 coming from a diluent reservoir 72.
Pumps 56 and 62 are in reality tubings enclosing positive motion pistons, moving from one end to the other and thus moving a determined volume of fluid. Each pump sucks on one side the same fluid that it delivers to the other end.
It is assumed that the main control valve 10 is in the position shown in FIG. 1, its central plate 14 being arranged such that the parts in solid lines of the conduits P9 and P10 are aligned to the left, on the passageways shown, the operation of the sample pump 56, by the movement of its piston from bottom to top, while the two paths P11 'of the valve 22 are in operation, allowing a whole blood sample 38 to be drawn into the conduits 32 and 20, through the passageways P1, P9 and P5. At the same time, any liquid that may be in the upper end of the sample pump 56 is discharged to W through line 58. The passageways PII are closed during this time.
Whole blood fills the passage path P9 and, when the element 14 is brought into its other position, represented by the dotted lines of the passage path
P9, the collected blood is brought into alignment with the passageways P2 and P6.
The dilutions which are carried out for the determination of red and white blood cells must be made first according to the white blood cells, since the concentration must be much greater for these due to their lower number.
The red blood sample is obtained by diluting a first solution made for white blood cells.
A container containing an apertured tube for the sample of white blood cells, shown at 90, is hereinafter referred to for convenience as the white bath. A vacuum chamber 92 is also provided and a container containing an aperture tube for the sample of red blood cells, designated 94, is hereinafter referred to for convenience as a red bath.
A valve 112 is disposed on a drain line 114 connecting a white blood cell mixing vessel 54 to a lysis vessel 116. A valve 118 is mounted on a drain line 120 which connects the vessel 116 to the white bath 90.
A source of lysis agent 22 is connected to the lysis vessel by means of a line 123 and a metering pump 124.
The white bath is arranged to be rinsed from a source of rinse aid by a valve 134 on a line 135. A valve 136 on a line 138 is also connected to a drain line 140 of the line. bath 90 so as to direct the fluid onto a discharge vessel 141, this valve being controlled by a vacuum line 142. The white bath supports several apertured tubes 144 each having a particle detection opening 146 and detection electrodes associated, not shown.
The red bath 94 is similarly connected to a source of rinse aid and to the discharge vessel 141 by members 149, 150, 152, 156; the red bath carries apertured tubes 158 having apertures 160 and is connected to the red cell mixing vessel 50 by elements 174 and 176. Likewise, the discharge vessel 141 is connected to the vacuum chamber 92 by a pipe 170 provided with a valve 172.
The operation of the apparatus described above is fully described in Swiss patent No 494 963 from which it appears that the red and white baths 94 and 90 receive suitable volumes of blood samples 38 allowing the determination of the seven parameters. of blood described above.
The first parameters to be measured are the red blood cell count, the white blood cell count and the hemoglobin parameter. After the diluted samples have been placed in baths 90 and 94, the counting process begins. It consists in applying a constant vacuum to the pipe 180 by means of the vacuum chamber 92. A vacuum regulator, connected to 182, is set to a suitable value by observing the pressure gauge 184, which, when authorized to take off fluid from the baths to bring it into the apertured tubes for a given time, dose a suitable volume of samples for counting. Line 180 terminates, through valves 186 and 188, respectively, to isolation chambers 190 and 192, respectively.
Each of these chambers has three distinct portions 194 each provided with a drip nozzle connected to one of the opening tubes of the associated bath. Thus, these parts 194 have drip nozzles 196 connected to the pipes 198 leading to the tubes - with respective apertures 144 and 158. By applying a vacuum to the chambers 190 and 192, the sample is sucked through the openings 146 and 160 towards the interior of the respective tubes; as the sample passes through the openings it can be counted as indicated, for example, in British Patent No. 722,418. By allowing the discharge product to flow through the conduits 198, there is no electrical interference between the circuits with - opening.
The two facilities for white and red blood cells are shown as the same; however, only the bath 90 requires a rectangular extension 200 at its base. The same extension 200 can be used for bath 94, for reasons of uniformity.
A light source 202, directed by an optical train 204 which includes a green filter producing monochromatic light of suitable wavelength, sends a light beam through this extension 200 and strikes an electric photocell of a determining device. hemoglobin 206.
After that, a measurement can be made of the pure diluent used to rinse the bath 90. This value is used to obtain the hemoglobin parameter and store it in the appropriate circuits used by the printer.
In fig. 2, only the important components of the electrical part of the apparatus are shown, control, reset, and other connections being omitted for clarity.
Because there are three aperture tubes for each of the diluted samples, there are, therefore, six aperture circuits, with an amplifier, a threshold circuit, an integrator, etc. for each opening. To enable the diagram to be followed, all the components and connections related to the white blood cell counting circuit are placed at the top of the diagram and generally designated by the letter B. The blood cell counting and analysis circuits red are placed under the white circuits and are designated by the letter R. At the bottom is shown the circuit for calculating the hemoglobin parameter.
The counting circuits are similar for red and white, and therefore, only white will be described, components and equivalent circuits bearing the same reference signs. The differences will be explained as the description proceeds.
Starting left at the top, blocks 300-1, 300-2, and 300-3 represent the white opening circuits that would include the electrodes described above, connections, etc. The signals produced in these circuits result from each aperture tube through which the particles to be examined pass.
The resulting signals are fed into amplifiers 302-1, 302-2 and 302-3 through which the current source 304 supplies all the openings. In the present construction, the apertures are approximately 100 microns in diameter and are carefully sized so that one power source is sufficient for all. Current adjustment can be made and each individual channel is adjustable to provide identical counting and signals.
The outputs of the amplifiers 302 are connected to a switching network 306, which normally has straight connections, but which allows cross connections during the adjustment periods. The output of each amplifier 302 is thus connected to its own threshold circuit 308-1, 308-2 or 308-3, as the case may be. The amplifier outputs are also connected, by lines 310, as well as the outputs 324 of the threshold circuits, to the circuits 312 of the cathode ray oscilloscope, so that each opening circuit produces an image on the cathode ray oscilloscope. oscilloscope 314, which indicates the status of its operation.
By appropriate electronic adjustment, all three images can be observed simultaneously at 316 and, similarly, images of the opening circuits of red blood cells can be observed at 318. The main outputs of threshold circuits 308 are connected to integrators. 320-1, 320-2 and 320-3, respectively, by the pump circuits 322-1, 322-2 and 322-3, each of them normally comprising a capacitor, an electronic switch and diodes of which it will be made mention further.
It is necessary to convert the pulses which are produced by the opening circuits into analog quantities allowing the calculation of the unmeasured parameters. These pulses are voltages at the threshold outputs 326-1, 326-2 and 326-3, provided that the opening pulse is high enough to cross the set threshold level. Each pulse charges a capacitor in its respective pump circuit 322, which in turn discharges into integrator circuit 320 connected thereto. The integrator circuit accumulates the charges and provides an accumulated voltage proportional to the number of charge pulses and which can be read at outputs 328-1, 328-2 and 328-3, respectively.
The circuit is so arranged that its outputs can be read, as desired, by means of switch SW-1, which can be switched from the normal output of the discrimination circuit 330 to any of the outputs of integrator, or to a test position. This allows a calibration of the adjustable capacities of the integrator pump.
The discrimination circuit 330 is fully described in the electronics patent of multiple apertures (Swiss patent No. 461,852). If all the inputs in the discrimination circuit have approximately the same value, it means that all the openings are free and producing signals. In the event that one of the openings is blocked, the signals for this opening will be totally different from the signals for the other two. By an electronic elimination process, the data of the blocked opening is discarded and only the data of the other two are used. Discrimination can result from the fact that all data is discarded, if the three signals are totally different.
Discrimination circuit 330 normally provides an output voltage which is the average of the three inputs, but, if one of the openings begins to produce a signal that deviates from the other two by a factor controlled by the circuit, that signal is automatically excluded, and only the other two are averaged. The voltage at 332 is adjusted in a coincidence error correction network 334 and the total output is attenuated at 338 by a factor representing the conversion of the signal to a voltage representing the WBC number. The attenuator 340 has two states: In one position, the output of the coincidence correction network 336 is transferred directly, unchanged, to 338.
In the other position a fraction of 336 and 332 'are added to produce a different coincidence error correction factor, so as to correspond to a change in the scale factor in the integrator 320-1, 320- 2 and 320-3. The purpose of this function should be explained.
The number of white blood cells in any given sample is very small compared to the number of red blood cells; the variation or dynamic range is also very large. Therefore,.
for white blood cell count circuits, where the variation is very large, the difference between the values provided by the integrators would be difficult to handle with stability using the components generally available. With populations that have a lot of white blood cells, the voltage that each cell represents at 328, 1, 2, 3, should be lower than the pulse voltage with low density populations. Therefore, when the integrators and the discriminating circuits are arranged to provide a given output for a small change, if the number of white blood cells increases widely beyond a certain predetermined amount, the circuit can be automatically switched to. make compensation. This is preferably done by sensing the state of charge in the integrators 320.
A normally non-conductive scale select switch 342 receives voltage from the outputs of integrator 344-1, 344-2, and 344-3. Each time one of the integrators is saturated, which means the input of a much greater number of pulses than the number for which the switch is set, conduction takes place and five circuits are made conductive. Three of these are controlled by line 346 and fed back to the integrators, connecting additional capacitors in parallel with the integrator capacitors, so as to change the scale of the integrators. Two are placed in circuits 340 and 338, fed by line 348. One changes the coincidence correction and the other the output attenuation to take into account the change of scale.
The output of attenuator 338 is 350 and provides a direct current whose voltage is proportional to the WBC.
Because red blood cells do not have as large a variation in number as white blood cells, these variations can be easily handled by a scale integrator. Therefore, the red blood cell circuits do not have a circuit arrangement equivalent to switch 342 and its associated parts. For everything else, the red blood cell counting circuit is identical in composition and the number of components is identical to that of white blood cells. Usually the requirements for the circuit arrangement of red blood cells is more stringent than that of white blood cells, since size measurement is often performed on red blood cells. Accordingly, it is desired to preserve the amplitudes at least up to the point where the dimension information is taken from the original signal channels.
In this case, to obtain the MCV the dimension information is taken directly from the output of amplifiers 302-1 and 302-2. Because there is a discrimination circuit 330 in the red part of the device, the use of two outputs at 352 and 353 for MCV determination provides greater security in the event that one of the channels is obstructed. These signals are fed into MCV attenuators 354-1 and 354-2 and, from there, into MCV devices 356-1 and 356-2.
The outputs of the MCV devices are fed through lines 358 to averaging devices of a suitable type in the discriminator 330 such that the output at 360 is an average signal proportional to MCV. Bypass lines make the connection with the terminals of the switch SW-2, which is activated at the same time as the discrimination circuit to switch off one of the lines 358, as well as the device.
MCV averaging, in case the discrimination device indicates that one of them is providing inaccurate information. This circuit allows the same voltage factor to occur in 360 when the average of two MCV signals or one of them is used, in the case of elimination due to obstruction of an opening.
Appropriately attenuated at 362, a value is produced on line 364, that value being proportional to MCV, and then having to be converted so that the actual value of the MCV parameter can be known. Two other outputs are derived from the MCV information, one of which is attenuated by a different amount at 366, to produce the voltage at 368, which is a function of.
MCV, denoted by fa MCV, and the other, which is not attenuated and is on line 370, denoted by fb
MCV.
The RBC of the red blood cell counting circuit exits attenuator 338 through line 372, this attenuator being the equivalent of white attenuator 338, except for switching the scale factor.
The hemoglobin measuring device 206 is shown at the bottom of FIG. 2. Its probe 206, shown in FIG. 1, supplies a current which is amplified in amplifier 374 and converted in computer 372 to a voltage, at 378, which, if appropriately attenuated at 380, represents at 382 an analog quantity, which is the HGB of the sample. This information can be converted into digital data. The signal at 378 is attenuated, on a different scale, in attenuator 384, to provide a different voltage on line 386, so that it can be used for the index calculation for which it is intended.
This value is a function of HGB and is referred to as fHGB.
Note that the voltage from RBC at 336 is used without attenuation in other calculations, and is applied through line 388 to one of the computing devices. This value is a function of RBC and is referred to as fRBC.
The information which has been measured and that which is calculated by the device must be printed on a card or else transferred to display devices or recorders. This requires the conversion of analog information into digital information; however, for convenience the signals are first processed as analog values. Lines 350, 364, 372, and 382 go directly to the dispensing apparatus, which is referred to as switch 390. Each of the seven parameters has a terminal and switch 390 scans each terminal one after the other. , transmitting the information successively to the printer 392 after having converted it into digital information in the converter 394.
The information can be sampled, if desired, in any suitable device 396, to obtain an indication of the analog quantities on line 398 for other uses as needed. The printer carriage 400 allows the card to be advanced after each parameter for a given function has been registered.
Calculator 402 provides the HCT and calculator 404 provides the other two indications.
The voltage denoted by fRBC is proportional to
RBC and is applied to the servo amplifier by the
line 388, this amplifier driving the motor 408 which rotates the cursor 410 of a potentiometer 412, which is set to present a predetermined voltage with respect to ground. This voltage is obtained by an appropriate reference and is adjusted by a divider 414 to the necessary value. The position of cursor 410 is thus related to RBC, and the voltage error response through line 416 keeps the voltage error at zero by appropriate rotation of the cursor. Potentiometer 420 sets a voltage which is proportional to MCV, in that line 370 is
connected to its higher potential end. It is recalled that the voltage on this line is a function of the
MCV, referred to as faMCV.
Because the rotation of the
cursor 410 is synchronized with that of cursor 422, the voltage at 422 is equal to the product of the ten
sion to the higher potential end of potentiometer 420 by the rotation or RBC, this product being directly proportional to HCT. The output, which corresponds to the voltage stored at cursor 422, appears on line 424.
The voltage at cursor 422 is amplified at 426 and is applied through line 428 to the top of potentiometer 430, so that the voltage across the potentiometer is proportional to HCT. This is in calculator 404, but it should be noted that there are two more potentiometers 432 and 434. Potentiometer 432 is connected to line 368 so that the voltage faMCV on this line returns the voltage across the potentiometer proportional to MCV. The potentiometer 434 has a fixed voltage which is determined by the divider 436 and the value of the reference voltage.
Since the servo amplifier device described above made the position of cursor 410 a function of RBC, servo amplifier 438, motor 440, feedback line 442, and amplifier connection. servo 438, with line 386, causes the rotation of slider 444 to be proportional to HGB, divided by HCT or
MCHC. This is because instead of a constant voltage on potentiometer 430, as in the case of potentiometer 412, the voltage of the HCT appears on this potentiometer and varies. Reaction 446 simply sets the width to constant zero.
To obtain a voltage value proportional to the position of cursor 444, multiple cursor 448 taps a voltage from potentiometer 434, this voltage appearing at 450 as the MCHC.
The final quantity obtained, that is to say the MCH, appears at cursor 452 of potentiometer 432. The position of the cursor being proportional to MCHC, this cursor being mounted in series with the other cursors, and because the voltage on potentiometer 432 is proportional to MCV, the operation performed is to multiply MCV by MCHC, and the result on line 454 is MCH.
The above description of the apparatus should not be regarded as being limiting. Various additional components may be included by those skilled in the art, as mentioned above, in the form of means for resetting integrators and similar circuits, means for implementing a timer signal for setting. when the device is in operation, a shutdown circuit to prevent damage to the various components, etc. Even though the calculations were made from
analog way using servo systems,
other digital or analog techniques are suitable
would also.