CN104508481B - 用于对诸如血液颗粒之类的包含在流体中的颗粒的移动速率进行表征的方法和系统 - Google Patents

Abstract

根据本发明的方法能够对颗粒速率的变化或颗粒凝聚进行表征，诸如血液颗粒之类的颗粒包含在流体(12)中。表征方法包括以下步骤：将流体(12)引入流体腔室(14)；使用光源(16)发射的激发光束(18)照亮流体腔室(14)，光束(18)沿纵向(X)延伸穿过流体腔室(14)；使用矩阵光电探测器(20)采集至少一个图像，所述图像由被照亮的流体腔室(14)所透射的辐射形成；以及根据至少一个采集图像计算至少一个对颗粒的速率的变化或凝聚进行表征的指示符。在采集步骤期间，光电探测器(20)沿纵向(X)位于与流体腔室(14)相距小于1cm的距离(D2)处。

Description

用于对诸如血液颗粒之类的包含在流体中的颗粒的移动速率 进行表征的方法和系统

技术领域

本发明涉及一种用于对颗粒速率的变化或者颗粒的凝聚进行表征的方法，诸如血液颗粒之类的颗粒包含在流体中，该方法包括以下步骤：

将流体引入流体腔室；

使用光源发射的激发光束照亮流体腔室，光束沿纵向延伸穿过流体腔室；

使用矩阵光电探测器采集至少一个图像，该图像通过照亮的流体腔室所透射的辐射形成；以及

根据至少一个采集图像计算至少一个对颗粒的速率的变化或凝聚进行表征的指示符。

本发明还涉及一种用于对诸如血液颗粒之类的包含在流体中的的颗粒的速率的变化或颗粒凝聚进行表征的系统。

本发明尤其涉及为了表征诸如血液之类的流体而对照亮流体腔室的光束进行无透镜成像的领域。

本发明尤其适用于确定与血液凝结相关的参数，尤其适用于凝结时间的测量。本发明还适用于确定与血液中的颗粒凝集相关的参数，尤其适用于通过对待测试血液和抗体的细胞聚集进行表征来确定血型。

背景技术

从文献EP 2233923 A1中已知一种上述类型的表征方法和系统。所述方法旨在对包含血液的流体的凝结或沉降动力学进行表征。用于实施该方法的系统包括容纳流体的流体腔室、能够发射照亮光束的空间相干光源、以及用于将光束反射向腔室的镜子。光束沿纵向从反射镜延伸向流体腔室。

系统还包括诸如CCD(Charged-Coupled Device，电荷耦合器件)或CMOS(Complementary Metal Oxide Semiconductor，互补金属氧化物半导体)型矩阵传感器之类的图像传感器，其被布置成使得可以采集由包含在腔室中的颗粒与光束之间的相互作用所生成的光粒度图案的一系列按时间排列的图像。表征系统还包括用于对所述一系列按时间排列的图像进行处理的处理单元。

流体腔室在纵向上位于镜子和图像传感器之间。流体腔室和图像传感器之间在纵向上的距离为几厘米或几十厘米。空间相干光源发射的光束沿着与纵向垂直并穿过流体腔室的平面具有介于10μm²至几十平方毫米之间的表面。

这样的系统和方法使得可以对包含在流体中的血液的凝结或沉降动力学进行有效表征。

然而，这样的系统具有相对较大的体积。此外，该系统使得仅能在流体腔室中相对较小的体积内观察到凝结现象。

发明内容

本发明因而旨在提出一种表征方法和系统，使得可以在限制表征系统的体积的同时对更大体积的流体进行观测。

为此，本发明涉及一种上述类型的表征方法，其特征在于，在采集步骤期间，光电探测器位于沿纵向与流体腔室相距小于1cm的距离处。

根据本发明的其它有利方面，表征方法包括以下特征中单独或根据全部技术可行组合所考虑的一个或更多：

光束在与纵向垂直的平面内具有介于5mm²和200mm²之间、较优地等于25mm²的表面，所述表面被布置为与流体腔室接触；

光束直接照亮流体腔室，并且在流体腔室和光电探测器之间不存在放大透镜的情况下，图像由被照亮的流体腔室所透射的辐射直接形成；这并不排除可能使用放置在光电探测器的每个像素上的微型物镜；

在采集步骤期间，在不同时刻相继采集多个透射图像，并且在计算步骤期间，第一计算的指示符为能够对颗粒的速率的变化进行表征的相关性指示符，相关性指示符代表至少两个分别在时刻n和n+m处采集的透射图像之间的相关性或者对于所述透射图像的预定区域的相关性；

该方法还包括用于将流体与能够有助于使颗粒减缓的试剂进行混合的步骤，试剂比如为借助于血液的凝结能够有助于血液颗粒减缓的试剂；

该方法还包括以下步骤：用于根据第一计算的指示符来确定血液颗粒的凝结和/或确定介于初始时刻与第一计算的指示符取预定值的时刻之间的、被称为凝结时间的时间间隔；

光源为诸如激光之类的空间和时间相干光源；

第一指示符根据限定了所述透射图像之间的空间相关性的相关性图像或者根据所述相关性图像的预定区域进行计算；

相关性图像由以下等式确定：

其中，x和y表示所述图像的点的坐标，Icorr_n+m(x,y)为具有X行和Y列的矩阵，

k1(x,y)表示具有P行和Q列的预定矩阵，

A_n(x,y)和A_n+m(x,y)由以下等式定义：

I_n(x,y)、I_n+m(x,y)表示时刻n和n+m处的两个连续的透射图像，I_n(x,y)、I_n+m(x,y)为具有X行和Y列的矩阵，

并且符号表示由下式定义的卷积结果：

F(x,y)为具有X行和Y列的矩阵，

X、Y、P和Q为满足X≥P≥1和Y≥Q≥1的整数；

第一指示符使用以下等式计算：

其中，Ind1_n,n+m表示所述第一指示符，

C_n(x,y)和C_n+m(x,y)由以下等式定义：

I’_n(x,y)、I’_n+m(x,y)分别表示在时刻n和n+m处的两个连续的透射图像的预定区域，x和y表示所述图像的点的坐标，I’_n(x,y)、I’_n+m(x,y)为具有N行和M列的矩阵，以及

表示各个预定区域I'_n(x,y)和I’_n+m(x,y)的平均值；

该方法还包括用于将流体与能够产生颗粒凝聚的试剂进行混合的步骤，在该步骤中，在计算步骤期间，第二计算的指示符为针对每个采集的图像的指示符，第二指示符代表图像的在图像的预定区域中的像素的强度，并且其中，该方法还包括用于根据第二计算的指示符确定颗粒的凝聚状态的步骤；

所述凝聚状态是在第二指示符超过预定阈值时进行确定的；

所述凝聚状态是在第二指示符超过由在参考区域中采集的图像获得的参考指示符时进行确定的；

血液颗粒为红血球，试剂包括抗体，并与血型有关的信息还根据所述凝聚状态进行确定；

流体包括分析物，该方法则包括根据所述第二指示符对流体中的所述分析物的数量进行估计；以及

流体腔室包括数个流体流通通道，并且在计算步骤期间，针对通道中的每一个计算指示符。

本发明还涉及一种用于对颗粒速率的变化或颗粒凝聚进行表征的系统，诸如血液颗粒之类的颗粒包含在流体中，该系统包括：

流体腔室，设计为容纳流体；

光源，能够发射激发光束以照亮流体腔室，光束沿纵向延伸穿过流体腔室；

矩阵光电探测器，能够对被照亮的流体腔室所透射的辐射的至少一个图像进行采集；以及

信息处理单元，包括用于根据至少一个采集的图像对至少一个表征颗粒的速率的变化或凝聚的指示符进行计算的计算装置；

其特征在于，光电探测器位于沿纵向与流体腔室相距小于1cm的距离处。

根据本发明的另一有利方面，矩阵光电探测器包括多个像素，每个像素均具有小于或等于4μm的尺寸。

附图说明

通过阅读仅作为非限定示例所提供并且参照附图进行的以下说明，本发明的这些特征和优点将更加明显，在附图中：

图1为根据本发明的表征系统的非常概括的图示，该表征系统包括容纳待表征流体的流体腔室、能够沿纵向照亮腔室的光源、用于对照亮的腔室所透射的辐射的图像进行采集的矩阵光电探测器以及信息处理单元；

图2为根据本发明的表征系统的、根据光源相对于矩阵光电探测器的另一布置的非常概括的图示；

图3为根据第一替代方式的流体室在纵向上的图解示图以及图1的矩阵光电探测器相对于腔室的布置的图解示图；

图4为根据第二替代方式的类似于图3的示图；

图5为根据本发明的表征方法的流程图；

图6为由矩阵光电探测器采集的图1的腔室中的空通道的图像；

图7和8为由光电探测器在不同时刻采集的含有流体的腔室的图像；

图9和10由图1的处理单元根据在不同时刻采集的图像计算的相关性图像；

图11为指示符随时间演化的描绘，该指示符对包含在流体中的颗粒的诸如颗粒的减慢之类的速率变化进行表征；

图12为显示出细胞聚集情况随血型和沉积的抗体而变化的表格；

图13为根据第二实施例的类似于图3和4的示图，流体腔室包括两个腔室；

图14和15为图13的腔室的第一通道和第二通道各自的图像，第二通道具有细胞聚集，图像通过图1的光电探测器进行采集；

图16和17为在图14和15中采集的图像的灰度直方图；

图18至21为由根据第二实施例的第二示例的光电探测器采集的待表征流体的图像，待表征流体包含血液，血液中添加有可变数量的抗体，这些图像针对数量递增的抗体进行采集；

图22至25分别为在图18至21中采集的图像的灰度直方图；

图26至29分别为通过使用显微镜获得的并且形成参考图像的图18至21中表征的流体经稀释后的图像；

图30至34为由根据第二实施例的第三示例的光电探测器采集的待表征流体的图像，待表征流体包含血液、可变数量的A蛋白质、以及相同添加数量的抗体；

图35至39分别为在图30至34中采集的图像的灰度直方图；

图40至44分别为通过使用显微镜获得的并且形成参考图像的图30至34中表征的流体经稀释后的图像；以及

图45为使用抗体的红血球和A蛋白质的凝集的非常概括的图示。

具体实施方式

在图1中，表征系统1被设计为通过采集被照亮的流体12所透射的辐射所形成的图像以及随后对这些图像进行处理来对颗粒的速率的变化或者颗粒凝聚进行表征，诸如血液颗粒之类的颗粒包含在流体12中。如此后要更详细说明的，颗粒速率的变化例如为颗粒的减慢。本领域的技术人员应当理解，根据本发明的表征系统10类似地能够对颗粒的加速进行表征。

因此，在通常情况下，表征系统10被设计为对包括颗粒的流体的参数进行表征，该流体尤其为血液。该参数例如为组成流体的颗粒的凝结或凝聚。替代性地，所述参数是对颗粒的计数或者对颗粒的形态的观测。

术语“颗粒”尤其指的是生物颗粒，即细胞(例如，红血球、白血球、或血小板)、细菌、病毒、或者任意其它分子(例如，蛋白质)。

凝集(或凝聚)指的是颗粒在所引入的试剂的作用下彼此连接形成三维结构。

凝集(或凝聚)状态指的是对凝集物的大小或者关于凝集物中存在的颗粒数量的相对或绝对估算。

表征系统10包括设计用于容纳流体12的流体腔室14、能够发射激发光束18以照亮流体腔室14的光源16、沿纵向X取向穿过流体腔室14的光束18、以及能够对光束18照亮的流体腔室14所透射的辐射的图像进行采集的矩阵光电探测器20。透射的辐射指的是穿过流体腔室的辐射，以使得矩阵光电探测器20和光源16位于流体腔室14的两侧。

表征系统10包括信息处理单元21和用于对腔室14的图像进行显示的屏幕22。

在所述实施例中，表征系统10能够对血液的凝结或者血液颗粒的凝集进行表征，血液颗粒的凝集使得可以确定相关的血型。此时流体12包含血液。流体12例如为全部血液、部分血液、或者血清。替代性地，流体12为另一种体液，诸如尿、汗等等。

流体腔室14在纵向上位于光源16与矩阵光电探测器20之间。如图3中所示，流体腔室14包括流体的沉积区域26以及一个或更多用于流体12的流通通道28。

流体腔室14包括至少一个由未示出的上板与下板在方向X上限定的流体通道。这些板为至少部分透明的，从而可以使用光源16照亮流体12并且通过矩阵探测器20对透射的辐射进行探测。

下板和上板例如为未示出的载玻片并且由未示出的间隔物分开，以使得载玻片在纵向X上被分开大约160μm。

流体腔室14沿纵向X具有厚度E。厚度E例如具有介于20μm至1000μm之间、较优地介于30μm至300μm之间的值。

光源16能够沿纵向X发射光束18。

光源16被置于沿纵向X与流体腔室14相距第一距离D1处。第一距离D1较优地具有介于1cm至30cm、例如等于20cm的值。

在所述实施例中，光源16为空间和时间相干光源。光源16例如为激光。替代性地，光源16为激光二极管(DL，diode Laser)或者VCSEL(Vertical Cavity Surface EmittingLaser，垂直腔面发射激光器)型激光二极管。

同样替代性地，光源16为单色并且具有认为是空间相干的足够小的尺寸的发光二极管(LED，light-emitting diode)，LED的直径小于将该LED与腔室分开的第一距离D1的十分之一。

如图1中所示，沿纵向X取向的光束18在流体腔室的水平处在与纵向X垂直的平面P内具有介于5mm²至200mm²、较优地等于25mm²的表面积。平面P被布置为与流体腔室14接触。因此，被照亮的流体表面比现有技术中更大。这使得有可能消除期望确定的参数的局部波动。

光束18较优地在光源16与流体腔室14之间并未放置有放大透镜的情况下能够直接照亮流体腔室14。

矩阵光电探测器20为包括有未示出的多个像素的像素图像传感器。光电探测器20的每个像素具有小于或等于10μm甚至4μm的尺寸。每个像素例如为每一边都具有小于或等于10μm甚至4μm的值的正方形。在所述实施例中，每个像素采用各个边的长度为4μm的正方形形式。替代性地，每个像素采用每一边的长度为2.2μm的正方形形式。

矩阵光电探测器20位于沿纵向X与流体腔室14相距第二距离D2处。第二距离D2具有小于1cm且较优地介于100μm至2mm之间的值。在探测器和腔室之间优选短距离使得有可能对不同衍射图案之间的干涉现象进行限制。实际上，当该距离增大时，尤其当衍射颗粒的数量增加时，这些干涉能够使得图像无法使用。这归因于被照亮的流体的体积比申请EP2233923A1中所述的现有技术的装置中更大这一事实。在将探测器放置在超过1cm远的距离处的情况下，探测器上获得的图像很难使用。

在流体腔室14和矩阵光电探测器20之间并未放置有放大透镜的情况下，矩阵光电探测器20采集的图像由所照亮的流体腔室14直接透射的辐射形成。矩阵光电探测器20还被称为无透镜成像装置，并且能够在被放置在与流体腔室14相距小的距离处时形成流体腔室14的图像。小的距离指的是小于1cm的距离。

矩阵光电探测器20能够每5秒生成至少一个图像，并且采集频率因而大于0.2Hz。矩阵光电探测器20为二维图像传感器，即在与纵向轴X垂直的平面内。图像的采集频率较优地介于1Hz至20Hz之间。

矩阵光电探测器20例如为CCD传感器。替代性地，光电探测器20为CMOS传感器。

如图3中所示，矩阵光电探测器20例如在纵向X上与流体腔室14大体对准，其中光电探测器20以点划线示出。

替代性地，如图4中所示，矩阵光电探测器20沿纵向轴X相对于腔室14略微偏移，其中光电探测器20也以点划线示出。

图1中所示的信息处理单元21包括数据处理器30以及与处理器相关联的存储器32。

在图2的示例实施例中，矩阵光电探测器20、光源16以及可选地全部或部分信息处理单元21被固定于第二基板23。表征系统10包括例如镜子的光学系统24，使得有可能将光束18从光源16返回到光电探测器20。这使得可以形成一紧凑系统。流体腔室14形成在例如可拆卸支承件25上形成。可拆卸支承件25例如为一次性的并且设计为以悬在光电探测器20之上的方式插入到与光电探测器20相距较小距离处，以使得流体腔室能够被光束18照亮。根据该示例实施例，支承件25被设计为容纳待分析流体12，然后被插入到光电探测器20附近以使得能够完成分析。支承件25例如包括导管，导管中的流体12一直流到流体腔室的通道28，流体腔室14连接到该导管。当分析完成时，支承件25被移除，特别地被丢弃。表征系统10随后可用于使用另一支承件执行另一测量。

本领域的技术人员应当理解，在图2的示例性实施例中，纵向X对应于光学系统24的相应镜子与光电探测器20之间的光束18穿过流体腔室14的最后部分。

如图3和4中所示，所述或各个流通通道28具有宽度L。宽度L例如具有介于50μm至5mm之间、较优地等于1.5mm的值。

存储器32能够存储软件34和第一软件36，软件34用于对矩阵光电探测器20采集的图像进行接收，第一软件36用于对能够表征所需参数的第一指示符Ind1_n,n+m进行计算，在此情况下为颗粒的速率的变化，例如颗粒的减缓。附加地或替代性地，存储器32能够存储第二软件38，第二软件38用于对能够表征另一所需参数的第二指示符Ind2进行计算，在此情况下为颗粒的凝聚。存储器32还能够存储软件40，软件40用于对颗粒的速率的变化和/或颗粒的凝聚进行表征。

替代性地，接收装置34、第一计算装置36、第二计算装置38和表征装置40采用可编程逻辑元件的形式或者采用专用集成电路的形式制作。

接收软件34能够定期地从光电探测器20接收在不同时刻相继采集的图像。接收软件34能够每秒接收至少一个图像，并且图像的接收频率大于0.2Hz、通常在1Hz至20Hz之间。

第一计算软件36能够对表示透射图像I_n(x,y)的图像A_n进行计算，从图像A_n中提出局部均值。局部均值通过使用卷积核k1对图像I_n(x,y)进行卷积而得到。卷积核k1为相对于I_n具有较小尺寸的矩阵。例如，卷积核k1的尺寸为10像素×10像素，且I_n的尺寸为卷积核k1的尺寸的至少两倍甚至10倍。包括P行和Q列的卷积核k1例如为齐次的，卷积核k1的全部值相同。根据前述，P和Q为整数，例如等于10。因此，建立分别与时刻n和n+m对应的两个图像A_n和A_n+m，m为整数。一般来说，m等于1，透射图像I_n和I_n+1为两个连续的透射图像。

其中，I_n(x,y)、I_n+m(x,y)表示在时刻n和n+m处的两个连续的透射图像，x和y表示各个图像的点的坐标，I_n(x,y)、I_n+m(x,y)为具有X行和Y列的矩阵，符号表示由下式定义的卷积结果：

F为具有X行和Y列的矩阵，

k1表示用于所采集的图像的相关性的卷积核，k1为具有P行和Q列的矩阵，

X、Y、P和Q为满足X≥P≥1和Y≥Q≥1的整数

图像例如由矩阵光电探测器20每秒采集的图像，因而两个透射图像I_n(x,y)、I_n+1(x,y)则为以一秒的间隔采集的图像。

第一计算软件36能够例如根据下式对代表两个透射图像I_n(x,y)、I_n+m(x,y)之间的相关性的相关性图像Icorr_n,n+m(x,y)进行计算：

其中，Icor_rn,n+m(x,y)表示分别在n和n+m时刻建立的两个透射图像I_n、I_n+m的相关性图像；x和y表示图像的点的坐标，Icorr_n,n+m(x,y)为具有X行和Y列的矩阵。

第一计算软件36最后能够根据之前获得的相关性图像Icorr_n,n+m(x,y)计算第一指示符Ind1_n,n+m。该指示符Ind1_n,n+m代表图像Icorr_n,n+m(x,y)的强度。该指示符Ind1_n,n+m随后能够对诸如颗粒的减缓之类的颗粒的速率的变化进行表征。

相关性指示符Ind1_n,n+m代表至少两个分别在n和n+m时刻采集的透射图像I_n(x,y)和I_n+m(x,y)之间的相关性，该相关性针对相关性图像Icorr_n,n+m(x,y)的关注区域142建立。所述关注区域142由用户确定。该关注区域142对应于希望用于确定相关性指示符Ind1_n,n+m的相关性图像Icorr_n,n+m(x,y)的区域。关注区域142例如为每一边具有数十像素、例如50x50像素的矩形区域。相关性指示符Ind1_n,n+m对关注区域142中的强度值进行转化。这尤其根据图像Icorr_n,n+m(x,y)的关注区域142中的平均强度或者总强度进行确定。该指示符Ind1_n,n+m例如表示关注区域142中的平均强度水平或者所述总强度。

替代性地，第一计算软件36能够按照下式根据在n和n+m时刻采集的两个透射图像I_n(x,y)、I_n+m(x,y)计算中间图像C_n(x,y)、C_n+m(x,y)：

其中，I'_n(x,y)、I'_n+m(x,y)分别表示两个透射图像I_n和I_n+m的关注区域。如之前所述，指数m例如等于1。坐标x和y标出图像的点的坐标，C_n(x,y)、C_n+m(x,y)为具有N行和M列的矩阵，并且

表示各个关注区域I'_n(x,y)、I'_m(x,y)的平均值。必须指明，I'_n和I'_m分别与和的相减是可选的。这对应于归一化步骤，使得可以获得介于0和1之间的指示符。而且，这使得可以消除两个图像之间的媒介的光照强度的波动影响。

根据该替代方式，第一计算软件36随后能够根据下式对第一指示符Ind1_n,n+m进行计算：

其中，Ind1_n,m表示第一指示符。

表征软件40能够对流体12中包含的颗粒的速率的变化和/或凝聚进行表征。更加具体地，表征软件40能够根据第一计算指示符Ind1_n,n+m计算流体12中包含的颗粒的诸如颗粒的减缓之类的速率变化。在所述的流体12包含血液的实施例中，第一表征软件40能够根据第一计算指示符Ind1_n,n+m确定血液颗粒的凝结和/或确定初始时刻与第一计算指示符Ind1_n,n+m取预定值的时刻之间的被称为凝结时间的时间间隔。因此，一般情况下，Ind1_n,n+m基于对n和n+m时刻的透射图像的观测对血液的凝结参数进行表征，m通常介于1和10之间、且较优地等于1。

根据本发明的表征系统10的操作在此通过图5进行说明，图5示出了根据本发明的表征方法的流程图。

如图6中所示，在使用表征方法之前，流体腔室的流通通道28是空的，并且腔室14的初始图像I₀示出了对应于流通通道28的白色区域以及限定该通道的区域，该限定区域在此示例中表现为与流体腔室14的其余部分对应的黑色区域的形式。

在初始步骤100期间，流体12被引入流体腔室的沉积区域26。流体12通过沉积区域26中的毛细管作用流向流通通道28。

流体12随后在步骤110中可选地与图3和4中所示的试剂112混合并且能够触发或有利于颗粒的减缓现象。试剂112例如为能够通过血液凝结有利于血液颗粒的减缓的冻干试剂。

试剂112例如沉积在光学探测区域的上游，该光学探测区域对应于图3中点划线内的用于光电探测器20采集图像的区域。替代性地，如图4中所示，试剂112被置于光学探测区域内。当流体12在流通通道28内流动并与试剂112接触时(箭头F1)流体12与试剂112发生混合。

在所述实施例中，试剂112为促凝血蛋白质。该蛋白质在流通通道28中沉积、干燥或冻干。当对INR(International Normalized Ratio，国际标准化比值)参数进行确定时，试剂112例如为凝血酶蛋白质，也被称为TP。

T为测量的凝结时间，Tref为考虑的参考时间，ISI为取决于用于触发凝结的试剂的修正因子。

替代性地，当使用ECT(Ecarin Clotting Time，Ecarin凝固时间)测试来测量凝结时间时，试剂112为Ecarin蛋白质。替代性地，当使用TT(Thrombin Time，凝血酶时间)测试来测量凝结时间时，试剂112为凝血酶蛋白质。

流体12在步骤120期间被光束18照亮。光源16实际上沿纵向X朝着存在流体12的流体腔室14发射光束18。

在步骤130期间，矩阵光电探测器20随后在不同的时刻n和n+m相继采集数个透射图像I_n(x,y)、I_n+m(x,y)。每个透射图像I_n(x,y)、I_n+m(x,y)由被照亮的流体腔室14所透射的辐射形成，并且与采集时刻相对应。

如图7和8中所示，图像I_n(x,y)、I_n+m(x,y)例如为较优地每秒采集的紧相连的图像，m则等于1，其中，两个连续采集的图像I_n(x,y)、I_n+1(x,y)之间的时间间隔等于1秒。

采集的图像I_n(x,y)、I_n+1(x,y)对应于由悬浮在流体12中的颗粒生成的衍射图案的干涉。诸如光束之类的空间和时间相干光束18照亮颗粒生成衍射图案，该衍射图案由于流体12中包含的颗粒的移动而随时间变化。

通过在如此的小距离处放置矩阵光电探测器20来对可用的衍射图案进行观测尤其归因于流体腔室14与光电探测器20之间不存在放大透镜。

在采集步骤130期间，光电探测器20被放置在与流体腔室14相距小的距离处，流体腔室14与光电探测器20之间沿纵向X的第二距离D2小于1cm。

在采集步骤130的末尾，尤其在图像I_n(x,y)、I_n+1(x,y)的采集之后，在步骤140中，第一计算软件36开始通过使用等式(1)、(2)和(3)计算图像A_n(x,y)、A_n+1(x,y)。

第一计算软件36随后根据图像A_n(x,y)、A_n+1(x,y)并使用等式(4)计算相应的相关性图像Icorr_n,n+1(x,y)。

在所述实施例中，如图9和10中所示，相关性图像随时间而演进，其中，对应于凝结之前使用n＝N1完成的两个透射图像I_n、I_n+1之间的相关性的被标记为Icorr_N1(x,y)的相关性图像Icorr_N1,N1+1(x,y)(图9)和对应于凝结之后使用n＝N2完成的两个透射图像I_N2、I_N2+1之间的相关性的图像Icorr_N2(x,y)(图10)具有非常不同的外观。

第一计算软件36最后针对获得的每个相关性图像Icorr_n,n+1(x,y)计算第一指示符Ind1_n,n+1的值。第一指示符Ind1_n,n+1的值例如为在图9和10中可见的预定关注区域142中的相关性图像Icorr_n,n+1(x,y)的各点的平均值。替代性地，第一指示符Ind1_n,n+1的值是关注区域142中的图像的积分(即各个像素的灰度之和)为整数。同样替代性地，第一指示符Ind1_n,n+1的值为该积分的函数。

替代性地，第一计算软件36在步骤140中开始使用等式(5)和(6)计算中间图像C_n(x,y)、C_n+1(x,y)。

第一计算软件36随后根据中间图像C_n(x,y)、C_n+1(x,y)中并且使用等式(7)来计算第一指示符Ind1_n,n+1的值。

在所述实施例中，在计算步骤140的末尾，表征方法返回步骤130以采集被照亮的流体腔室14的新的图像，随后类似于在步骤140计算新的相关性图像Icorr_n+1,n+2(x,y)和新的第一指示符Ind1_n+1,n+2的值。

采集步骤130和计算步骤140随后被定期地(例如，每秒)重复一预定时间长度(例如，超过60秒)、或被重复直到用户进行终止为止，尤其是按照第一指示符随时间的演进而被重复。

如图11中所示的曲线145所说明的实施例中所示的第一指示符Ind1_n,n+1随时间的演进使得可以对流体12中包含的颗粒的速率的变化进行计算，比如计算血液颗粒的减缓。

在图11中，初试时间t0对应于试剂112与流体12的混合，并且从光学探测区域穿过的流通通道28则在第一时刻t1被填充。换句话说，图11的示例实施例对应于如图3中所示的试剂112恰好沉积在光学探测区域之前的情况。

曲线145随后从第一时刻t1开始示出了，第一指示符Ind1_n,n+m的值下降到一小于0.1的最小值。曲线145随后从第二时刻t2_A开始示出了第一指示符Ind1_n,n+m的值快速增大直到一稳定在0.8附近的值。

第一指示符Ind1_n,n+m的值小的第一时刻t1与第二时刻t2_A之间的、也称为第一阶段的阶段对应于两个连续采集的透射图像之间的低的相关性。实际上，这归因于在第一阶段期间对应于关注区域142的空间内一个图像与另一图像在衍射图案上的显著改变，该显著改变归因于流体12中的悬浮颗粒的移动。

始于第二时刻t2_A并直到表征结束的也被称为第二阶段的阶段对应于流体12中的颗粒的膨胀，该膨胀等同于连续图像之间的相关性的增加。

表征软件40随后根据计算的第一指示符Ind1_n,n+m确定初始时刻t0与第一指示符重新具有渐增的相关性值的时刻t2_A之间的时间间隔。初始时刻t0和第二时刻t2_A之间的时间间隔也被称为凝结时间Tc。在图11的示例实施例中，凝结时间Tc近似等于29s。

表征软件40还根据计算的第一指示符In1_n,n+m确定血液颗粒的凝结。凝结时间T例如对应于初始时刻t0(图11中的曲线145上的t＝0)和对血液凝结进行表征的凝结时刻之间的时间间隔。

该凝结时刻例如对应于曲线145到达稳定阶段的点，第一指示符Ind1_n,n+m的值在该点以上实际上不再演进(第二时刻t2_A)。随后可以理解，该凝结时刻t2_A还能够根据时间函数的导数进行确定，该时间函数说明了第一指示符Ind1_n,n+m的演进，例如，当第一指示符Ind1_n,n+m下降到低于特定阈值时。

替代性地，该凝结时刻根据该函数的二阶导数进行确定。根据二阶导数可以对曲线145的拐点146进行定位。与拐点146对应的时刻t2_A随后例如被用于确定凝结时刻。

在图11的示例性实施例中描绘出曲线145的穿过所述拐点146的切线147。凝结时刻则对应于所述切线147与所述曲线的基线相交处的横坐标(第二时刻t2_A)或者对应于所述切线147与x轴相交处的横坐标(第三时刻t2_B)。所述基线指的是在第一指示符Ind1_n,n+m的值急剧增大之前的大体平坦的曲线部分。在所示示例中，基线对应于曲线145的横坐标介于大约15秒至28秒之间的坐标的部分(时刻t2_A)。

如之前所述，凝结时间T通过凝结时刻t2_A、t2_B以及在曲线145的x轴的起始处选择的初始时刻t0之差来获得。

根据本发明的表征系统10和表征方法，由于流体腔室14和光电探测器20之间的小的距离，因而可以在流体腔室的大部分流通通道28上对流体12中含有的颗粒的速率的变化进行表征。

在图11的示例实施例中，根据本发明的表征系统10和表征方法可以通过对两个连续图像之间的相关性的增大进行检测来表征颗粒的减缓。

本领域的技术人员应当理解，根据本发明的表征系统10和表征方法类似地可以通过对两个连续图像之间的相关性的减小进行检测来表征颗粒的加速。

流体腔室14与光电探测器20之间的小于1cm的第二距离D2还可以限制表征系统10的体积。

进一步地，光束18沿着平面P的巨大范围，即大于5mm²并且例如介于5mm²和200mm²之间，可以对流体腔室14中含有的流体12的加热进行限制。实际上，光束18的巨大表面积可以具有低功率的光密度。

此外，使用扩展的光束并且在距腔室小的距离处形成图像可以对更大体积的流体进行检验。当光束较细时能够变为主导因素的局部现象的影响随之被消除，并且分析流体的体积实际上是很精确的。对于两个透射图像I_n、I_n+m之间的相关性的分析使得可以将微流体通道28的平面中的凝结的空间结构考虑在内。换句话说，在二维中对血液的凝结的演进进行观察。

图12至17示出了第二实施例，第二实施例中与之前所述的第一实施例相似的元素使用相同附图标记进行标识，并且在此不再赘述。

根据第二实施例，表征系统10尤其被设计为对流体12中含有的颗粒的凝聚进行表征。表征系统10例如能够对也被称为血液颗粒凝集的诸如红血球之类的血液颗粒凝聚进行表征。

与血型相关的信息还根据凝聚状态——也称为凝集状态——来确定。

就其自身而言，血型能够使用Beth-Vincent测试通过检测A抗原或B抗原的存在进行确定，A抗原或B抗原的存在意味着不存在抗A抗体或抗B抗体。在被测试血液的红细胞具有A抗原或B抗原的情况下，将形成抗原抗体复合体并且引起如图12中示出的表200中所提及的细胞聚集。

如图13中所示，流体腔室14包括两个分离的流通通道202、204，即第一通道202和第二通道204。

根据第二实施例，光源16为任意类型的光源。激光16并不一定是空间和时间相干的。

根据第二实施例，第二计算软件38能够对可表征颗粒的凝聚的第二指示符Ind2进行计算，第二指示符Ind2为针对每个采集图像I_n(x,y)的强度指示符。第二指示符Ind2代表图像I_n中或者该图像的关注区域中各像素的强度的直方图。例如可选地在阈值化之后通过图像I_n中或者图像I_n中的预定关注区域中的整体强度进行测量。

表征软件40接下来能够根据第二计算指示符Ind2对流体12的颗粒的凝聚状态进行确定。凝聚状态例如是在第二指示符Ind2超过预定阈值时进行确定的。

在流体12包含血液的所述实施例中，颗粒例如为红血球，并且表征软件随之能够根据凝聚状态来确定于血型相关的信息。

在此使用图13至17对第二实施例的操作进行说明。

在初始步骤100期间，流体12被引入流体腔室的沉积区域26，流体12例如为希望确定血型的捐献者的血液样本。流体12随后例如通过毛细管作用从沉积区域26流向流通通道202、204。

如图13中所示，在步骤110期间，流体12与不同的第一试剂206和第二试剂208混合。

各个试剂206、208例如被沉积在光学探测区域的上游，光学探测区域与图13中的点划线内的用于光电探测器20采集图像的区域对应。

当流体12分别流入到与第一通道202内的第一试剂206接触(箭头F2)且流入到与第二通道204内的第二试剂208接触(箭头F3)时，流体12与第一试剂和第二试剂206、208之间的混合完成。

在所述实施例中，第一试剂206为捐献者A血清，即含有抗B抗体；且第二试剂208为捐献者B血清，即含有抗A抗体。

根据与血液样本12相关联的血型的不同，，细胞聚集随后将会或不会发生在流体通道202、204的每个中。

在步骤120期间，诸如混合有第一试剂和第二试剂206、208的血液样本之类的流体12随后被光束18照亮。

在步骤130期间，矩阵光电探测器20随后对与包围两个流通通道202、204的光学探测区域对应的透射图像I(x,y)进行采集。

本领域的技术人员将观察到，根据第二实施例，单一透射图像I(x,y)的采集使得可以通过将该图像与参考图像I_ref(x,y)进行对比来表征流体12中含有的颗粒的凝聚，参考图像例如为在未示出的血液不与试剂混合的参考区域上采集的图像。该参考区域例如为第三通道，第三通道具有与第一通道或第二通道202、204相同的几何形状并且不包括任何试剂。

替代性地，参考区域为第一通道202上或第二通道204上位于试剂206、208上游的区域。

替代性地，参考图像I_ref(x,y)产生于透射图像的相同位置处而仅在分析流体充满通道之后，透射图像I(x,y)在例如1分钟的特定时间之后在相同条件下采集，以使得试剂对于分析流体的任何作用都是可测量的。

采集的图像I(x,y)类似地对应于流体12中悬浮的颗粒对于光束18的衍射和散射。较优地，该图像对于两个通道并且对于参考区域在相同条件下采集。对于相同条件，尤其指的是光照条件、光源－探测器距离、所用探测器的特征、放置时间、观测范围、图像大小。

光束18照亮颗粒生成了衍射图案。如之前所述，流体与光电探测器20之间的放大透镜的不存在，加上入射束的有效表面，使得可以在较短距离形成覆盖诸如具有几平方毫米面积的范围之类较大流体范围可用图像。

在采集步骤130期间，光电探测器20被置于流体腔室14附近，流体腔室14和光电探测器20之间沿纵向X的第二距离D2小于1cm。

在图14的示出了分别采集的第一通道202的图像210和第二通道204的图像212的示例实施例中，通过图像212中出现的白色斑点仅在第二通道204中观测到细胞聚集。换句话说，根据图12的表200，与测试的血液样本相关联的血型为B型。

在采集步骤130结束时，第二计算算软件38在步骤140期间计算能够表征颗粒的凝聚的第二指示符Ind2，第二指示符Ind2为针对各个采集的图像I(x,y)的强度指示符。第二指示符Ind2代表图像的预定关注区域中的强度，尤其是所述区域中像素的强度的分布。

第二指示符Ind2例如为图像的特征，且尤其为针对各个通道202、204采集的图像的灰度直方图的特征，并且如果可行的话，如图16和17中所示的参考通道分别示出了第一通道202的采集图像的灰度的直方图214以及第二通道204的采集图像的灰度的直方图216。各个灰度直方图214、216在x轴上具有灰度值并且在y轴上具有像素群数，即，对于x轴上给定的灰度的像素数量。直方图的特征例如为在对图像阈值化之后标为I_mean的像素的平均强度，该阈值化使得可以仅保留强度大于特定阈值的像素的信息。

参见图16和17中所示的示例，在执行对应于值为120的强度处的阈值化之后，应当理解的是，对应于图17的图像的平均强度高于对应于图16的图像的平均强度。这是由于示出了观测到颗粒凝集的图17的直方图相比于示出了未观测到凝集的图16的直方图包括更密集的像素(高于200的灰度)。第二指示符Ind2随后例如根据图像的平均强度来产生。

根据一个替代方式，对于产生的各个图像来确定强度I_max，密度I_max在图像的直方图上对应于将预定数量的像素、例如500个像素集合的最高值。随之通过减法I_max-I_mean确定I_max和I_mean之间的偏差，第二指示符Ind2随之表示该偏差。在图17的直方图上，第二指示符Ind2随之被定义为比图16的直方图中更高。由此确定的第二指示符Ind2的值使得可以通过与参考区域上获得的值Ind2_ref或者与一例如根据实验测试完成预定的预定值进行对比来推断凝集现象的存在或不存在。

根据一个替代方式，各个透射图像上与直方图的最大值对应的强度I_peak、即将最大数量的像素集合的强度值被确定。在图16和17中，该值对应于各个分布的峰值，分别等于120和130。同样通过将大量具有高于预定阈值的值的像素集合来确定最大值I_max。参照图16和17并通过将阈值选为500，I_max分别等于181和256。第二指示符Ind2对应于I_max和I_peak之间的距离，分别对于图16为16且对于图17为126。当第二指示符Ind2比特定的预定阈值高出例如25％时，或者当第二指示符Ind2比对于参考区域生成的指示符Ind2_ref高时，推断出聚集。

根据一个替代方式，第二指示符Ind2为透射图像I的关注区域与不含有试剂的参考图像I_ref(并因而不发生凝集)之间的对比指示符，如下：

第二指示符Ind2与例如为0.25的预定阈值进行对比。因此，如果第二指示符Ind2高于该阈值，则发现凝集。

表征软件40随之能够从第二计算指示符Ind2中确定流体12的颗粒的凝聚状态。

例如当第二指示符Ind2超过预定阈值时确定凝聚状态。

如果对比结果为正，即获得的灰度大于预定阈值，那么表征软件40推断细胞凝集存在于对应通道202、204中。

在所述第二实施例中，表征软件40最终根据第一区域和第二区域206、208的类型以及根据表200测试出与血液样本相关联的血型。

该第二实施例的优点与之前所述的第一实施例中的相同。

作为第一实施例的补充，流体腔室14包括数个通道，例如在图13中看到的两个通道202、204，从而对在流体12与各个试剂混合时流体12的颗粒的速率的变化进行表征，各自的试剂则被放置在流体腔室14的各个通道202、204中。这使得可以使用相同的装置来确定相同流体样本的不同分析参数，例如，凝结时间和血型。

这样的流体腔室14例如有利于使用不同试剂对含有血液的流体12的凝结进行表征，不同试剂通过血液的凝结能够有助于血液颗粒减缓，比如以上定义的不同试剂112。

能够看到，根据本发明的表征系统10使得可以在具有有限体积的同时对更大部分的流体腔室14进行观测。

图18至29示出了第二实施例的第二示例，其中，待表征流体12为生物流体并尤其是血液或经稀释的血液，并且表征系统10能够对生物流体12中的在此情况下为红血球的颗粒的凝聚进行表征。

待表征流体12在此示例中包括在PBS(Phosephate Buffered Saline，磷酸缓冲盐水)缓冲液中以1/20稀释的血液，缓冲液包括1％体积的FBS(Fetal Bovine Serum，胎牛血清)。

稀释血液的体积为40μL，其中添加了可变数量的诸如称为CD235A的抗红血球之类的抗体，例如参考BD 555569由Becton Dickinson公司销售的抗红血球。添加的抗体数量在每μl未稀释血液0至1μg抗体之间变化，该数量对应于介于0至6.7μM之间的浓度。

这些抗体的添加使得可以对红血球的引起红血球凝集的表面抗原(尤其是血型糖蛋白A)进行遮掩。

该第二示例的目标是示出，可以使用表征系统10通过无透镜成像来对例如红血球的血液颗粒的凝集状态进行表征。

对于添加到待表征流体12中的每个抗体数量，使用表征系统10(即借助于无透镜成像)对待表征的流体样本12进行采集，获得的图像220A、220B、220C和220D在图18至21中可见。随之对这些图像220A、220B、220C和220D中的每个的像素的强度的灰阶直方图进行计算，计算的直方图222A、222B、222C和222D在图22至25中可见。如图26至29中所示，同样使用显微镜获得待表征的流体样本12的参考图像224A、224B、224C和224D。应当注意，对于显微镜观测，血液样本以1/10的稀释因子进行稀释。

在第二示例中，光源16为具有以例如等于670nm的波长λ为中心的发射频谱的激光二极管，并且第一距离D1大体上等于8cm。样本被限制在流体腔室14中，流体腔室14包括在两个厚度为200μm的透明壁之间形成的厚度为150μm的通道28。这些壁由塑性材料制成，例如由COP(Cyclo Olefin Polymer，聚环烯烃)制成。

流体腔室14被直接放置在诸如CMOS传感器之类具有1280*1024像素且每个像素大小为5μm x 5μm的矩阵光电探测器20的盖玻片上，以使得流体腔室14位于COMS传感器和光源16之间。第二距离D2随之较优地小于1cm，例如等于550μm。

图像采集例如通过5ms的曝光时间以及每次采集一个图像来实现。图像220A、220B、220C和220D分别对应于逐步增大的添加的抗体数量。更加具体地，图像220A、220B、220C和220D分别对应于：

大体为零的抗体数量，

低于阈值浓度C的抗体数量，

等于阈值浓度C的抗体数量，以及

等于阈值浓度C的2倍的抗体数量。

当添加抗体的数量超过阈值浓度C时，红血球凝聚以及使用表征系统10通过无透镜成像获得的图像反映出凝集的大小。对于1μl的未稀释血液，阈值浓度C的值例如等于250ng的抗体，对应于1.7μM。

将会看到，红血球的凝聚引起扩展光区域(高灰度)的外观被黑色区域(低灰度)限定。该图像分割为多个包括数十或成百上千的具有相似灰度的像素的区域的作用可以通过将未观测到凝集的图像220A(图18)或220B(图19)与观测到凝集的图像220C(图20)和220D(图21)进行对比来看到。图像220A、220B、220C和220D中可观测到的颗粒的凝集的存在或不存在通过图像224A(图26)、224B(图27)、224C(图28)和224D(图29)中分别示出的显微镜观测来确认。这导致了各个图像的直方图的演化，直方图随着凝聚数量的增加而倾向于朝着低灰度值伸展，如图像220A对应的直方图222A朝着图像220D对应的直方图222D演化。

根据数个可能的替代方式，血液样本的凝集状态通过对第二指示符Ind2进行计算而被量化：

根据第一替代方式，第二指示符Ind2等于检验的关注区域的像素的强度分布的标准偏差，并且被表示为Ind2_A，

根据第二替代方式，第二指示符Ind2等于低于特定阈值的像素的数量，该阈值例如为最大灰度除以检验的关注区域中的全部像素数量的分数，并且根据该第二替代方式第二计算的指示符Ind2被表示为Ind2_B。在图22至25的示例中，阈值等于125。

下表1示出了根据这两个替代方式并且针对图18至21中所示的各个关注区域的第二指示符Ind2的值。

当根据第一替代方式的第二指示符Ind2_A低于预定值时，例如介于40和45之间，不存在可观测到的凝集。在该阈值之上，第二指示符Ind2_A的值越大，凝集颗粒的数量越多。

根据第二替代方式第二计算指示符Ind2_B使得可以在阈值取值介于1×10^-2和5×10^-2之间时获得相同的结论。

能够看出，根据本示例的第一替代方式和第二替代方式，通过使用根据表征系统10即无透镜成像获得的图像计算的指示符并且尤其是第二指示符Ind2_A、Ind2_B有可能对生物流体12中的颗粒的凝集状态进行观测甚至甚至对其进行计量，所述第二指示符取决于通过表征系统10采集的图像220A、220B、220C和220D的像素的强度的分布。

表征系统10还能够基于对生物流体中的凝集的检测而被用于诊断测试。

图30至45示出了第二实施例的第三示例，其中，待表征流体12为生物流体并尤其为血液或稀释血液，并且表征系统10能够对生物流体12中的颗粒的凝聚(也被称为凝集)进行表征。

在该第三示例中示出了包括可变数量的A蛋白质的血液样本中的红血球的凝集的探测，该凝集由给定数量的试剂(抗体)的添加引起。

待表征流体12例如包括在PBS(Phosephate Buffered Saline)缓冲液中以1/20稀释的血液，缓冲液包括1％体积的FBS(Fetal Bovine Serum)。

稀释血液的体积为40μL，其中与可变数量的A蛋白质一起溶液培养的诸如称为CD235A的抗红血球之类的抗体，例如参考BD 555569由Becton Dickinson公司销售的抗红血球。培养时长为1小时。

因此，存在数个可用的所谓的抗体-A蛋白质溶液，其中，抗体-A蛋白质摩尔比率是可变的。溶液可以引起红血球的凝集，导致名称为“专业设备溶液”。体积为1.2μL的这些溶液中的每一个与40μL的上述稀释血液样本培养1.5小时，这些混合物中的每个形成待表征流体样本12。

在由此获得的混合物的每个中，S抗体的摩尔浓度低于在之前第二示例中确定的阈值C。换句话说，该抗体浓度不允许红血球的自发凝集。在方便的情况下，该浓度S为每μl未稀释血液100ng抗体，即0.7μM。

对于每个待表征流体样本12，使用表征系统10(即通过无透镜成像)完成图像采集，获得的采集图像230A、230B、230C、230D和230E在图30至34中示出。随之对这些图像230A、230B、230C、230D和230E中每个的像素的强度的灰阶直方图进行计算，计算的直方图232A、232B、232C、232D和232E在图35至39中示出。如图40至44中所示，各个待表征流体样本12的参考图像234A、234B、234C、234D和234E还使用显微镜获得。应当注意，对于显微镜观测，血液样本以1/10的稀释因子进行稀释。

在该第三示例中，光源为具有以波长(例如，等于670nm)为中心的发射频谱的激光二极管，并且第一距离D1大体上等于8cm。样本被限制在流体腔室14中，流体腔室14包括由两个厚度为200μm的透明壁之间形成的厚度为150μm的通道28。这些壁有塑性材料制成，例如由COP(Cyclo Olefin Polymer，聚环烯烃)制成。

流体腔室14倍直接放置在诸如CMOS传感器之类的矩阵光电探测器20的盖玻片上。CMOS传感器例如具有1280*1024像素的矩阵且每个像素为每一边为5μm长的矩形形状，以使得流体腔室14位于CMOS传感器和光源16之间。第二距离D2随之较优地小于1cm，例如等于550μm。

图像采集例如通过5ms的曝光时间以及每次采集一个图像来实现。图像230B、230C、230D和230E分别对应于逐步增大的添加的A蛋白质数量。更加具体地，图像230A、230B、230C、230D和230E分别对应于：

不存在抗体，即抗体：蛋白质摩尔比率＝0：40(0个抗体分子对40个A蛋白质分子)，

不存在A蛋白质，即抗体：A蛋白质摩尔比率＝1：0(1个抗体分子对0个A蛋白质分子)，

抗体：A蛋白质摩尔比率＝1：1(1个抗体分子对1个蛋白质分子)，

抗体：A蛋白质摩尔比率＝1：5(1个抗体分子对5个A蛋白质分子)，以及

抗体：A蛋白质摩尔比率＝1：40(1个抗体分子对40个A蛋白质分子)。

在此，抗体起到A蛋白质分子和红血球之间的结合剂的作用，如之后所要强调的。

如图30中所示，在存在A蛋白质且不存在抗体的情况下，未观测到红血球凝集。如图31中所示，在存在抗体且不存在A蛋白质的情况下，未观测到红血球凝集。

如图32中所示，当抗体：A蛋白质比率等于1：1时，仍未观测到红血球凝集。

如图33中所示，当抗体：A蛋白质比率等于1：5时，观测到红血球凝集。如图34中所示，当抗体：A蛋白质比率等于1：40时，同样观测到红血球凝集，图34中观测到的凝集的尺寸大于图33中观测到的凝集的尺寸。

图35至39分别示出了图30至34的像素的强度的直方图。

能够看出，红血球的凝聚引起光区域(高灰度)的外观被黑色区域(低灰度)限定。该图像分割为多个包括数十或成百上千的具有相似灰度的像素的区域的作用可以通过将未观测到凝集的图像230A(图30)或230B(图31)或230C(图32)与观测到凝集的图像230D(图33)和230E(图34)进行对比来看到。图像230A、230B、230C、230D和230E中可观测到的颗粒的凝集的存在或不存在通过图像234A(图40)、234B(图41)、234C(图42)、234D(图43)和234E(图44)中分别示出的显微镜观测来确认。这导致每个图像的直方图的演化，直方图倾向于随着凝聚数量的增大而朝着低灰度延展，正如从对应于图230A的直方图232A向对应于图230E的直方图232E所示。根据数个可能替代方式，血液样本的凝集状态随之通过对第二指示符Ind2进行计算来计量：

根据第一替代方式，第二指示符Ind2等于检验的关注区域的像素的强度分布的标准偏差，并且随之表示为Ind2_A，

根据第二替代方式，第二指示符Ind2等于低于特定阈值的像素的数量，该阈值例如为最大灰度除以检验的关注区域中的全部像素数量的分数，并且根据该第二替代方式第二计算指示符Ind2随之表示为Ind2_B。在图22至25的示例中，阈值等于125。

表2之后示出了根据这两个替代方式并且对于图30至34中所示的各个关注区域的第二指示符Ind2的值。

附图	30	31	32	33	34
							33	39	35	50	52

当根据第一替代方式的第二指示符Ind2_A低于预定值时，例如介于40和45之间，不存在可观测到的凝集。在该阈值之上，第二指示符Ind2_A的值越大，凝集颗粒的数量越多。

根据第二替代方式计算的第二指示符Ind2_B使得可以在阈值取值介于1×10^-2和5×10^-2之间时获得相同的结论。

能够看出，通过使用根据本示例的第一替代方式和第二替代方式从借助表征系统10、即借助无透镜成像获得的图像中计算的指示符并且尤其是第二表示符Ind2_A、Ind2_B对生物流体12中的颗粒的凝集状态进行观测甚至计量是可能的，第二指示符基于通过表征系统10采集的图像230A、230B、230C、230D和230E的像素的强度的分布。

此外，A蛋白质数量越多，凝集的尺寸越大，添加的抗体数量不变。因此，对凝集状态进行计量的第二指示符Ind2_A、Ind2_B还可以对血液样本中的蛋白质数量进行计量。

根据抗体-A蛋白质摩尔比率的不同，红血球凝集以及通过无透镜成像获得的图像230A、230B、230C、230D和230E反映了凝集的大小，即凝集程度。随之应当理解，通过将预定数量的抗体引入血液样本可以根据凝集状态(即根据之前所述的第二指示符Ind2_A、Ind2_B)对该样本中存在的A蛋白质的数量进行估量。

换句话说，观测到凝集的最小的A蛋白质数量构成探测界限，探测界限用于通过将给定数量的抗体引入待表征流体样本12对血液样本中的钙蛋白质进行定量分析。

因此应当理解，根据该第二示例的第一替代方式和第二替代方式，通过使用由无透镜成像获得的图像相关的指示符并且尤其是第二指示符Ind2_A、Ind2_B有可能对生物流体中的颗粒的凝集状态进行观测甚至对其进行计量，第二指示符Ind2_A、Ind2_B取决于像素的强度的分布。该凝集状态例如取决于生物流体中的分析物的浓度，凝集状态的计量随之使得可以对流体中的分析物进行分析。如图45中所示，示例示出了，通过将在此情况下为抗体300的双官能团试剂引入血管样本来完成，抗体300能够结合到生物流体的颗粒(在此情况下为红血球302)上并且结合到待分析的分析物(在此情况下为A蛋白质304)，借此形成分析物304和红血球302之间的桥梁。

术语双官能团指的是试剂结合到颗粒以及分析物上的能力。

通常情况下，术语“分析物”指的是流体中存在的化学或生物品种，诸如分子、大分子(例如，蛋白质或核酸)、细胞、细菌、病毒或者孢子。

此外，如图45中所示，分析物304必须包括至少两个与双官能团试剂的结合点。因此，每个分析物304可以通过双官能团试剂结合到至少两个颗粒上。这引起颗粒的聚集。

换句话说，流体12中的颗粒的凝集状态取决于流体12中存在的分析物数量，该数量能够添加可引起凝集形成的试剂来分析，试剂300随之能够结合到所述颗粒302之一以及分析物304上以形成凝集。

作为流体中存在的分析物304的数量的函数，由颗粒302和分析物304组成的凝集被形成。通过确定与给定数量的引入试剂相对应的凝集状态，可以对流体12中存在的分析物304的数量进行估计。

在第二实施例的第二示例和第三示例中，如之前所述，第二距离D2小于1cm。然而，发明人还看出，在对凝集进行表征的情况下，大于1cm的第二距离D2的值，比如数厘米甚至数十厘米，使得可以获得可用结果，尽管小于1cm的第二距离D2的值仍然是较优的。

通常情况下，这些第二示例和第三示例展示了本发明的另一方面。根据该另一方面，本发明涉及一种对流体中的诸如生物颗粒之类的颗粒的凝集进行表征的方法，所述流体例如为生物流体并且尤其为体液，该表征方法包括以下步骤：

将流体引入流体腔室，

使用光束照亮流体腔室，光束尤其来自诸如激光二极管或者发光二极管之类的光源，

使用矩阵光电探测器采集流体腔室的一个图像或多个图像，光电探测器较优地被放置在距离流体腔室小于1cm处，流体腔室位于光源和矩阵光电探测器之间，

对图像或多个图像进行处理以确定对生物流体中的颗粒凝集进行表征的指示符，以及

根据指示符的值对流体中的颗粒凝集进行表征。

应当注意，较优地在流体腔室和矩阵光电探测器之间不存在放大透镜的情况下使用光电探测器采集图像。然而，如之前所述，可以在探测器的每个像素处设置微型物镜。

额外地且可选地，指示符为表示图像中像素的强度的分布的指示符，或者更普遍地为将图像的分割转化为各个区域的任意其它指示符，每个区域包括数十至数百个具有类似强度的像素，即在各个区域中的强度被分布在以下灰度范围内：图像的强度变化的大约一半、甚至三分之一、甚至四分之一、甚至小于四分之一。

额外地且可选地，表征方法包括试剂添加，试剂添加引起流体中的颗粒凝集。

如第二实施例的第三示例中所示，颗粒的凝集例如取决于流体中存在的分析物的数量。

根据该替代方式，本发明涉及一种用于对流体中的分析物的数量进行探测的方法，所述流体例如是生物流体并且尤其是体液，该探测方法包括以下步骤：

将流体引入流体腔室，

使用光束照亮流体腔室，光束尤其来自诸如激光二极管或者发光二极管之类的光源，

添加能够引起流体中的颗粒和分析物的凝集形成的试剂，

使用矩阵光电探测器采集一个图像或者多个图像，光电探测器较优地被放置在与流体腔室相距小于1cm处，流体腔室位于光源和矩阵光电探测器之间，

对图像或多个图像进行处理以确定对生物流体中的颗粒凝集进行表征的指示符，以及

根据指示符的值对流体中的分析物的数量进行估量。

根据再一方面，本发明涉及一种用于确定流体12的参数的方法，所述流体12包括血液，该方法包括以下步骤：

将流体12引入流体腔室14，

使用光源16发射的激发光束18照亮流体腔室14，光束18沿纵向X延伸穿过流体腔室14，

使用矩阵光电探测器20采集至少一个图像I_n(x,y)、I_n+m(x,y)、I(x,y)，图像I_n(x,y)、I_n+m(x,y)、I(x,y)由被照亮的流体腔室所透射的辐射形成，以及

根据所述至少一个图像I_n(x,y)、I_n+m(x,y)、I(x,y)确定指示符Ind1_n,n+m、Ind2。

在采集步骤期间，光电探测器20位于沿纵向X与流体腔室14相距小于1cm的距离D2处。

作为补充并且可选地，确定方法包括以下特征中单独或根据全部技术可行组合考虑的一个或更多：

光束18直接照亮流体腔室14，并且在流体腔室14和光电探测器20之间未放置放大透镜的情况下，图像I_n(x,y)、I_n+m(x,y)、I(x,y)直接由被照亮的流体腔室14所透射的辐射形成；

参数为凝结时，则该方法包括以下步骤：

将流体12与有利于血液的凝结的试剂混合，

在不同时刻n、n+m处采集一系列透射图像I_n(x,y)、I_n+m(x,y)，

计算指示符Ind1_n,n+m以建立透射图像I_n(x,y)、I_n(x,y)的两个区域之间的相关性，

根据所述指示符的值来确定凝结。

参数为凝结时间时，则该方法包括以下步骤：

将流体12与有利于血液的凝结的试剂混合，

在不同时刻n、n+m处采集一系列透射图像I_n(x,y)、I_n+m(x,y)，

计算指示符Ind1_n,+n+m以建立两个图像I_n(x,y)、l_n+m(x,y)之间的相关性，以及

确定初始时刻t0与指示符Ind1_n,n+m达到预定值的时刻t2_A、t2_B之间的被称为凝结时间的时间间隔。

参数为血液颗粒的凝集时，则该方法包括以下步骤：

将流体12与能够生成血液颗粒的凝集的试剂进行混合，

采集透射图像I(x,y)，

根据透射图像I(x,y)的预定区域中的强度计算指示符Ind2，以及

当指示符超过预定阈值时确定凝集状态；

血液颗粒为红血球，试剂包括抗体，则凝集状态提供与血型有关的信息。

根据该另一独立方面，本发明还涉及一种用于对包括血液的流体12的参数进行确定的系统，该确定系统包括：

流体腔室14，设计为容纳流体12；

光源16，能够发射激发光束18以照亮流体腔室14，光束18沿纵向X延伸；

矩阵光电探测器20，能够对被照亮的流体腔室14所透射的辐射的至少一个图像I_n(x,y)、I_n+1(x,y)、I(x,y)进行采集；以及

信息处理单元21，包括用于根据所述至少一个图像I_n(x,y)、I_n+m(x,y)、I(x,y)确定指示符Ind1_n,n+m、Ind2的装置。

光电探测器20，位于沿纵向X与流体腔室14相距小于1cm的距离D2处。

参数为血液颗粒的凝结、凝结时间、或凝集。

Claims (9)

1.一种用于对颗粒速率的变化或颗粒凝聚进行表征的方法，所述颗粒包含在流体(12)中，

所述方法包括以下步骤：

将所述流体(12)引入(100)流体腔室(14)；

使用光源(16)发射的激发光束(18)照亮(120)所述流体腔室(14)，所述光束(18)沿纵向(X)延伸穿过所述流体腔室(14)；

使用矩阵光电探测器(20)采集(130)至少一个图像(I_n(x,y)、I_n+m(x,y)；I(x,y))，所述图像(I_n(x,y)、I_n+m(x,y)；I(x,y))由被照亮的流体腔室(14)所透射的辐射形成；以及

根据至少一个采集的图像(I_n(x,y)、I_n+m(x,y)；I(x,y))计算(140)至少一个对所述颗粒的速率的变化进行表征的指示符(Ind1_n,n+m)；

其特征在于，在所述采集步骤(130)期间，所述光电探测器(20)位于沿纵向(X)与所述流体腔室(14)相距小于1cm的距离(D2)处，

其中，在所述采集步骤(130)期间，在不同时刻(n、n+m)处相继采集数个透射图像(I_n(x,y)、I_n+m(x,y))，以及

其中，在所述计算步骤(140)期间，计算的指示符(Ind1_n,n+m)通过计算在时刻n和n+m处分别采集的至少两个透射图像(I_n(x,y)、I_n+m(x,y))之间的相关性来得到，或者通过计算所述至少两个透射图像(I_n(x,y)、I_n+m(x,y))的预定区域的相关性来得到，并且

其中，所述计算的指示符(Ind1_n,n+m)使用以下等式进行计算：

$Ind{1}_{n^{,}n+m}=\frac{\underset{x=1,y=1}{\overset{N,M}{\Σ}}\sqrt{{C_n}^2(x,y)}\sqrt{{C_{n+m}}^2(x,y)}}{\sqrt{\underset{x=1,y=1}{\overset{N,M}{\Σ}}{C_n}^2(x,y)}\sqrt{\underset{x=1,y=1}{\overset{N,M}{\Σ}}{C_{n+m}}^2(x,y)}}$

其中，C_n(x,y)和C_n+m(x,y)由以下等式定义：

$C_n(x,y)={I^{\′}}_n(x,y)-\stackrel{\‾}{{I^{\′}}_n}$

$C_{n+m}(x,y)={I^{\′}}_{n+m}(x,y)-\stackrel{\‾}{{I^{\′}}_{n+m}}$

或

C_n(x,y)＝I'_n(x,y)

C_n+m(x,y)＝I'_n+m(x,y)

I’_n(x,y)、I’_n+m(x,y)分别表示在时刻n和n+m处的两个连续的透射图像的预定区域，x和y表示所述图像的点的坐标，I’_n(x,y)、I’_n+m(x,y)为具有N行和M列的矩阵，以及

表示各个预定区域I’_n(x,y)和I’_n+m(x,y)的平均值；

或者所述计算的指示符(Ind1_n,n+m)根据限定了所述至少两个透射图像(I_n、I_n+m)之间的空间相关性的相关性图像(Icorr_n,n+m(x,y))或者根据所述相关性图像(Icorr_n,n+m(x,y))的预定区域(142)进行计算，其中，所述相关性图像(Icorr_n,n+m(x,y))由以下等式确定：

所述相关性图像(Icorr_n，n+m(x，y))由以下等式确定：

${\mathrm{Icorr}}_{n+m}(x,y)=\frac{\left(\right(A_n\×A_{n+m})\⊗k1)(x,y)}{\sqrt{\left(\left({A_n}^2\right)\⊗k1\right)(x,y)}\sqrt{\left(\left({A_{n+m}}^2\right)\⊗k1\right)(x,y)}}$

其中，x和y表示所述图像的点的坐标，Icorr_n+m(x,y)为具有X行和Y列的矩阵，

k1(x,y)表示具有P行和Q列的预定矩阵，

A_n(x,y)和A_n+m(x,y)由以下等式定义：

$A_n(x,y)=I_n(x,y)-(I_n\⊗k1)(x,y)$

$A_{n+m}(x,y)=I_{n+m}(x,y)-(I_{n+m}\⊗k1)(x,y)$

I_n(x,y)、I_n+m(x,y)表示时刻n和n+m处的两个连续的透射图像，I_n(x,y)、I_n+m(x,y)为具有X行和Y列的矩阵，

并且符号表示由下式定义的卷积算子：

$(F\⊗k1)(x,y)=\underset{p=0}{\overset{p}{\Σ}}\underset{q=0}{\overset{Q}{\Σ}}F(x-p,y-q)k1(p,q)$

F(x,y)为具有X行和Y列的矩阵，

X、Y、P和Q为满足X≥P≥1和Y≥Q≥1的整数。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述光束(18)在与纵向(X)垂直的平面(P)内具有介于5mm²至200mm²之间的表面积，所述平面(P)被设置成与所述流体腔室(14)接触。

3.根据权利要求1或2所述的方法，其中，所述光束(18)直接照亮所述流体腔室(14)，并且在所述流体腔室(14)和所述光电探测器(20)之间未放置放大透镜的情况下，所述图像(I_n(x,y)、I_n+m(x,y)、I(x,y))直接由所述被照亮的流体腔室(14)所透射的辐射形成。

4.根据权利要求1所述的方法，其中，所述方法还包括用于将所述流体(12)与能够有助于所述颗粒的减缓的试剂(112)进行混合的步骤(110)。

5.根据权利要求4所述的方法，其中，所述颗粒为血液颗粒，所述试剂(112)为借助于血液的凝结能够有助于所述血液颗粒减缓的试剂(112)。

6.根据权利要求1所述的方法，其中，所述方法还包括以下步骤：用于根据所述计算的指示符(Ind1_n,n+m)来确定所述颗粒的凝结和/或确定介于初始时刻(t0)与所述计算的指示符(Ind1_n,n+m)取预定值的时刻(t2_A,t2_B)之间的、被称为凝结时间的时间间隔(Tc)。

7.根据权利要求1所述的方法，其中，所述光源(16)为空间和时间相干的光源。

8.根据权利要求1或2所述的方法，其中，所述流体腔室(14)包括数个流体流通通道(202、204)，并且在所述计算步骤(140)期间，针对所述通道(202、204)中的每个计算指示符(Ind1_n,n+m)。

9.根据权利要求7所述的方法，其中，所述光源(16)为激光。