CN106170696B - 来自小样品体积的成形血液组分沉降速率的快速测量 - Google Patents

Abstract

描述了用于测量成形血液组分沉降速率的装置和方法。一些方法可以使用(1)用于从血浆中分离红血细胞的离心分离技术和(2)视频和/或静态成像能力。两者可以单独使用或者结合使用以使成形血液组分沉降加速并且测量其速率。在一个示例中，所述方法可以有利地使得使用小血液样品体积能够实现对沉降速率的快速测量。自动化图像分析可以用于确定沉降速率和红细胞比容。自动化技术可以用于补偿红细胞比容对未校正的沉降速率数据的影响。

Description

来自小样品体积的成形血液组分沉降速率的快速测量

发明背景

红细胞沉降速率(ESR，erythrocyte sedimentation rate)，也称为沉降速率或别尔纳茨基(Biernacki)反应，是指红血细胞沉降的速率，通常是在为期一(1)小时的时间内测量的。它是一种常见的血液学检验和一种对炎症的非特异性测量。为了使用传统技术进行检验，将抗凝血放置在直立管中，该直立管被称为韦斯特格伦-卡兹(Westergren-Katz)管，并且以mm/小时来测量红血细胞沉降的速率并对其进行描记。具体地，韦斯特格伦方法需要将2ml的静脉血液收集到含有0.5ml的柠檬酸钠的管中。样品应在室温下储存不超过2小时或在4℃下储存不超过6小时。血液被吸入韦斯特格伦-卡兹管中到200mm标志处。将该管在机架中放置于绝对垂直的位置在室温下达一小时，在此时测量表面弯月面的最低点到无红细胞的血浆与样品的由红细胞占据的部分之间的交界面的距离。以1小时多少毫米(mm/h)所表示的红细胞交界面所移动的距离为ESR。

ESR受亲沉降因素与抗沉降因素之间的平衡制约，所述亲沉降因素主要指纤维蛋白原(但是也可能指血清C反应蛋白(CRP)、免疫球蛋白A和G、α(1)-酸性糖蛋白和α(1)-抗胰蛋白酶的水平)，所述抗沉降因素主要指红细胞的负电荷(ζ电势)。在炎症的影响的一个示例中，血浆中高浓度的纤维蛋白原造成红血细胞彼此粘附。红血细胞粘附以形成被称为“红细胞钱串”的堆栈，所述堆栈比单个红细胞沉淀得更快。红细胞钱串形成还可能与淋巴细胞增生性障碍相关联地出现，在淋巴细胞增生性障碍中发现一种或多种免疫球蛋白处于高浓度。然而，在马、猫和猪中红细胞钱串形成可能是正常生理发现。

ESR因任何炎症的病因或病灶而增大。在怀孕和类风湿性关节炎中ESR增大，而在红细胞增多症、镰状细胞性贫血、遗传性球形红细胞病和充血性心衰中ESR减小。女性中基础ESR略微更高些。

用于测量ESR的标准断定方法是韦斯特格伦检验，并且该检验使用大体积的血液，通常为若干ml。由于许多样品具有低至10mm/ 小时的ESR，因此其通常需要一个小时的温育。使ESR增大的炎症因素包括纤维蛋白原、C反应蛋白(CRP)以及一些免疫球蛋白，这些可以使ESR增加到高达100mm/小时。

用于进行沉降检验的传统技术具有各种限制。例如，如所讨论的，韦斯特格伦沉降检验需要抽取相当大体积的血液。此外，传统沉降检验技术花费大幅时间段并且可能在获得测试结果中造成时间滞后，时间滞后可能导致诊断和治疗的延误，这可能会对患者的健康产生有害影响。

援引并入

本说明书中所提及的所有出版物、专利和专利申请均通过引用而并入于此，程度犹如具体地和个别地指出要通过引用而并入每一个别出版物、专利或专利申请。

发明内容

可能期望具有可以在非常短的时间内完成沉降速率检验，诸如但不限于在数秒至几分钟的量级上完成。对于分布式检验设置，还可能期望具有仅使用小血液体积的沉降速率测量，诸如可以通过备选部位、非静脉采血或最低限度静脉采血来获取。还可能期望以自动化方式 (无需人工观察)进行沉降测量并创立所述测量的客观记录。此外，可以通过执行并且/或者使与沉降速率测量并行的其他分析参数的复用测量的速度最大化来获得在优化患者的管理中有用的进一步信息。

在本文所描述的一个实施方式中，所述沉降速率测量方法可以使用(1)用于从血浆中分离红血细胞的离心分离技术和(2)视频和/ 或静态成像能力。两者都可以单独使用或者结合使用以使红细胞沉降加速并且测量其速率。当然，可以使用除了离心分离以外的用于使沉降加速的技术来代替离心分离或者与离心分离结合以分离血液组分。

在一个非限制性示例中，所述方法可以有利地(1)使得能够实现用诸如约20-25微升(“uL”或“μL”)或更少的小血液样品体积对ESR的快速测量(秒)，(2)使得使用自动图像分析能够确定红血细胞沉降速率和红细胞比容两者，以及/或者(3)使得自动化技术能够补偿红细胞比容对未校正的ESR的影响以便提供对应于传统韦斯特格伦法的值。当然，不排除使用大体积血液的备选实施方式。由于校正红细胞比容的能力，本文所描述的沉降测量技术的一些实施方式比传统韦斯特格伦技术更加稳健，并且可以用在具有在韦斯特格伦测试所要求的狭窄范围之外的纤维蛋白原和/或红细胞比容水平的样品上。

使用本文的实施方式，使用小血液体积大约几秒就可获取校正的 ESR并且其补偿了红细胞比容对ESR的影响。在初始离心分离期间大约几秒获取结果可以加速诊断向患者的递送。

再者，在复用测定程序的背景下，常见的预处理步骤已经涉及在对存在于血浆/血清中的细胞标志物和分析物的测量之前从血浆或血清中分离红细胞和白细胞。因而，便于合并ESR测量连同这样的预处理程序，该预处理程序将会在测定准备过程中已被执行。所述ESR 测量将不会在额外的处理时间或可从非静脉收集方法得到的有限数量血液的使用方面造成显著的负担。举非限制性示例而言，应当理解，包括(一个或多个)预处理步骤的测定处理可以发生在单一仪器化系统中。可选地，一些实施方式可以在一个仪器中执行一个或多个步骤而在另一仪器中执行另外的一个或多个步骤。

还应当理解，本文所描述的实施方式可以适于具有下文所描述的一个或多个特征。在一个非限制性示例中，典型的方案可以取20uL 血液于离心器皿中并且使摆式离心机转子以4000rpm(580*g)旋转约10s。在此期间，通过视频成像来观察含有红血细胞的样品部分与清除了红血细胞的样品部分之间的交界面。虽然不排除其他的时间段，但是在这一短的时间段内获得ESR测量值可能是有利的。可选地，一些实施方式可以针对红细胞比容的影响而校正这些“原始”ESR 值。可以在与用于原始ESR的测量的操作相同的操作中测量红细胞比容。在一个非限制示例中，在离心分离期间用以测量ESR的相对低速的旋转之后，增加旋转速度以压积红血细胞。通过对压积的红血细胞的图像分析和上清液血浆体积来确定红细胞比容。可选地，还可以使用其他用于测量红细胞比容的技术来校正“原始”ESR值。

本文的实施方式中的至少一个可以在不使用沉降曲线的非线性 (指数)部分的基本线性变换的斜率的计算的情况下校正ESR。

本文的实施方式中的至少一个可以在不计算发生在沉降曲线的非线性部分的多个红细胞/血浆交界面位置的数学函数的情况下校正 ESR。

本文的实施方式中的至少一个可以在不选择位于沉降曲线的所述非线性部分中的一段沉降曲线的情况下校正ESR。

本文的实施方式中的至少一个可以仅基于沉降曲线的(一个或多个)线性部分的测量来校正ESR。

本文的实施方式中的至少一个可以基于基本上由沉降曲线的(一个或多个)线性部分组成的测量来校正ESR。通过“基本上由……组成”，是指所述测量的至少90％或更多是基于(一个或多个)线性部分。

本文的实施方式中的至少一个可以在不确定表示血液样品中细胞间红细胞相斥的幅度的沉降曲线的非线性节段的数学函数的情况下校正ESR。

本文的实施方式中的至少一个可以在不否定样品离心分离期间形成沉降曲线的线性部分的时间段的情况下校正ESR。

本文的实施方式中的至少一个可以使用不是从离心分离技术得到的红细胞比容测量来针对红细胞比容校正ESR，举例而言，诸如红细胞用洗涤剂的溶解并与铁氰化物和氰化物混合，接着对所形成的氰化高铁血红蛋白的吸光度的测量。

本文的实施方式中的至少一个可以调整血液样品使得其处于已知的用于沉降测量的红细胞比容水平。

在本文所描述的至少一个实施方式中，提供了一种方法，该方法包括：对血液样品使用加速血液组分分离技术达一段时间以从血浆中分离成形血液组分；至少基于以下各项来确定所述成形血液组分的沉降速率：时间相关压实曲线和红细胞比容校正系数，其中在加速血液组分分离已经开始之后为所述血液样品中的至少一种成形血液组分建立时间相关压实曲线，所述压实曲线具有初始近似线性部分和所述线性部分之后的非线性部分。

在本文所描述的至少一个实施方式中，提供了一种方法，该方法包括：将器皿中的血液样品离心分离达一段时间；在离心分离已经开始之后为所述血液样品中的至少一种成形血液组分建立时间相关压实曲线，所述压实曲线具有初始近似线性部分；通过对所述压实曲线的近似线性部分使用红细胞比容校正系数来校正红细胞比容对所述成形血液组分的沉降速率的影响。

应当理解，本公开内容中的实施方式可以适于具有下文所描述的一个或多个特征。在一个非限制性示例中，所述方法包括用根据参考技术的沉降速率来校准根据基于离心机的技术的沉降速率。可选地，所述参考技术是韦斯特格伦技术。可选地，所述样品为约25uL更少。可选地，离心分离以第一速度发生达第一时间段，继而以第二更快的速度发生达第二时间段。可选地，离心分离包括使用被配置用于允许在离心分离期间对所述血液样品视觉观察的离心机以确立所述血液样品中的一种或多种成形血液组分的交界面位置。可选地，离心分离包括使用其上具有窗口的离心机以使得能够实现对所述血液样品的视觉观察，从而确立随时间推移的红细胞/血浆交界面位置。可选地，离心分离包括使用离心机、光源和图像捕捉装置以使得能够实现对所述血液样品视觉观察，从而确立随时间推移的成形血液组分/血浆交界面位置。可选地，通过在所述时间段内捕捉离心器皿中的一种或多种成形血液组分的交界面位置的多个图像来收集压实曲线数据。可选地，使用所述多个图像中的像素位置来准确地确定交界面位置。可选地，通过在一段时间后捕捉所述离心器皿中的一种或多种成形血液组分的交界面位置的单一图像来收集压实曲线数据，其中基于上清液液体的弯月面的位置和交界面位置计算沉降速率。可选地，压实曲线数据是在所述样品正在进行离心分离时收集的。可选地，使用离心分离来获得红细胞比容测量值并用于校正红细胞比容对沉降速率测量值的影响。可选地，校正红细胞比容包括计算存在于所述曲线中的多个成形血液组分交界面位置的数学函数，所述函数可用于校正因红细胞比容的沉降速率变化。可选地，样品中的红细胞比容测量值是根据与离心分离分开的技术得到的。可选地，图像变换用于弯曲交界面至平坦交界面的转换。可选地，选择图像变换参数，使成形血液组分交界面位置的视频通过图像变换，继而选出覆盖空气/血浆交界面和红细胞交界面两者的整个位置范围的感兴趣区域。可选地，对于所述视频中的每一时间点，对所述感兴趣区域内跨包含所述样品的样品器皿的每一行的像素强度值求平均以产生表示沿所述样品器皿径向向下的强度的单列。可选地，使用沉降分布图的线性区域来提取沉降速率。可选地，所述成形血液组分是白血细胞。可选地，所述成形血液组分是血小板。

应当理解，本公开内容中的实施方式可以适于具有下文所描述的一个或多个特征。在一个非限制性示例中，所述方法包括对所述图像执行图像变换以将具有弯曲交界面的图像变换成具有笔直直线交界面的校正图像；在离心分离已经开始之后基于所述校正图像中的交界面位置为所述血液样品中的至少一种成形血液组分建立时间相关压实曲线。可选地，所述方法包括：使用可编程处理器控制的系统将血液样品的至少一部分从血液样品位置转移到离心器皿中；使用受可编程处理器控制的样品处理系统将所述器皿从第一可寻址位置转移到具有第二可寻址位置的离心机；将所述器皿中的血液样品离心分离达一段时间；在离心分离之后收集成形血液组分和血浆交界面位置的至少一个图像；在离心分离已经开始之后基于所述校正图像中的(一个或多个)交界面位置为所述血液样品中的至少一种成形血液组分建立时间相关压实曲线。可选地，将所述器皿从所述离心机中移除以获得所述图像。可选地，在获得所述图像后将所述器皿返回给所述离心机。可选地，所述方法包括改变离心分离速度以建立至少一种成形血液组分在所述段时间内的线性压实曲线直到压实已经完成；监测离心分离速度分布图达时间段的至少一部分；以及基于所述离心分离速度分布图确定血液组分沉降速率。可选地，所述方法包括在初始时间收集成形血液组分和血浆交界面位置的至少第一单一图像；在沉降的速率仍是线性的第二时间收集成形血液组分和血浆交界面位置的至少第二单一图像；基于所计算的线性沉降速率和红细胞比容校正系数来计算所述血液样品中的至少一种成形血液组分的沉降速率。

在本文所描述的又一实施方式中，提供了一种方法，该方法包括：将器皿中的血液样品离心分离达一段时间；使用对单一状态条件下的所述器皿的成像来建立沉降速率；以及通过使用红细胞比容校正系数来校正红细胞比容对成形血液组分的沉降速率的影响。如本文所使用，使用成像可包括使用所述器皿的单一图像来确定沉降速率。举非限制性示例而言，当使用所述器皿的单一图像时，所述器皿中的上清液液体的弯月面显示出初始水平而带有上清液液体的成形组分的交界面位置显示出当前位置，据此计算沉降速率。可选地，一些实施方式可以使用多个图像用于沉降速率计算，但是所有图像都是在所述器皿处于单一状态条件下时所述器皿的图像。可选地，所有图像都是所述器皿在单一时间点的图像。可选地，所有图像都是在所述成形组分交界面位置在所述器皿未变化时所述器皿的图像。在一个非限制性示例中，使用双速度来扩展ESR测定的动态范围。可选地，一些实施方式可以使用在三个或更多个速度下的离心分离而不只是两个速度。虽然本文是在离心机的背景下描述的，但是应当理解，可以将这里提及的离心机速度视为施加到样品上的G力的代理，并且应当理解，本文的概念可以适用于其他提供对成形样品分的加速沉降但不使用离心机的实施方式。

在本文所描述的又一实施方式中，描述了一种方法，该方法包括对器皿中的血液样品使用加速血液组分分离技术达至少一段时间；在初始时间捕捉所述器皿中的成形血液组分和血浆交界面位置的至少第一单一图像；在线性沉降时间段内的第二时间捕捉成形血液组分和血浆交界面位置的至少第二单一图像；基于所计算的线性沉降速率和红细胞比容校正系数计算所述血液样品中的至少一种成形血液组分的沉降速率。

应当理解，本公开内容中的实施方式可以适于具有下文所描述的一个或多个特征。在一个非限制性示例中，所述加速血液组分分离技术包括离心分离。可选地，所述方法还包括用根据参考技术的沉降速率校准根据基于离心机的技术的沉降速率。可选地，所述参考技术是自动化韦斯特格伦技术。可选地，所述参考技术是人工韦斯特格伦技术。可选地，所述血液样品为约25μL或更少。可选地，离心分离以第一速度发生达第一时间段，继而以第二更快的速度发生达第二时间段。可选地，所述第一速度被配置用于对所述样品提供基本上一致的力，而所述第二速度被配置用于提供相对于与所述第一速度相关联的基本上一致的力更大的力但是处于更大的力变化范围。可选地，所述加速血液组分分离技术以第一G力发生达第一时间段，继而以第二更大的G力发生达第二时间段。可选地，所述第一G力是以基本上一致的力对所述样品提供的，而所述第二第一G力是以相对于所述第一 G力的基本上一致的力更大的力但也处于更大的力变化范围而提供的。可选地，所述第一G力处于约35G至约45G的范围中。可选地，所述第一G力处于约30G至约50G的范围中。可选地，所述第一G 力处于约10G至约60G的范围中。可选地，所述第二G力处于约 10G至约100G的范围中。可选地，所述第一G力是一个足以使沉降加速但并不至于快到在沉降变化处于线性范围时显现出沉降变化之前使所述成形组分变得完全压实。可选地，所述第二G力具有是较低速度的测量旋转的至少约2倍或更高的高速旋转。

在本文所描述的又一实施方式中，描述了一种方法，该方法包括对血液样品使用力以减少与计算所述血液样品中的至少一种成形血液组分的沉降速率相关联的测量时间。

在本文所描述的又一实施方式中，提供了一种与样品一起使用的装置，所述装置包括：离心机，其具有离心器皿保持器，所述离心器皿保持器被配置用于允许在离心分离期间对所述器皿保持器中的血液组分交界面位置的检测。可选地，所述离心机具有窗口，用以允许在离心分离期间对所述离心器皿保持器的视觉观察。可选地，所述离心机具有照明源，用以允许对所述样品中的血液组分交界面位置的检测。

在本文所描述的又一实施方式中，提供了一种系统，其包括：离心机，其具有离心器皿保持器，所述离心器皿保持器被配置用于允许在离心分离期间对所述器皿保持器中的所述器皿保持器中的血液组分交界面位置的检测；样品处理系统，其用于将血液样品从第一位置运送到所述离心机上的位置；以及处理器，其被编程用于在离心分离的至少一部分期间记录交界面位置。

应当理解，本公开内容中的实施方式，一种包括来自本文的任何其他实施方式的至少一个技术特征的方法。可选地，一种方法可包括来自本文的任何其他实施方式的至少任何两个技术特征。

可选地，一种装置可包括来自本文的任何其他实施方式的至少一个技术特征。可选地，一种装置可包括来自本文的任何其他实施方式的至少任何两个技术特征。可选地，一种系统可包括来自本文的任何其他实施方式的至少一个技术特征。可选地，一种系统可包括来自本文的任何其他实施方式的至少任何两个技术特征。

提供本发明内容来以简化形式介绍挑选出的概念，所述概念在以下具体实施方式中进一步描述。本发明内容并不旨在确定请求保护的主题的关键特征或主要特征，也不旨在用于限制请求保护的主题的范围。

附图说明

图1示出了在韦斯特格伦-卡兹管中高、中和低ESR血液样品的红细胞沉降的曲线图。

图2A-图2B是在透明离心分离器皿中血液样品的图像。

图3示出了带有检测系统的一个实施方式的离心机的原理图。

图4-图5示出了使用检测系统的一个实施方式所捕捉的图像。

图6A-图7C示出了经受离心分离的血液样品中的交界面的一系列校正的和未校正的图像。

图8A-图8B示出了针对一个检验样品的各个记波图。

图9示出了针对一个检验样品的沉降曲线图。

图10A-图10B示出了利用各种拟合函数拟合至绘制于图9上的数据的沉降曲线图。

图11-图14是示出了具有各种水平的添加纤维蛋白原的样品的各种样品沉降特性的曲线图。

图15示出了被操纵具有不同红细胞比容水平的若干血液样品的沉降速率。

图16是具有也在图15中示出的不同红细胞比容水平的样品的交界面位置随时间推移的曲线图。

图17是一个具有不同红细胞比容水平的样品在10秒的时间段内交界面位置的曲线图。

图18A示出了本文的一个未进行红细胞比容校正的实施方式的 ESR曲线图。

图18B示出了本文的一个进行了红细胞比容校正的实施方式的 ESR曲线图。

图18C示出了根据本文的一个实施方式的基于血红蛋白浓度的红细胞比容测量的曲线图。

图19和图20图示了使用非LOG和LOG轴绘制的若干样品(如图15中详细说明)的沉降速率。

图21示出了图示白血细胞交界面的记波图。

图22示出了具有样品处理组件、预处理组件和分析组件的集成系统的一个实施方式的示意图。

具体实施方式

应当理解，前文的概括描述和以下的详细描述都仅仅是示例性的和解释性的，并且不对所要求保护的本发明构成限制。可以注意到，如本说明书和所附权利要求书中所使用，单数形式“一个”、“一种”和“该”等包括复数指代对象，除非上下文另有明确规定。因此，举例而言，提到“一种材料”可包括多种材料的混合物，提到“一种化合物”可包括多种化合物等。本文引用的参考文献通过特此引用而全文并入于此，除非它们达到与本说明书中明确阐述的教导相冲突的程度。

在本说明书中以及在随后的权利要求书中，将会提到若干术语，这些术语应被定义为具有以下含义：

“可选的”或“可选地”意指随后描述的事件可能发生或者可能不发生，从而该描述包括发生该事件的情况和不发生该事件的情况。例如，如果装置可选地包含针对样品收集孔的特征，这意味着该样品收集孔可能存在或者可能不存在，并且因此，该描述同时包括其中装置具备该样品收集孔的结构和其中不存在该样品收集孔的结构。

现参考图1，示出了一组血液样品的红细胞/血浆交界面的历程。图1示出了一系列样品在韦斯特格伦-卡兹管中红细胞沉降的历程，其中实线示出了高ESR、虚线示出了中ESR以及点示出了低ESR。尽管将韦斯特格伦ESR描记为如图1中所见的单一数字(mm/小时)，但是沉降速率在一小时内变化显著，缓慢地开始，增大，继而减小。标准韦斯特格伦法在一小时记录单一位置处的ESR，以给出该一小时内的平均沉降速率。一种称为Sigma ESR的较新方法通过取在20、 30、40、50和60分钟所移动的距离的总和已经显示出与临床相关变量的较佳相关性。

沉降曲线测量

各种各样的技术可以用于建立一种或多种成形血液组分的沉降速率曲线。虽然主要是在测量红细胞沉降速率的背景下描述本申请的，但是本文的系统和方法也可以适于用于测量其他成形血液组分的沉降速率，诸如但不限于测量白血细胞、血小板等的沉降速率。

在一个非限制性示例中，本文描述的一种技术包括通过以下各项来在沉降期间在几个时间点拍摄图像：将样品器皿放置在离心机中、旋转几秒钟、停止旋转、移除器皿、将其放置在观察器中、拍摄图像以及重复上述各项以获得随时间推移的多个图像。从装置简易性的角度来看，它是有帮助的在于其简化了用于获得此类图像的硬件实现方式。本文其他处讨论了测量沉降的能力，其中使用沉降曲线的初始(线性)部分的斜率来计算ESR。

当然，应当理解，一些实施方式可以在容器在离心机中处于原位时获得此类与交界面位置有关的图像/数据而无需为了成像使离心机停止以移除样品器皿。当离心机转子处于运转中或静息时可以拍摄原位图像。还应当理解，虽然可以拍摄离散图像，但是也可以使用视频、连续成像以及每秒多帧成像。

现参考图2A和图2B，示出了在离心分离之前和在离心分离的早期阶段红细胞交界面的示例。举非限制性示例而言，离心器皿可以全部或部分由诸如透明塑料(注塑成型聚苯乙烯)等透明材料制成。在一些实施方式中，透明部分可以是窗口、透亮端口或器皿中被对准用于允许对该器皿中的样品的期望血液组分交界面进行成像的透亮条带。在本实施方式中，离心器皿在其中点处的半径为35mm(距旋转轴的径向距离)。在一个实施方式中，外半径为35mm，内半径(即，至液体的上表面)为28mm，因而中点为31.5mm。器皿中的样品长度为7mm而器皿内径为2.3mm。样品器皿几何形状或待检验的样品体积的变化可以通过对用于如本文其他地方将讨论的红细胞比容校正系数的经验参数重新校准来说明。

在共同未决的美国专利申请序列号13/355,458和13/244,947中公开了包括离心器皿的尺寸、离心机转子的构造以及离心机大小在内的其他合适的离心机设计和特征，这些专利申请全部通过引用而完全并入于此用于所有目的。在通过引用所并入的申请中还描述了本系统的包括合适的成像装置和流体处理系统在内的其他组件。例如，诸如在那些申请中描述的那些数码相机等数码相机的能力可以用于测量非常小的距离和距离变化率以测量ESR。图像分析可以用于测量红细胞与血浆之间的交界面的移动。

举非限制性示例而言，在一些实施方式中，在离心分离已开始后的早期(数秒内)仅需两次测量就足以明确具有高精度的沉降速率。在一个实施方式中，可以在达到初始最小离心机速度后拍摄第一图像，继而在约10秒后拍摄第二图像。当然，不排除在其他时间段拍摄图像，只要它们处于沉降曲线的线性部分中即可。

查看图2A和图2B，可见红细胞交界面在静止(垂直)管中的位置(短时间的离心分离)。在本非限制性示例中，在图2A和图2B 中将摆动式离心器皿停止并且垂直朝向。当然，由于表面张力使交界面固定到位，因此静止成像不需要管是垂直的(只要静止成像很快地完成即可)。通常，这在一秒或两秒内完成，否则RBC交界面将会开始流动。

如图2A和图2B中所见，在样品的由红血细胞和血浆所占据的部分之间存在清晰可见的急剧过渡。在这些图像中清晰可见水平的红细胞交界面液面。图2B中该交界面相对于图2A中所移动的距离对应于图像中的大量像素(50/mm)。因此，如所见，交界面所行进的像素的数目允许对交界面位置变化的精确追踪。当然，可以使用诸如但不限于50像素/mm至1000像素/mm(或者更高)等其他图像分辨率来就每mm或每其他单位长度的像素数而言提供更大的粒度。可以使用每单位长度更少的像素只要分辨率足以准确地确定交界面位置的变化即可。一些实施方式可以将图像放大以使得更多像素与交界面相关联并因而更多像素与交界面的位置变化相关联。一些实施方式可以使用具有每单位面积具有更大数目的像素的检测器。这通过测量更多像素并且具有检测交界面位置的甚至更加细微变化的能力而提高了测量的灵敏度。

在一个实施方式中，提供了一种方法，该方法在离心机外壳中使用了透明窗口以使得可以在低速离心分离期间对沉降进行视频记录。再者，离心场导致弯月面变得更直(与离心力矢量成直角)，从而使对小沉淀距离的测量更容易。当在离心机转子正旋转的同时而捕捉图像时这可能尤为正确。通过使小体积(20-25uL)血液以中间速度(通常为4000rpm，不过1000至6000rpm也可能是合适的)旋转，在该实施方式中在约三分钟内完成了红血细胞的几乎完全沉降。实际上，一种方法可以以相对低的速度(1000至4000rpm)进行几秒钟的沉降测量，继而将速度提高到约10000rpm进行约三分钟以压积红血细胞并且确定红细胞比容。在一个实施方式中，低速旋转约为40G。可选地，一些实施方式的旋转可以创造约40G至100G范围内的G力。可选地，一些实施方式的旋转可以创造约10G至60G范围内的G力。可选地，一些实施方式的旋转可以创造约10G至100G范围内的G力。在一个实施方式中，期望的G速度是这样的G速度：该G速度足以使沉降加速但并不至于快到在沉降的变化处于线性范围的同时显现沉降的变化之前使成形组分变得完全压实。

在一个实施方式中，这种在不同离心力(其通常与离心机速度线性相关)下的多阶段旋转允许对沉降的成像，继而快速旋转减慢以实现对血液组分的压实和从血浆的分离。可选地，一些实施方式可以具有1000rpm+/-20％rpm范围内的低速旋转。可选地，一些实施方式可以具有800rpm至1500rpm范围内的低速旋转。可选地，一些实施方式可以具有是较低速度的测量旋转的约2倍或更高的高速旋转。可选地，一些实施方式可以具有是较低速度的测量旋转的约3倍或更高的高速旋转。可选地，一些实施方式可以具有是较低速度的测量旋转的约4倍或更高的高速旋转。可选地，一些实施方式可以具有是较低速度的测量旋转的约5倍或更高的高速旋转。可选地，一些实施方式可以具有是较低速度的测量旋转的约6倍或更高的高速旋转。可选地，一些实施方式可以具有是较低速度的测量旋转的约7倍或更高的高速旋转。可选地，一些实施方式可以具有是较低速度的测量旋转的约8 倍或更高的高速旋转。可选地，一些实施方式可以具有是较低速度的测量旋转的约9倍或更高的高速旋转。可选地，一些实施方式可以具有是较低速度的测量旋转的约10倍或更高的高速旋转。可选地，一些实施方式可以具有是较低速度的测量旋转的约15倍或更高的高速旋转。可选地，一些实施方式可以具有是较低速度的测量旋转的约20 倍或更高的高速旋转。

可选地，在低速下，测量旋转部分，一旦从先前所阐述的各种范围中选择了期望的RPM，就可以使用控制器或其他装置来维持该期望的rpm，以使得可以进行期望的成形组分测量。这一期望的rpm可以处于目标RPM的受控速率+/-1％。可选地，受控速率可以为目标RPM的+/-2％。可选地，受控速率可以为目标RPM的+/-3％。可选地，受控速率可以为目标RPM的+/-4％。可选地，受控速率可以为目标 RPM的+/-5％。在实施方式中，该过程可能涉及一段以受控速率的低速离心机旋转，继而高速旋转，其中主要因素是让离心机盘在最小阈值以上旋转，其中恰当的RPM不及维持至少最小旋转速率重要。

现参考图3，现将会描述能够监测交界面位置的离心机100的一个实施方式。为了监测沉降，可以将图像捕捉装置110定位于离心机 100附近，伴随着将诸如但不限于绿LED等光源112定位成从相对位置提供照明。可选地，不排除另一颜色或另一波长的照明光源。图像捕捉装置110可以是静态相机、高速相机、摄像机或其他足以检测交界面的位置的装置。当然，也不排除其他检测器，诸如但不限于非图像捕捉装置。举非限制性示例而言，这里的一个非视觉成像装置可以是光电二极管，该光电二极管可以起检测器的作用以检测血液组分交界面何时经过检测器或通过光的大量透射以检测被RBC或者其他(一种或多种)血液组分所阻挡的体积的比例。可以使用非视觉成像检测器，即使它们可能实际上没有传送视觉图像但是仍然可以检测样品中的交界面液面位置和/或位置变化。

对本文其他处描述的相机或其他检测装置的任何描述均可适用。在一个示例中，图像捕捉装置110可以是数码相机。图像捕捉装置还可包括电荷耦合装置(CCD)或光电倍增管和光电管，或者光探测器或者诸如扫描显微镜等其他检测装置(无论是背照式还是前照式)。。在一些情况下，相机可以使用CCD、CMOS，可以是无透镜(计算) 相机(例如，Franken相机)、开源相机，或者可以使用本领域内已知或以后开发的任何其他视觉检测技术。相机可包含一个或多个特征，所述特征可以在相机使用过程中使相机聚焦，或者可以捕捉图像，所述图像可以稍后再聚焦。在一些实施方式中，成像装置可以采用2d 成像、3d成像以及/或者4d成像(并入了随时间的变化)。成像装置可以捕捉静态图像。可以在一个或多个时间点捕捉静态图像。成像装置还可以捕捉视频和/或动态图像。可以在一个或多个时间段内连续地捕捉视频图像。还可以应用对成像装置和/或检测单元的任何其他描述，优选地只要它们能够检测交界面位置的变化即可。

在一个非限制性示例中，光源112可以是发光二极管(LED)(例如，砷化镓(GaAs)LED、砷化铝镓(AlGaAs)LED、磷砷化镓(GaAsP) LED、磷化铝铟镓(AlGaInP)LED、磷化镓(III)(GaP)LED、氮化铟镓(InGaN)/氮化镓(III)(GaN)LED或磷化铝镓(AlGaP) LED)。在另一示例中，光源可以是激光器，例如，垂直腔面发射激光器(VCSEL)或其他合适的光发射器，诸如磷化铟镓铝(InGaAlP) 激光器、磷砷化镓/磷化镓(GaAsP/GaP)激光器或砷化铝镓/砷化镓 (GaAIAs/GaAs)激光器。光源的其他示例可包括但不限于电子激发光源(例如，阴极射线发光、电子激发冷光(ESL灯泡)、阴极射线管(CRT监视器)、尼克西管)、白炽光源(例如，碳键灯、传统白炽灯泡、卤素灯、格罗棒、能斯特灯)、电致发光(EL)光源(例如，发光二极管、有机发光二极管、聚合物发光二极管、固态照明、LED 灯、电致发光片、电致发光线)、气体放电光源(例如，荧光灯、感应照明、空心阴极灯、霓虹灯和氩气灯、等离子体灯、氙气闪光灯) 或高强度放电光源(例如，碳弧灯、陶瓷放电金属卤化物灯、汞介质弧碘灯、水银蒸气灯、金属卤化物灯、钠蒸气灯、氙弧灯)。或者，光源可以是生物发光、化学发光、磷光或荧光光源。

如图3中所见，含有血液样品于其中的离心器皿114可以被定位成以便处于图像捕捉装置110与光源112之间以使得能够显现器皿中的(一个或多个)成形血液组分交界面的位置。离心机转子116可以被配置成具有开口、窗口或其他允许在离心分离期间显现离心器皿 114的区域。在离心分离旋转期间可以使用测量沉降，但是应当理解，也不排除在离心机处于静息时在旋转之间或在旋转之后测量沉降。

在图3的本实施方式中，离心机转子116的旋转轴可以是垂直的。应当理解，不排除其他的旋转轴，诸如水平的或成角度的旋转轴。一些实施方式可以在一个时间段期间具有第一定向而在第二或其他时间段期间具有第二定向。

在一个非限制性示例中，通过成像来获取离心器皿的顶部和/或底部的位置以作为参考点，随后使用这些数据来校准液体和交界面液面。图4示出了离心机中离心器皿114的相机视图。来自离心器皿114后面的光源112的照明允许对血液样品S和血液/空气交界面120的显现。由箭头122示出了旋转的方向。

现参考图5，现将会描述离心器皿114中血液样品的(一个或多个)交界面的放大视图。图5是离心分离期间红血细胞沉降的图像。空气/血浆交界面130和血浆/红血细胞交界面132在该图像中如锐利线条(其将不同对比度的空间区域分开)是清晰可辨的。在图5的图像中还示出了空气/血浆交界面上方的空间134、血浆136和被红血细胞阻挡的光138。

应当理解，不排除闪光照明或同步至转子位置的捕捉帧，但是在本实施方式中，其不是图像捕捉所需要的。在该非限制性示例中，对于图5的图像，用于CCD相机图像采集的200ms曝光(相对于旋转时间较短)使得交界面130和132在旋转期间清晰可见(见图5)。这与转动周期相比较长(即，在该时间期间发生许多转动，因此图像模糊)。在转子轴周围图像模糊，使得空气/血浆交界面和血浆/红细胞交界面如弧般可见(虽然或许存在也可考虑的闪光效应)。虽然数据采集不需要将帧捕捉同步至转动，但是一些实施方式可以使用同步。可选地，一些没有同步的实施方式可能导致条纹，其可以通过较长的曝光和图像处理的结合来补偿。其他实施方式可以使用更快的图像采集技术以生成使模糊最小化和/或消除的图像。一些实施方式可以使用闪光照明或其他技术来捕捉快速移动物体的图像，诸如在离心分离期间含有样品的器皿的图像。

如图5中所见，光透射穿过离心器皿114的两个区域可包括液体上方的空气134和如所标记的空气/血浆交界面130与血浆/红细胞交界面132之间的血浆。空气/血浆交界面130本身可见为弧形。实际上没有光透过器皿114中红细胞所在处(虽然，应当理解，当器皿114 转动到阻挡位置外时由于所透射的光的原因这一区域并不是完全黑暗的)。

在一个实施方式中，以每秒五帧，用长曝光(～200ms)来捕捉图像达三分钟，继而处理图像以提取沉降曲线。可选地，成像的速率包括但不限于1、2、4、8、16、32、64或128个图像每秒。可选地，曝光时间包括但不限于10、20、40、80、160、320或640ms。测量期间的温度也可能变化。虽然本文的许多实施方式在室温下进行测量，但是不排除其他温度，例如，37℃。在校准中将会考虑温度的影响，诸如以便确定校正系数的经验参数。另外，离心机旋转加速的时间通常约为3秒钟，但是不排除更快或更慢的旋转加速时间。

举非限制性示例而言，正在测量的期望的成形血液组分的沉降速率可以由以下各项来定义：

1)将血浆/红血细胞交界面位置与时间拟合成指数，或者

2)取最初几秒钟内交界面移动的(线性)速率以给出参数，继而可将参数与韦斯特格伦ESR关联。

虽然不排除其他设置，但是应当理解，沉降的时间通常定义为在转子116达到目标速度之后开始，此时保持离心器皿114的勺斗在旋转平面中是径向朝向的并且因此处于进行图像捕捉和处理的最佳位置。

数据预处理

图像变换

现参考图6A-6B，本文的一个实施方式可以在分析之前使用图像预处理步骤，该图像预处理步骤可以是(1)交界面弧至平坦交界面的转换和(2)图像的转动以补偿径向上的任何微小偏移的组合。这以对交界面的y位置影响可忽略不计的方式使偏离中心的像素与中心轴线一致，因此来自转动的管的模糊的弧现在是水平条纹。

如图6A-图6B中所见，初始图像变换可以用来补偿弧。图6B中的图像示出了具有选定的感兴趣区域的矩形150，跨该感兴趣区域执行水平求平均，以及示出了两个短水平线，所述两个短水平线示出了算法已经识别出空气/血浆交界面130和血浆/红细胞交界面132的位置在哪里。

这一图像变换需要移除由离心机的旋转频率与相机采集频率之间的闪光效应所导致的、图6A中所见的垂直线的影响。薄的垂直(即径向)部分测量将易受这些线的影响，这些线缓慢地移动跨过图像，但是矫直变换允许在x方向(与径向成直角)上求平均并且使得分布图(profile)免受移动线的影响。这一程序还提高了信噪比。

现参考图7A-图7C，示出了显示不同程度的弧补偿的示例。可以选择图像变换参数选集以引入期望水平的校正。图7A示出了补偿太少。图7B示出了补偿正好。图7C示出了太多弧补偿。

对于使用产生一系列具有不同弧和旋转角校正的图像的脚本的每个数据集，在图像上叠加一些列水平线160允许判断交界面何时是平坦的(在图7A-图7C的图像中是水平的)。这对适当的弧校正程度的判断可以由被配置用于图像处理的可编程处理器来确定，可以基于校准程序预先设定，或者可以基于人工检视来选择。

一旦选择了这些参数，就使所采集的图像信息通过变换，该图像信息可能是视频。感兴趣区域可以选择成是覆盖空气/血浆交界面130 和红细胞交界面132两者的整个位置范围的区域。可选地，一些实施方式可以选择仅覆盖交界面130或132中的一个的感兴趣区域。可选地，一些实施方式可以被配置用于把样品中的一个或多个其他感兴趣的区域作为目标。

沉降曲线提取

现参考图8A-图8B，对于多个图像中的每一时间点，本文的技术的一个实施方式对感兴趣区域150内的每一行(跨器皿114)的像素强度值求平均以产生表示沿器皿径向向下的强度的单列。继而将针对每一时间点的列汇集成记波图，即，其中x轴表示时间而y轴表示沿着管的径向位置的图像。

图8A示出了根据本文描述的一个实施方式的记波图。图8A的记波图示出了随时间推移(x-轴)沿着管向下(y-轴)的平均图像强度。图8A示出了空气交界面130、血浆136、血浆/红血细胞交界面 132和红血细胞140。更具体地，靠近图像顶部的暗色水平线表示空气/血浆交界面130，在其下方的明亮区域表示光透射穿过的血浆136，以及在底部的暗色区域是光被红血细胞140阻挡所在之处。

图8B示出了，为了提取空气/血浆交界面和血浆/红细胞交界面的位置，可以确定交界面相对于时间的一阶导数(边缘检测)。导数是相对于沿着管向下的距离(y轴)而不是时间(x轴)。图8B示出了空气/血浆(上)交界面130和血浆/红细胞(下)交界面132的位置。

在一个非限制性示例中，确定图8B中的图像的两个局部最大值的位置，一个局部最大值表示空气/血浆交界面而另一个表示血浆/红细胞交界面。为了将这些(像素)位置转换成由整个样品占据的体积和由红血细胞占据的体积，将离心管的顶部和底部的y位置(诸如从图2中所示的静止管图像记录的)连同对离心器皿的形状的认知用作参考位置。

如图9中所见，血浆/红细胞交界面位置被转换成红血细胞所占据的体积分数并且相对于时间绘制为离心机辅助沉降曲线180。图9中的这一曲线是确定从视频记录中提取的沉降曲线的基于离心机的方法的一个非限制性示例的结果。

从沉降曲线计算ESR

一旦为每个样品获得了图9的沉降曲线，就有许多可能的方式来提取与ESR相关的参数。一种将曲线精简成单一参数以便分析的简单方式是使用标准非线性最小二乘拟合将单指数拟合至血浆/红细胞交界面的曲线。

在图10A中示出了一个此类示例。对于图10A，该曲线图中的数据被示出为黑点200，x轴是以秒为单位的时间，而y轴是红血细胞所占据的体积分数。单指数拟合被示出为线202。

现参考图10B，该曲线图中的数据被示出为黑点200。图10B示出了基本上双线性的拟合。可以确定由线性拟合210示出的初始线性部分的梯度，以及在初始线性区段和压积变慢的非线性区域之间的过渡的时间212，这里由红线214示出。

虽然这些使用标准非线性最小二乘拟合的简单技术可以产生与 ESR有关的信息，但是当将这样的测量与传统韦斯特格伦ESR测量相比较时，基于非线性最小二乘(NLS)拟合的相关性留有改进的余地，这是因为NLS本身没有考虑某些校正系数。

血浆蛋白对ESR的影响

了解一些可能影响ESR测量的因素有帮助于提取与传统韦斯特格伦ESR测量更加密切相关的ESR参数。感兴趣参数(ESR)对某些血浆蛋白的浓度有反应并且通过将这些蛋白中的一种添加到血液样品中可以直接受到影响/操纵。

在本示例中，作为一种提供具有宽范围的ESR值的样品的技术，使用外源性纤维蛋白原来创造具有跨越整个感兴趣范围的ESR值(韦斯特格伦法中的0-120mm/h)的血液样品。图11示出了添加纤维蛋白原如何增大韦斯特格伦ESR值。

如图11至图14中所见，来自离心分离分析的若干参数显示出与纤维蛋白原水平的良好相关性(并因此与ESR的良好相关性)、根据单指数拟合的最显著的时间常数、压积开始的时间以及初始线性梯度。参考图12、图13和图14，在一些实施方式中，这些参数中的每一个可以用于获得韦斯特格伦ESR值的估计。单指数拟合时间常数和压积开始时间都拥有独立于y轴比例的优势。压积开始时间和初始线性梯度拥有具有明晰物理意义的优势。

图11示出了韦斯特格伦ESR值随着添加的纤维蛋白原的增加而增大。图11图示了具有不同水平的添加于其中的纤维蛋白原的单一样品。

图12示出了原始沉降曲线的单指数拟合的时间常数，其显示出与添加的纤维蛋白原水平的良好相关性。

图13示出了细胞压积开始的时间，其显示出与添加的纤维蛋白原水平的良好相关性。

图14示出了原始沉降曲线的初始线性梯度，其显示出与添加的纤维蛋白原水平的良好相关性。

红细胞比容对ESR的影响

应当理解，除纤维蛋白原以外，红细胞比容是影响韦斯特格伦及其他ESR测量的另一因素。事实上，韦斯特格伦红细胞沉降受红细胞比容影响强烈。在韦斯特格伦法中，许多实验室要么不汇报具有大于约45％的红细胞比容的样品的结果，要么在测量ESR之前将样品红细胞比容调整到固定的水平(通常为45％)。该方法的本实施方式实际上比韦斯特格伦技术更好之处在于，韦斯特格伦饱和(即，不对纤维蛋白原<10mg/ml有反应)，而该方法的本实施方式对15mg/ml 外而言不饱和。

基于离心机的ESR沉降与在重力下的测量相比受到红细胞比容水平的影响甚至更加强烈。对于这里的至少一些实施方式，对红细胞比容的依赖性增加是因为容量较低——因而器皿尺寸较小。增大通常意味着红细胞开始更加靠近在一起的红细胞比容，通过对自由运动呈现物理障碍而增加血液的粘稠度，以及减小交界面可以在细胞变得压积之前移动的最大距离，所有这些都使ESR降低，与来自炎症的纤维蛋白原无关。

为了说明红细胞比容的显著混杂效应，通过取相同的血液样品并且在测量ESR之前调整红细胞比容所进行的基于离心机的ESR测量，表明具有45％的典型红细胞比容和22mm/h的正常ESR的人，如果红细胞比容为60％则将会表现为5mm/h(非常低)，而如果红细胞比容为35％则表现为93mm/h(非常高)，即使在临床上很重要的血浆蛋白水平没有变化的情况下亦是如此。换句话说，因红细胞比容而造成的ESR变化可能比因临床医师感兴趣的血浆蛋白而造成的ESR 变化大。

存在若干种补偿这种红细胞比容的混杂效应的传统方案。一个方案是使用红细胞比容补偿曲线，例如，来自Dintenfass(1974)的红细胞比容补偿曲线。一种消除混杂效应的更准确(如果更劳动密集的话)的方式是在检验之前简单地将红细胞比容改变为标准值，而不是使用图表来校正红细胞比容。一些ESR技术，例如“校正了红细胞比容的ESR”包括这样的初始步骤：该步骤将红细胞比容固定到设定值(例如，45％)，使得测量的ESR真实地反映血浆的蛋白质含量(临床相关)，而不是红细胞比容(Borawski和

2001)。

如图15中所见，为了理解和估计红细胞比容的影响，将一组十一(11)个样品调整至35％、45％和55％红细胞比容，继而通过离心机ESR和韦斯特格伦ESR技术来检验。对于调整了红细胞比容的临床血液样品，示出了离心机单指数时间常数与韦斯特格伦ESR的相关性。在每一红细胞比容内样品良好地相关，但是横跨所有红细胞比容样品并未良好地相关。

现参考图16，对于基于离心机的ESR实验，在图表上针对具有不同红细胞比容水平的不同临床样品绘制了作为时间的函数的血浆/ 红细胞交界面的位置。示出了若干具有未调整的和调整的纤维蛋白原水平和红细胞比容的血液样品：红色方块：35％，绿色三角：45％以及蓝色菱形55％红细胞比容。图16示出了完整的沉降分布图，而图17示出了针对被调整至给定红细胞比容的一个样品，初始测量期间的较短时间段内(<10s)的沉降分布图。样品的沉降分布图在初始测量时段期间显示出急剧下降，伴随着在初始测量时段期间交界面位置随着时间几乎呈线性地下降。继而随着红血细胞压积在一起沉降速率变慢。图16中示出了对应于各个红细胞比容(如所指示的)和各个ESR 速率的许多数据组。

在示出了短时间段(<10s)内的沉降的图17中，用如此短的测量时间获得的数据的高质量显示出在初始时段期间针对所有红细胞比容水平的线性沉降速率。在本文所描述的一个实施方式中，沉降分布图的线性区域可以用于提取沉降速度。原始沉降速度是对比韦斯特格伦ESR绘制的。假定对应于图17中与三个红细胞比容水平对应的三条拟合线是不连续的，则期望对红细胞比容进行补偿以根据原始值得出临床有效的ESR值。

作为进一步的示例，图18A示出了从沉降分布图(未校正红细胞比容)提取的红细胞沉降速率的对数。图18A还示出了基于离心机的沉降速率强烈依赖于红细胞比容，比基于韦斯特格伦的沉降速率更甚。离心机管的狭窄截面增加了因红血细胞而造成的流体流动的流体动力学阻力。离心分离过程涉及血浆穿过红血细胞床的流动，这提供了流体动力学阻力。这一阻力是红血细胞的体积分数(红细胞比容)的函数。

为了获得基于离心机的沉降速率和韦斯特格伦沉降速率之间的较佳相关性，针对红细胞比容的影响对基于离心机的沉降速率进行了校正。所使用的校正可以由下式表示，

其中U_uncorr和U_corr分别是未校正(原始)的沉降速率和校正的沉降速率，

是细胞的体积分数(红细胞比容)，以及

和γ是通过曲线拟合所获得的经验参数，诸如下面所描述或者在未来可开发出来的经验参数。校正系数表示用以说明红血细胞所施加的增强的阻力的简单数学形式。应当理解，虽然发现这一函数形式能够对红细胞比容进行校正，但是其他函数也会起作用。

举非限制性示例而言，计算

和γ的一种方式是通过校准技术，诸如但不限于以下技术：对于一组多样化的样品(不同红细胞比容、 ESR值等)，所述ESR值是使用参考方法并且通过基于离心机的方法确定的。

和γ参数被确定作为对每个离心机设置的校准并且可以至少部分地基于器皿几何形状和样品体积而改变。因此，如果改变这些因子中的至少一个，那么可能需要重新计算参数。对于如本文所描述的一个离心机设置，求得这些参数的最佳值为：

和γ＝3.85。应当理解，这些参数是用于拟合优化并且不直接涉及物理参数。应当理解，这仅仅是一个非限制性示例并且可以使用其他曲线拟合或类似技术。

红细胞比容测量技术

出于计算红细胞比容校正系数的目的，应当理解，在基于离心机的沉降检验之前可能就知道红细胞比容的值，并且在这样的情况下，可以基于沉降的初始线性部分和已知的红细胞比容水平快速获得校正的ESR结果，无需等到通过离心分离红细胞已经被完全压实。可选地，一些实施方式可以在离心分离期间或之后确定红细胞比容水平。

在离心分离之前、期间或之后通过非离心分离的红细胞比容测量至少包括以下内容。一种技术涉及血红蛋白浓度的测量。例如，在大致99％的人口中，血红蛋白测量值与红细胞比容水平之间存在1：1 的相关性。因而，如果可得到血红蛋白检验数据，则通常在基于离心机的沉降检验之前就已经知道红细胞比容水平。

现参考图18C，现将会描述用于基于血红蛋白的红细胞比容测量的测定方案的一个实施方式。按1:100用水稀释血液。将稀释的样品与改性Drabkin试剂(Sigma D5941，包含含有碳酸氢钠、铁氰化钾以及氰化钾辅以0.015％的聚氧乙烯脂肪醇醚(Brij)35)混合(1:3)。在37℃下10分钟后，在540nm下测量反应产物(氰化高铁血红蛋白) 的吸光度。该测定是用在0-20g/dL范围内产生线性剂量反应的牛血红蛋白(Sigma 2500)来校准的。

现将使用用于基于血红蛋白的测量的测定方案来讨论结果与红细胞比容测量的相关性。通过将血浆和红细胞(通过离心分离收集) 重新组合来处理人类血液样品以提供宽范围的红细胞比容值。如上文并且通过标准离心分离毛细管红细胞比容测定来对这些样品进行测定，并且相关的结果如下文所示。如图18C中所见，由此得到的相关性是准确的，其中斜率＝1、截距＝0以及相关系数(R^2)＝0.99。

另一种用于红细胞比容测量的技术涉及显微成像。还可以在使用具有固定深度的比色皿并且在已知程度上稀释了血液样品的装置中测量红细胞比容。在美国专利申请序列号13/244,947中可以获知对具有此类比色皿的系统的描述，该美国专利申请通过引用全部并入于此用于所有目的。红细胞比容可以通过对下列各项的显微测量来确定： (1)红细胞计数每视场和(2)红细胞平均体积。青睐的方法为：(1) 暗视野显微术和(2)(1)+使用荧光标记的抗人类CD-35(红细胞表面抗原)的荧光显微术。继而应用图像分析技术。

具体地，一种测量红细胞比容的方法可能涉及测量样品的光学密度。例如见Lipowsky等人的“Hematocrit determination in small bore tubes from opticaldensity measurements under white light illumination”，微血管研究(MicrovascularResearch),1980年7月的卷20，期1，第51页–70页；http://dx.doi.org/10.1016/0026-2862 (80)90019-9,其通过引用全部并入于此用于所有目的。Lipowsky讨论了已经针对各种官腔直径检测小口径玻璃管中流动的血液的红细胞比容与其在白光(钨灯)照明下的光学密度(OD)之间的关系。在本文的至少一些实施方式中，由于正在对一小口径管的血液进行照明，因此可获得所有该数据。

在另一实施方式中，可以通过在显微镜或其他放大观察下检验血液样品的一部分来确定红细胞比容水平，诸如但不限于测量在可具有已知大小的限定观察区域内红血细胞的数目和平均大小。以该方式，可以基于血红细胞的这种可视特征来确定红细胞比容。

在又一示例中，可以基于对压实了红血细胞的血液样品的完全离心分离来确定红细胞比容水平。可以使用这一压实的水平来确定红细胞比容。在该示例中，仅使用基于离心机的沉降检验的线性部分来确定校正的ESR。举非限制性示例而言，交界面位置测量值的、线性的第一初始部分，连同也是线性的最终结束部分，是沉降的两个可以用于计算针对红细胞比容而校正的ESR的部分。如图16中所见，该非限制性示例可以使用与离心分离后的初始时段对应的沉降曲线的线性部分182和沉降曲线的接近末端(此时压实基本上完成，曲线大幅平坦)的另一线性部分184。沉降曲线在线性部分182与184之间的非线性部分基本上不用于计算红细胞比容校正系数。

上文是红细胞比容计算技术的非穷尽列表并且不排除其他用于测量红细胞比容水平的方法与本文描述的沉降测量技术一起使用。

在这如何一起工作以进行ESR测量的一个非限制性示例中，可以使含有样品的器皿在受控条件下离心分离达第一时间段，诸如但不限于与沉降曲线的线性部分相关联的时间段。在一个非限制性示例中，将离心分离控制到特定的力范围(诸如离心机的转子的rpm范围)使得向加速沉降过程所施加的力基本上一致。初始时段期间的沉降分布图，如前所述，通常是线性的，并且可能期望在初始线性时段期间捕捉离心分离后的材料中的成形组分的沉降图像。举非限制性示例而言，可以在若干情景下拍摄图像，所述情景为诸如但不限于：a)在器皿处于离心机中时，b)当器皿处于离心机中但离心机停止时，或者c) 通过将器皿从离心机中移除并对其成像。在一些实施方式中，可以用单一图像来测量沉降。应当理解，开始时间t0处的水平是上清液或沉淀的成形组分上方的剩余溶液的弯月面水平。沉降的水平是在加速沉降的初始时段之后图像中沉淀的成形组分的水平。

用于ESR计算的红细胞比容测量，可以使用诸如但不限于本文描述的那些方法等至少一种方法来执行。其可以在与具有离心机的系统相同的系统中执行，或者可选地，其可以使用物理上分开的仪器来执行。在一个非限制性示例中，在获得沉降的图像之后，可以对样品进行离心分离以完成沉降并且将成形组分压积成颗粒状物。器皿上的有效重力完全可以使沉淀物(“颗粒状物”)聚集在管的底部上。然后从管中倒出上清液液体而不扰动沉淀物，或者用移液管抽吸上清液液体。

校正了红细胞比容的ESR的曲线图

图18B示出了从针对红细胞比容的影响而校正的沉降曲线提取的红细胞沉降速率的对数。如可从相关性系数的改进中看出，红细胞比容校正(例如，见图19A)能够基本上消除红细胞比容对ESR的影响。

利用调整了红细胞比容的临床样品，发现在每一红细胞比容水平内与ESR的良好相关性，而且，正如所预期的那样，还发现红细胞比容的显著影响。离心分离法还可以用于获得红细胞比容的准确值，并且可以校正红细胞比容的作用。

图19示出了图18B的数据的重绘图，在其中如通过校正了红细胞比容的ESR(本方法)和根据传统韦斯特格伦检验技术的ESR的值的良好相关性所例证的，明显地使红细胞比容的影响最小化。

现参考图20，然而，本方法的校正了红细胞比容的ESR与韦斯特格伦ESR之间不具有线性关系，如图19中所见。为了得到对与韦斯特格伦ESR线性相关的沉降速率的估计，可以使用以下公式对从离心机得到、校正了红细胞比容的数据进行进一步校正：

估计的韦斯特格伦ESR＝10^(((LOG(校正了HCT的ESR)- LOG(644.11))/0.1367))，其中所使用的关系和参数是从对图18B的分析得出的。

图20示出了与韦斯特格伦ESR(未校正红细胞比容)相比较的通过本实施方式获得的校正了红细胞比容的和线性变换的Log(ESR) 值。在该图20中，已经应用了校准(基于如根据图19所计算的拟合)，并且示出了韦斯特格伦与本方法之间的一致性。该绘图中的参考线是 y＝x线。该图20示出了准确度的例证。

实验方法

使用以下技术获得了针对各种图表所获得的数据。这些作为示例提供而不旨在是非限制性的。

样品：使用了新鲜的EDTA抗凝血液样品。使用EDTA是因为这是“改良的韦斯特格伦”法的标准。将样品保持在室温并且在测量之前再悬浮。

红细胞比容调整：使样品旋转减慢以便进行红细胞比容压积(例如，5000的相对离心力(RCF)达20分钟)，并且从细胞中分离血浆。将红血细胞与来自相同样品的血浆混成浆并且添加更多的血浆以得到期望的红细胞比容水平。

韦斯特格伦ESR测量：需要1mL样品以进行韦斯特格伦ESR 测量(使用‘Sedigren’牌的管，遵循附于其中的方案)。通过视频记录来观察和测量红血细胞沉降。

用纤维蛋白原对RBCζ电势(和ESR)的调整：对于图11-图14 中所示的示例，将牛纤维蛋白原溶解在血液中。在一个示例中，对于 40％红细胞比容样品，范围为0-10mg/mL产生了范围为5-100mm/h 的ESR。

离心机沉降曲线的测量：将25uL的全血样品添加到离心器皿。如共同未决的美国专利申请序列号13/355,458和13/244,947中所描述的摆动式勺斗离心机被改造成具有切削的狭槽以允许在勺斗以水平方式旋转(旋转轴垂直)时光穿过勺斗。在该非限制性示例中，光源可以是1W绿LED，诸如可从新泽西州牛顿市的Thorlabs购得，其亮度是调整了的(通常为～10％)，因此到达检测器的光不会使其饱和。将网络摄影机或其他成像装置(诸如可从Logitech购得)，定位在如图3中所示的转动平面上方10mm处。积分时间为200ms。使用无损压缩编解码器(“huffyuv”)以5帧/秒(fps)在多达三分钟的已知时间内拍摄图像。

图像变换：以如本文对图6A-图7C所描述的方式处理在离心分离期间对离心器皿的视觉观察所获得的图像。

沉降曲线提取：继而以如本文对图8A-图9所描述的方式绘制图像中的红血细胞/血浆交界面和其他交界面的随时间推移的位置。

用红细胞比容校正系数的曲线拟合：继而使用或不使用(一个或多个)红细胞比容校正系数，通过使用本文对图10A-图10B所描述的各种技术的曲线拟合来进一步处理沉降曲线以得到沉降速率信息。

非红血细胞血液组分的测量

虽然主要在测量红细胞沉降速率的背景下撰写本说明书的，但是应当理解，本文的技术可以适于用于测量不是红细胞的其他成形血液组分的沉降速率。一些实施方式可以测量血小板沉降。一些实施方式可以测量白血细胞沉降。可选地，还可以测量其他成形组分的沉降。

举图21中的非限制性示例而言，使用如本文描述的基于离心机的方法所获得的记波图还示出了除了空气/血浆交界面130和红细胞/ 血浆交界面132以外，还存在示出了白血细胞和血浆交界面141的“阴影”。因此，在图21的沉降记波图中观察到红细胞前的红细胞和与白细胞对应的前面的第二沉降两者。

因此如图21中所见，离心分离法的一些实施方式可以用于循序地或同时地测量白血细胞沉降速率，白血细胞沉降速率可能在表征患者健康的某些方面是有用的。例如，当白血细胞被激活和/或聚集时它们改变其物理特性。在评估白细胞功能中对两种现象都有极大的兴趣。白细胞在离心力下沉降，但是它们以比红血细胞更慢的速率沉降。白血细胞沉降的速率是以下各项中的至少一项的函数：白血细胞密度、形状和聚集状态。测量沉降速率可以导致对一个或多个这些变化的检测，这些变化继而可以用于表征患者健康的某些方面。

举非限制性示例而言，应当理解，折射率的变化或可能的光散射的使用可以用作血液组分交界面位置的测量，而不是吸光度的变化。可选地，一些实施方式可以两者都使用。图21示出了这样的数据：所述数据指示出由于折射率或光散射变化而不是吸光度变化的原因白血细胞交界面是可检测的。在一个实施方式中，RBC交界面位置是基于因血红蛋白大量地吸收波长光谱的绿色部分而造成的吸光度变化。如果使用了正确波长(非常长的波长)的光也许可以同样地监测 RBC交界面。因而，使用光散射或折射率变化也可以单独使用或与吸光度结合使用，作为测量交界面位置的备选方式或者用于检测某(一个或多个)交界面，诸如对于单独通过吸光度检测不容易可见的白血细胞或血小板。

在集成的自动化系统中的测定处理

现参考图22，应当理解，本文所描述的过程可以使用自动化技术来执行。自动化处理可以用于集成的自动化系统中。在一些实施方式中，这可以是在其中具有多个功能组件并且由公共外壳所包围的单一仪器中。可以预设用于沉降测量的处理技术和方法。可选地，其可以基于可按美国专利申请序列号13/355,458和13/244,947中所描述的方式根据需要可以动态改变的方案或程序，上述文献均通过引用而全文并入于此用于所有目的。

在如图22中所示的一个非限制性示例中，集成式仪器500可配备有可编程处理器502，该处理器502可以用于控制仪器的多个组件。例如，在一个实施方式中，处理器502可以控制可在如箭头506和508 所指示的X-Y和Z方向上移动的单个或多个移液管系统504。同一处理器或不同的处理器还可以控制仪器中的其他组件512、514或516。在一个实施方式中，组件512、514或516的类型包括离心机。

如图22中所见，通过处理器502来控制可以允许诸如但不限于移液管系统504的样品处理系统从筒匣510采集样品并且将该样品移动至组件512、514或516中的一个。在一个非限制性示例中，样品是血液。这样的移动可涉及将样品分配到筒匣510中的可拆卸器皿中然后将可拆卸器皿运送至组件512、514或516中的一个。可选地，将样品直接分配到已安装在组件512、514或516中的一个上的容器中。可选地，这可以无需在将样品分配到组件中的一个处的容器中之前将样品转移到中间器皿中而发生。可选地，一些实施方式可以使用用于从受试者进行样品收集的容器并且当样品仍在收集器皿中时处理该样品。这允许将收集在容器中的样品直接运到组件，诸如但不限于离心机或其他样品分离器，无需进一步将样品流体转移到又一在离心机装置中使用的容器。可选地，从受试者收集样品于其中的容器可以具有利于使小体积血液样品能够离心分离的形状。可选地，这种收集容器在至少一个表面的一部分上可以是足够透明的以允许对其中样品的成像而无需从该收集容器中移除样品。可选地，这种收集容器在容器的至少两个表面的对准部分上可以是足够透明的以允许对其中样品的成像而无需从收集容器中移除样品。在这样的其中对收集容器执行ESR方法的非限制示例中，没有任何与将样品的一部分等分到单独的容器用于ESR测量相关联的样品损失。在该非限制性示例中，用于处理样品的方法可能涉及从样品收集装置移除收集器皿，可选地将收集器皿运送到样品处理单元，并且可选地将收集器皿插入筒匣或直接插入组件中的一个。可选地，一些方法可以将收集器皿运到预处理单元以便进行预处理，继而将收集器皿或带有收集器皿的筒匣装载到样品处理单元中。在一个非限制性示例中，一种用于处理样品的方法可以涉及从样品收集装置移除收集器皿，继而将收集器皿运送到样品处理单元。在实施方式中，一种用于处理样品的方法可以涉及从样品收集装置移除收集器皿，继而将收集器皿运送到样品处理单元，再继而将收集器皿插入筒匣中或者直接插入组件中的一个中。举非限制性示例而言，样品处理单元可以是，但不限于，美国专利申请 13/769,820和61/852,489中所描述的那些，两者都通过引用完全并入于此用于所有目的。

在一个非限制性示例中，这些组件512、514或516中的一个可以是具有如图3中所示的成像配置的离心机。其他组件512、514或 516执行其他分析、测定或检测功能。在一个非限制性示例中，诸如这些组件512、514或516中的一个的离心机中的样品器皿可以通过一个或多个操纵器从组件512、514或516中的一个移动到组件512、514或516中的另一个(或者可选地另一位置或装置)，以便对样品和/或样品器皿进行进一步处理。一些实施方式可以使用移液管系统 504来接合样品器皿以将其从组件512、514或516移动到系统中的另一位置。在非限制性示例中，这对于将样品器皿移动到分析站(诸如但不限于成像)，继而将器皿移回离心机以便进一步处理可能是有用的。在实施方式中，这可以使用装置中的移液管系统504或其他样品处理系统来完成。在一个非限制性示例中，使用移液管系统504或装置中的其他样品处理系统也可以完成器皿、尖端等从筒匣510至组件 512、514或516中的一个，再至系统中另一位置的移动(或反之亦然)。

所有前述各项均可集成于单一外壳520内并且被配置用于台面安装或小占用面积地面安装。在一个示例中，小占用面积地面安装的系统可占用约4m²或更小的地面面积。在一个示例中，小占用面积地面安装的系统可占用约3m²或更小的地面面积。在一个示例中，小占用面积地面安装的系统可占用约2m²或更小的地面面积。在一个示例中，小占用面积地面安装的系统可占用约1m²或更小的地面面积。在一些实施方式中，仪器占用面积可以小于或等于约4m²、3m²、2.5m²、2 m²、1.5m²、1m²、0.75m²、0.5m²、0.3m²、0.2m²、0.1m²、0.08m²、0.05m²、0.03m²、100cm²、80cm²、70cm²、60cm²、50cm²、40cm²、 30cm²、20cm²、15cm²或10cm²。在美国专利申请序列号13/355,458 和13/244,947中描述了处于服务点环境中的一些合适的系统，上述文献全都通过引用而全文并入于此用于所有目的。本实施方式可被配置用于与这些专利申请中所描述的任何模块或系统一起使用。

尽管已经通过参考其某些特定实施方式而描述并说明了本发明，但本领域技术人员将会明白，可以在不脱离本发明的精神和范围的情况下作出对程序和方案的各种改制、改变、修改、替代、删除或添加。例如，利用任何上述实施方式，应当理解，其他用于血浆分离的技术也可以与离心分离一起使用或代替离心分离。例如，一个实施方式可以使样品离心分离达初始时段，继而可以将样品定位到过滤器中，该过滤器继而将成形血液组分移除以完成分离。虽然本实施方式是在离心分离的背景下描述的，但是其他加速分离技术也可以适于与本文所描述的沉降速率测量方法一起使用。一些实施方式可以可选地将本文所描述的红细胞比容校正技术与如美国专利6,204,066中描述的测量技术相结合，该专利通过引用完全并入于此用于所有目的。本文的一些实施方式可以预处理血液样品以将样品中的红细胞比容值预先设定成预定的值以便移除因红细胞比容的变量。一些实施方式还可以使用传统的用于调整红细胞比容水平的技术。应当理解，虽然本实施方式是在血液样品的背景下描述的，但是本文的技术也可以被配置用于应用到其他样品(生物的或另外的)。

可选地，至少一个实施方式可以使用可变速离心机。利用反馈，诸如但不限于对样品中的(一个或多个)交界面的位置的成像，可以改变离心机的速度以保持压实曲线与时间(直到完全压实)，和从离心机的速度分布图而不是沉降速率曲线提取的ESR数据成线性。在这样的系统中，可以使用一个或多个处理器来反馈控制离心机以具有线性的压实曲线同时还记录离心机的速度分布图。依据正在追踪哪个交界面，基于离心机速度计算出沉降速率数据。在一个非限制性示例中，在压实接近完成时使用较高的离心机速度以保持线性的曲线。

此外，本领域技术人员将会认识到本发明的任何实施方式可以适用于来自人类、动物或其他受试者的样品流体的收集。可选地，用于沉降检验的血液的体积可以是1mL或更少、500μL或更少、300μL 或更少、250μL或更少、200μL或更少、170μL或更少、150μL或更少、125μL或更少、100μL或更少、75μL或更少、50μL或更少、 25μL或更少、20μL或更少、15μL或更少、10μL或更少、5μL或更少、3μL或更少、1μL或更少、500nL或更少、250nL或更少、 100nL或更少、50nL或更少、20nL或更少、10nL或更少、5nL或更少或者1nL或更少。在一些实施方式中，本文所收集的样品包括毛细管血液。在一些实施方式中，样品是从手指针刺收集的。在一些实施方式中，样品是从在诸如前臂、腿、耳垂或受试者身上其他位置的备选部位处的皮肤收集的。可选地，一些实施方式可以使用收集过程，其中对目标区域加温并且/或者其中将初始血液样品擦掉(或者不擦掉)(并且收集剩余物的至少一部分用于处理)。可以通过毛细管、带有注射器的管或者耦合至收集容器的毛细管的方式来发生毛细管血液的收集。可选地，在一些实施方式中，本文所收集的样品主要包括带有可忽略量的组织液的毛细管血液。可选地，一些实施方式可以使用带有多个收集管或室的集成式收集装置，其中仅所述管或室的子集被成像用于ESR。可选地，一些实施方式可以使用带有多个收集管或室的集成式收集装置，其中仅对所述管或室中的仅一个进行成像用于ESR。

此外，浓度、量和其他数值数据可在本文中以范围格式呈现。应当理解，这样的范围格式仅仅是出于方便和简洁而使用，并且应灵活地解释为不仅包括被明确表述为范围界限的数值，而且还包括被包含于该范围内的单个数值或子范围，犹如明确表述了每个数值和子范围。例如，约1nm至约200nm的大小范围应当解释为不仅包括明确表述的约1nm和约200nm的界限，而且还包括单个大小，诸如2nm、3 nm、4nm，以及子范围，诸如10nm至50nm、20nm至100nm等。

本文所讨论或引用的出版物只是为了它们在本申请的申请日之前的公开内容而提供的。本文中的任何事项均不应解释为承认本发明无权凭借在先发明而提前于这样的出版物。此外，所提供的公开日期可能不同于实际公开日期，实际公开日期可能需要独立确认。本文提到的所有出版物均通过引用而并入于此，以便公开和描述与引用的出版物相关联的结构和/或方法。下述申请通过引用而全文并入于此用于所有目的：美国专利申请序列号13/355,458,13/244,947,13/769,820, 61/852,489，提交于2012年7月18日的标题为“Rapid Measurement of Formed Blood Component Sedimentation Rate from SmallSample Volumes”的美国临时申请序列号61/673,037；提交于2014年1月22 日的美国临时申请序列号61/930,432；美国专利8,380,541,8,088,593；美国专利公开号2012/0309636；提交于2012年7月26日的美国专利申请序列号61/676,178；提交于2012年9月25日的PCT/US2012/57155；提交于2011年9月26日的美国申请序列号13/244,946；提交于2011 年9月26日的美国专利申请13/244,949；以及提交于2011年9月26 日的美国申请序列号61/673,245。

以下段落中列举了本文所描述的至少一些实施方式的各个方面：

方面1.一种方法，包括：对血液样品使用加速血液组分分离技术达一段时间以从血浆中分离成形血液组分；在加速血液组分分离已经开始之后为所述血液样品中的至少一种成形血液组分建立时间相关压实曲线，所述压实曲线具有初始近似线性部分；至少基于以下各项来确定所述成形血液组分的沉降速率：所述压实曲线和红细胞比容校正系数。

方面2.一种方法，包括：将器皿中的血液样品离心分离达一段时间；在离心分离已经开始之后为所述血液样品中的至少一种成形血液组分建立时间相关压实曲线，所述压实曲线具有初始近似线性部分；通过对所述压实曲线的近似线性部分使用红细胞比容校正系数来校正红细胞比容对所述成形血液组分的沉降速率的影响。

方面3.一种方法，包括：将器皿中的血液样品离心分离达一段时间；在离心分离已经开始之后为所述血液样品中的至少一种成形血液组分建立时间相关压实曲线；基于公式：

使用红细胞比容校正系数来校正红细胞比容对所述成形血液组分的沉降速率的影响，

其中U_uncorr和U_corr是未校正(原始)的和校正的沉降速率，

是细胞的体积分数(红细胞比容)，以及

和γ是通过曲线拟合获得的经验参数。

方面4.如上述方面中任何一个所述的方法，其中针对红细胞比容校正系数的曲线拟合包括用根据参考技术的沉降速率校准根据基于离心机的技术的沉降速率。

方面5.如上述方面中任何一个所述的方法，其中所述参考技术是韦斯特格伦技术。

方面6.如上述方面中任何一个所述的方法，其中高达15mg/ml 的纤维蛋白原水平不影响沉降速率测量。

方面7.如上述方面中任何一个所述的方法，其中所述血液样品约为100uL或更少。

方面8.如上述方面中任何一个所述的方法，其中所述血液样品约为50uL或更少。

方面9.如上述方面中任何一个所述的方法，其中所述血液样品约为25uL或更少。

方面10.如上述方面中任何一个所述的方法，其中离心分离以第一速度发生达第一时间段，继而以第二、更快的速度发生达第二时间段。

方面11.如上述方面中任何一个所述的方法，其中离心分离使用被配置用于允许在离心分离期间对所述血液样品视觉观察的离心机以确立所述血液样品中的一种或多种成形血液组分的交界面位置。

方面12.如上述方面中任何一个所述的方法，其中离心分离使用其上具有窗口的离心机以使得能够实现对所述血液样品的视觉观察，从而确立随时间推移的红细胞/血浆交界面位置。

方面13.如上述方面中任何一个所述的方法，其中离心分离使用离心机、光源和图像捕捉装置以使得能够实现对所述血液样品视觉观察，从而确立随时间推移的成形血液组分/血浆交界面位置。

方面14.如上述方面中任何一个所述的方法，其中通过在所述时间段内捕捉离心器皿中的一种或多种成形血液组分的交界面位置的多个图像来收集压实曲线数据。

方面15.如方面14所述的方法，其中使用所述多个图像中的像素位置以准确地确定交界面位置。

方面16.如方面14所述的方法，其中一旦所述离心机已经达到最小操作速度就开始图像的捕捉。

方面17.如方面14所述的方法，其中当所述离心机已经开始转动时就开始图像的捕捉。

方面18.如上述方面中任何一个所述的方法，其中在所述样品正进行离心分离时收集压实曲线数据。

方面19.如上述方面中任何一个所述的方法，其中使用离心分离以获得所述红细胞比容的准确值并且校正红细胞比容对沉降速率测量的作用。

方面20.如上述方面中任何一个所述的方法，其中针对红细胞比容的校正包括计算针对所述曲线中出现的多个成形血液组分交界面位置的数学函数，所述函数可用于校正因红细胞比容的沉降速率变化。

方面21.如上述方面中任何一个所述的方法，其中红细胞比容校正系数是在不使用来自所述压实曲线的非线性部分的数据的情况下确定的。

方面22.如上述方面中任何一个所述的方法，其中所述样品中的红细胞比容水平是从与离心分离分开的技术得到的。

方面23.如上述方面中任何一个所述的方法，其中

和γ用于拟合优化而并不直接涉及到物理参数。

方面24.如上述方面中任何一个所述的方法，还包括用于弯曲交界面到平坦交界面的转换的图像变换。

方面25.如上述方面中任何一个所述的方法，其中红细胞比容校正能够基本上消除红细胞比容对成形血液组分沉降速率的影响。

方面26.如上述方面中任何一个所述的方法，其中选择图像变换参数，使成形血液组分交界面位置的视频通过图像变换，继而选出覆盖空气/血浆交界面和红细胞交界面两者的整个位置范围的感兴趣区域。

方面27.如上述方面中任何一个所述的方法，其中对于所述视频中的每一时间点，对所述感兴趣区域内跨所述样品器皿的每一行的像素强度值求平均以产生表示沿所述样品器皿径向向下的强度的单列。

方面28.如上述方面中任何一个所述的方法，其中继而将每一时间点的列汇集成记波图。

方面29.如方面28所述的方法，其中确定所述图像的两个局部最大值的位置，一个局部最大值表示所述空气/血浆交界面而另一个表示所述血浆/红细胞交界面。

方面30.如方面28所述的方法，包括将像素位置转换成整个样品所占据的体积和红血细胞所占据的体积，其中将所述离心器皿的顶部和底部的y位置连同对所述离心器皿的形状的认知一起用作参考位置。

方面31.如上述方面中任何一个所述的方法，包括将血浆/红细胞交界面位置转换成红血细胞所占据的所述体积分数并且相对于时间绘制为离心机沉降曲线。

方面32.如上述方面中任何一个所述的方法，其中使用沉降分布图的线性区域来提取沉降速率。

方面33.如上述方面中任何一个所述的方法，还包括得到与所述韦斯特格伦ESR线性相关的所述沉降速率的估计，从离心机得到的、校正了红细胞比容的数据使用以下公式进行进一步校正：估计的韦斯特格伦ESR＝10^(((LOG(校正了HCT的ESR)- LOG(644.11))/0.1367))。

方面34.如上述方面中任何一个所述的方法，还包括对Log(ESR) 值进行红细胞比容校正和线性变换以建立沉降速率的线性图。

方面35.如上述方面中的任何一个所述的方法，其中所述血液样品是全血。

方面36.如上述方面中任何一个所述的方法，其中所述血液样品是抗凝样品。

方面37.如上述方面中任何一个所述的方法，其中所述成形血液组分是白血细胞。

方面38.如上述方面中的任何一个所述的方法，其中所述成形血液组分是血小板。

方面39.如上述方面中的任何一个所述的方法，还包括在离心分离已经开始之后确定白细胞沉降速率，其中测量白细胞沉降速率表征了与所述白血细胞有关的下列各项中的至少一个：细胞密度、形状和聚集状态。

方面40.一种方法，包括：从加速血液样品压实过程收集随时间推移的成形血液组分和血浆交界面位置的多个图像；对所述多个图像执行图像变换以将具有弯曲交界面的图像变换成具有笔直直线交界面的校正图像；基于在所述校正图像中的交界面位置为所述血液样品中的至少一种成形血液组分建立时间相关压实曲线。

方面41.一种方法，包括：将器皿中的血液样品离心分离达一段时间；随时间推移收集成形血液组分和血浆交界面位置的多个图像；对所述图像执行图像变换以将具有弯曲交界面的图像变换成具有笔直直线交界面的校正图像；在离心分离已经开始之后基于所述校正图像中的交界面位置为所述血液样品中的至少一种成形血液组分建立时间相关压实曲线。

方面42.一种方法，包括：使用可编程处理器控制的系统将血液样品的至少一部分从血液样品位置转移到离心器皿中；使用受可编程处理器控制的样品处理系统将所述器皿从第一可寻址位置转移到具有第二可寻址位置的离心机；将所述器皿中的血液样品离心分离达一段时间；随时间推移收集成形血液组分和血浆交界面位置的多个图像；

在离心分离已经开始之后基于所述校正图像中的交界面位置为所述血液样品中的至少一种成形血液组分建立时间相关压实曲线。

方面43.如上述方面中任何一个所述的方法，其中所述离心机具有约15cm或更小直径的转子。

方面44.如上述方面中任何一个所述的方法，其中所述离心机具有约10cm或更小直径的转子。

方面45.如上述方面中任何一个所述的方法，其中所述离心机具有在运转时划定最长尺寸为约15cm或更小的区域的转子。

方面46.如上述方面中任何一个所述的方法，其中所述离心机具有在运转时划定最长尺寸为约10cm或更小的区域的转子。

方面47.一种方法，包括：将器皿中的血液样品离心分离达一段时间；改变离心分离速度以建立至少一种成形血液组分在所述段时间内的线性压实曲线直到压实已经完成；监测离心分离速度分布图达时间段的至少一部分；以及基于所述离心分离速度分布图确定血液组分沉降速率。

方面48.一种方法，包括：将器皿中的血液样品离心分离达一段时间；在初始时间收集成形血液组分和血浆交界面位置的至少第一单一图像；在沉降的速率仍是线性的第二时间收集成形血液组分和血浆交界面位置的至少第二单一图像；基于所计算的线性沉降速率和红细胞比容校正系数来计算所述血液样品中的至少一种成形血液组分的沉降速率。

方面49.一种与样品一起使用的装置，所述装置包括：

离心机，其具有离心器皿保持器，所述离心器皿保持器被配置用于允许在离心分离期间对所述器皿保持器中的血液组分交界面位置的检测。

方面50.如方面49所述的装置，其中所述离心机具有窗口，用以允许在离心分离期间对所述离心器皿保持器的视觉观察。

方面51.如方面49所述的装置，其中所述离心机具有照明源，用以允许对所述样品中的血液组分交界面位置的检测。

方面52.一种系统，包括：具有离心器皿保持器的离心机，所述离心器皿保持器被配置用于允许在离心分离期间对所述器皿保持器中的血液组分交界面位置的检测；样品处理系统，其用于将血液样品从第一位置运送到所述离心机上的位置；以及处理器，其被编程用于在离心分离的至少一部分期间记录交界面位置。

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尽管上文是对本发明的各种实施方式的完整描述，但有可能使用各种替代、修改和等同物。因此，不应当参考以上描述而确定本发明的范围，而是应当参考所附权利要求书，连同其等同物的全部范围一起来确定本发明的范围。无论优选与否的任何特征均可与无论优选与否的任何其他特征相组合。所附权利要求书不应被解释为包括装置加功能的限定，除非这样的限定在给定的权利要求中使用短语“用于…的装置”而被明确阐述。应当理解，如本文的描述和随后的权利要求书全文中所使用，“一个”、“一种”和“该”等的含义包括复数指代对象，除非上下文另有明确规定。此外，如本文的描述和随后的权利要求书全文中所使用，“之中”的含义包括“之中”和“之上”，除非上下文另有明确规定。最后，如本文的描述和随后的权利要求书全文中所使用，“和”和“或”的含义同时包括结合的和分离的，并且可以互换地使用，除非上下文另有明确规定。因此，在使用术语“和”和“或”的上下文中，这样的连接词的使用不排除“和/或”的含义，除非上下文另有明确规定。

Claims (15)

1.一种测定至少一种成形血液组分沉降速率的方法，包括：

对器皿中的血液样品使用加速血液组分分离技术达至少一段时间；

在初始时间捕捉所述器皿中的成形血液组分和血浆交界面位置的至少第一单一图像；

在线性沉降时间段内的第二时间捕捉成形血液组分和血浆交界面位置的至少第二单一图像；

基于所计算的线性沉降速率和红细胞比容校正系数计算所述血液样品中的至少一种成形血液组分的沉降速率；

所述加速血液组分分离技术包括离心分离；

所述加速血液组分分离技术以第一G力发生达第一时间段，继而以更大的第二G力发生达第二时间段；所述第一G力足以使沉降加速但并不至于快到在沉降变化处于线性范围时显现出沉降变化之前使所述成形组分变得完全压实；其中所述第二G力具有是较低速度的测量旋转的至少2倍或更高的高速旋转。

2.如权利要求1所述的方法，还包括用根据参考技术的沉降速率校准根据基于离心机的技术的沉降速率。

3.如权利要求2所述的方法，其中所述参考技术是自动化韦斯特格伦技术。

4.如权利要求3所述的方法，其中所述参考技术是人工韦斯特格伦技术。

5.如权利要求1所述的方法，其中所述血液样品为25 µL或更少。

6.如权利要求1所述的方法，其中离心分离以第一速度发生达第一时间段，继而以更快的第二速度发生达第二时间段。

7.如权利要求6所述的方法，其中所述第一速度被配置用于对所述样品提供基本上一致的力，而所述第二速度被配置用于提供相对于与所述第一速度相关联的基本上一致的力更大的力但是处于更大的力变化范围。

8.如权利要求6所述的方法，其中所述第一G力是以基本上一致的力对所述样品提供的，而所述第二G力是以相对于所述第一G力的基本上一致的力更大的力但也处于更大的力变化范围而提供的。

9.如权利要求8所述的方法，其中所述第一G力处于35 G至45 G的范围中。

10.如权利要求8所述的方法，其中所述第一G力处于30 G至50 G的范围中。

11.如权利要求8所述的方法，其中所述第一G力处于10 G至60 G的范围中。

12.如权利要求8所述的方法，其中所述第二G力处于10 G至100 G的范围中。

13.如权利要求8所述的方法，所述第一G力是一个足以使沉降加速但并不至于快到在沉降变化处于线性范围时显现出沉降变化之前使所述成形组分变得完全压实。

14.如权利要求8所述的方法，其中所述第二G力具有是较低速度的测量旋转的至少2倍或更高的高速旋转。

15.一种确定血液组分沉降速率的方法，包括：

将器皿中的血液样品离心分离达一段时间；

改变离心分离速度以建立至少一种成形血液组分在所述段时间内的线性压实曲线直到压实已经完成；

监测离心分离速度分布图达时间段的至少一部分；以及

基于所述离心分离速度分布图来确定血液组分沉降速率；

所述离心以第一G力发生达第一时间段，继而以更大的第二G力发生达第二时间段；所述第一G力足以使沉降加速但并不至于快到在沉降变化处于线性范围时显现出沉降变化之前使所述成形组分变得完全压实；其中所述第二G力具有是较低速度的测量旋转的至少2倍或更高的高速旋转。

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