DE2324057C3

DE2324057C3 - Hematology system

Info

Publication number: DE2324057C3
Application number: DE19732324057
Authority: DE
Inventors: Henry Robert Trumbull; Oefinger Arthur Richard Stratford; Hennessy James William Trumbull; Conn. Angel (V.SLA.)
Original assignee: General Science Corp Bridgeport Conn VSla
Current assignee: General Science Corp Bridgeport Conn VSla
Priority date: 1972-05-15
Filing date: 1973-05-12
Publication date: 1976-01-22

Description

Die Erfindung betrifft einen Analysator zum Zählen von in einer Flüssigkeitsprobe schwebenden Blutkörperchen mit Einrichtungen zum Liefern von elektrischen Impulsen auf Grund der durch eine öffnung passierenden Blutkörperchen, wobei die Flüssigkeitsprobe veranlaßt wird, durch diese Öffnung hindurchzulaufen.The invention relates to an analyzer for counting blood cells suspended in a liquid sample with devices for delivering electrical impulses based on those passing through an opening Blood cells, causing the fluid sample to pass through this opening.

Bei Systemen zum Zählen der Blutkörperchen oder anderer Teilchen, die in einer flüssigen Probe schwim men. wird ein Paar von Elektroden innerhalb eines Flüssigkeitsweges vorgesehen, zwischen denen eine öffnung angeordnet ist, durch die die partikelhaltige Flüssigkeit fließt. Die von den Elektroden gemessene Widerstandsimpedanz des Flüssigkeitswxges (s. dazu die Schweizer Patentschrift 4 02 278) wird stark von der Anwesenheit eines Partikels innerhalb der Öffnung geändert, wodurch elektrische Impulse erzeugt werden, die elektrisch gezählt werden und die die Anzahl der durch die öffnung hindurchtretenden Partikeln angeben. Gewöhnlich werden Einrichtungen vorgesehen, um ein bekanntes Volumen von partikelhaltiger Flüssigkeit zu messen, so daß eine Teilchenzählung für ein vorbestimmtes Flüssigkeitsvolumen erhalten wird. Bei der hämatologischen Analyse von Blut sind mehrere weitere Parameter neben den Teilchenzählungen nützlich und wurden entweder durch entsprechende analytische Instrumente geliefert oder durch verhältnismäßig komplizierte Vielfach- Paranietcrsysieme.In systems for counting the number of blood cells or other particles floating in a liquid sample men. a pair of electrodes is provided within a fluid path, between which one Opening is arranged through which the particle-containing liquid flows. The measured by the electrodes Resistance impedance of the liquid wxges (see Swiss patent specification 4 02 278) is strongly of the presence of a particle within the opening changed, creating electrical impulses, which are counted electrically and which indicate the number of particles passing through the opening. Means are usually provided for a known volume of particulate-containing liquid to measure so that a particle count is obtained for a predetermined volume of liquid. at Several other parameters besides particle counts are useful in hematological analysis of blood and were delivered either by appropriate analytical instruments or by proportionate complex multiple paranietic systems.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Schaffung eines Systems, bei dem mit Hilfe eines einzigen analytischen Instrumentes sowohl die roten wie die weißen Blutkörperchen gezählt werden können, wobei aus diesen Zählungen das mittlere Korpuskularvolumen (MCV) und das Hämatocrit (HCT) bestimmt werden kann. Die Hämoglobin-(HGB)-Messung sollte ίο ebenfalls in Verbindung mit der Zählung der weißen Blutkörperchen erreicht werden. Es sollten nur zwei Verdünnungen der Blutprobe notwendig sein, um alle Bestimmungen durchzuführen.The object of the present invention is to provide a system in which with the help of a single analytical instrument both the red and the white blood cells can be counted, whereby the mean corpuscular volume (MCV) and the hematocrit (HCT) can be determined from these counts can. The hemoglobin (HGB) measurement should also be used in conjunction with the white count Blood cells are reached. Only two dilutions of the blood sample should be necessary to get all of them To carry out determinations.

Die Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst. daß der Analysator gemäß dem Kennzeichen von Anspruch 1 ausgebildet wird. Kurz gesagt umfaßt die Erfindung einen Bkitzellcn-Meßwandler. durch den eine in geeigneter Weise verdünnte Blutprobe fließt und auf Grund des Hindurchtretens von Zellen durch eine darin enthaltene Meßöffnung elektrische Impulse erzeugt. Die Blutprobe wird auch veranlaßt, durch einen Hämoglobin-Meßwandler hindurchzufließen, der mittels elcktrooptischer, colorometrischer Einrichtungen ein Ausgangssignal liefert, das den Hämoglobingehalt der analysiertcn Probe darstellt. Elektronische Meßschaluingen sind vorgesehen, um die Zählungen von roten und weißen Blutkörperchen während entsprechender analytischer Durchläufe zu akkumulieren und Ausgangsan-/eigen der Zellzählungen zu liefern. Das System wcisi \o auch zugehörige Logikschaltungen zur Bestimmung des Hämatocrits und des mittleren Korpuscularvoiu mens während der Zählung der roten Blutkörpercher auf. Korrekturen für koinzidente Durchflüsse von ZcI len durch die Meßöffnung können auch vorgeseher sein.The object is achieved according to the invention. that the analyzer is designed according to the characterizing part of claim 1. Briefly, the invention comprises a Bkitzellcn transducer. through which a suitably diluted blood sample flows and generates electrical impulses due to the passage of cells through a measuring opening contained therein. The blood sample is also caused to flow through a hemoglobin transducer which, by means of electro-optic, colorometric devices, provides an output representative of the hemoglobin content of the sample being analyzed. Electronic metering circuits are provided to accumulate red and white cell counts during appropriate analytical runs and to provide initial / original cell counts. The system wcisi \ o also associated logic circuits for determining the Hämatocrits and middle Korpuscularvoiu mens during the counting of red Blutkörpercher. Corrections for coincident flow rates of cells through the measuring opening can also be provided.

Im folgenden wird daher ein System zum Zählen voi elektrischen Impulsen beschrieben, die die roten um weißen Blutkörperchen repräsentieren, und mit den das Hämatocrit, das mittlere Teilchenvolumen und da Hämoglobin bestimmt werden kann, das mit den Blut zellzählungen in Verbindung steht.Therefore, a system for counting voi electrical impulses described which the red around represent white blood cells, and with those the hematocrit, the mean particle volume and there Hemoglobin, which is related to blood cell counts, can be determined.

Weitere Vorteile und Anwendungsmöglichkeiten de Erfindung ergeben sich aus der Darstellung eines Aus führungsbcispiels sowie aus der folgenden Beschrei bung. Es zeigtFurther advantages and possible uses of the invention result from the illustration of an out management example as well as from the following description. It shows

F i g. 1 eine Diagrammansicht eines erfindungsgemä ßen Systems.F i g. 1 is a diagrammatic view of a system according to the invention.

F i g. 2A bis 2E Signaldiagrammc zur F.rläuterun der Betriebsweise des Systems der Fig. 1.
F i g. 3 eine Diagrammdarstellung des Blutzöllen wandlers und des zugehörigen hydraulischen Geräte das in dem System der F i g. 1 eingeschlossen ist,F i g. 2A to 2E are signal diagrams for explaining the mode of operation of the system of FIG.
F i g. 3 is a diagrammatic representation of the blood oil converter and associated hydraulic equipment used in the system of FIG. 1 is included,

F i g. 4 emc Diagrammdarstellung der automatische Koinzidenz-Korrekturschaltung, die in der Erfindun enthalten ist.F i g. 4 emc diagram representation of the automatic Coincidence correction circuit included in the invention.

F i g. 5 eine Aufzeichnung der Koin/idcnz-Korrcl· turfunktionen. die zur Erläuterung des Betriebs dt Schaltung gemäß F i g. 4 nützlich sind.F i g. 5 a record of the Koin / idcnz-Korrcl · door functions. the explanation of the operation dt circuit according to FIG. 4 are useful.

F i g. 6A bis 6C Signaldiagrammc. die zur Erläuti rung des Betriebs der Schaltung gemäß F i g. 4 diene undF i g. 6A to 6C signal diagram c. to explain the operation of the circuit according to FIG. 4 serve and

F i g. 7 eine teilweise perspektivische und tcilwci* schematischc Darstellung des in der Erfindung entha tcncn Hämoglobin-Meßwandlcrs.F i g. 7 a partially perspective and tcilwci * Schematic representation of the hemoglobin transducer included in the invention.

Das erfindungsgemäße System liefert auf Grund ni zweier Verdünnungen der Blutprobe die am häufigste in der Praxis erforderlichen hämatologischen ParanT ter. nämlich die Zählung der roten RlutkorpcrcluThe system according to the invention delivers the most frequent one due to the ni two dilutions of the blood sample haematological parameters required in practice. namely the count of the red Rlutkorpcrclu

(RBC), die Zählung der weißen Blutkörperchen (WBC). Hämoglobin (HGB), Hämaiocrit (HCT) und mittleres Teilchenvolumen (MCV). Unter Verwendung der ersten Probenverdünnung werden FBC. HCT und MCV bestimmt, während WBC und HGB auf Grund der s zweiten Probenverdünnung bestimmt werden. Das Sv stem ist in F i g. 1 gezeigt und umfaßt einen Blutzellen-Meßwandler 10, der ein Paar von Elektroden aufweist, die auf entsprechend gegenüberliegenden Seiten einer öffnung angeordnet sind, die innerhalb eines entfernbaren Stützgliedes 12 enthalten ist. um eine Ausrichtung der öffnung innerhalb der Zelle 10 zu ermöglichen, und um eine leichte Entfernung für Säuberungsund Auswechselungszwecke zu ermöglichen. Der Durchlauf von Blutkörperchen durch die öffnung bewirkt Impedanzveränderungen, die zur Erzeugung von elektrischen Impulsen führen, die über eine Kapazität 14 wechselstrommäßig an den Eingang eines Operationsverstärkers 16 gelegt werden, der eine hohe Eingangsimpedanz, niedriges Rauschen und hohen Ver-Stärkungsfaktor aufweist. Die Ausgangsimpulsc des Verstärkers 16 werden in einer noch zu erklärenden Weise verarbeitet, um die gewünschten Ausgangsanzeigen zu liefern.(RBC), the white blood cell count (WBC). Hemoglobin (HGB), Hemaiocrit (HCT) and Mean Particle Volume (MCV). Using the first Sample dilution will be FBC. HCT and MCV are determined, while WBC and HGB on the basis of the s second sample dilution. The system is shown in FIG. 1 and includes a blood cell transducer 10, which has a pair of electrodes on respective opposite sides of a opening contained within a removable support member 12. about an alignment the opening within the cell 10, and easy removal for cleaning and cleaning To enable substitution purposes. This causes blood cells to pass through the opening Changes in impedance that lead to the generation of electrical pulses that have a capacitance 14 can be applied in alternating current to the input of an operational amplifier 16, which has a high input impedance, has low noise and high gain. The output pulses of the Amplifiers 16 are processed in a manner to be explained to give the desired output indications to deliver.

Der Wandler 10 umfaßt eine Flüssigkeits-Eingangsröhre 18, die mit dem Flüssigkeits-Ausgang eines Hämoglobin-Wandlers 20 verbunden ist, der wiederum ein Flüssigkeits-Eingangsröhrchen 22 aufweist, das mit einem Probenfläschchen 24 verbunden ist, das eine für die Analyse richtig verdünnte Blutprobe enthält. Der Hämoglobin-Meßwandler 20 betreibt eine geeignete Anzeigeeinrichtung 21. Der Flüssigkeits-Ausgang des Wandlers 10 ist mit der Durchflußröhrc 26 verbunden, die in eine Abfallflasche 28 mündet, an die eine Vakuumpumpe 30 mit Hilfe eines Verbindungsrohrcs 32 angeschlossen ist. Die Abfallflaschc ist abgedichtet, so daß der Betrieb der Pumpe 30 bewirkt, daß Probenflüssigkeit von dem Fläschchcn 22 durch den Wandler 20, Wandler 10 und von dort durch die Röhre 26 in die Abfallflasche gesogen wird. Die Abfallflasche 28 enthält auch ein Paar von Elektroden 34. die in einer bestimmten Höhe darin angeordnet sind, um die Flüssigkeit an einem Übcrlaufpcgel zu messen, wobei diese Elektroden mit einem Torschakkreis 36 verbunden sind, der ein Überlaufsignal auf Grund der Anwesen- 4-hcit von Flüssigkeit an der Höhe der Elektrode liefert.The transducer 10 includes a liquid inlet tube 18 which is connected to the liquid outlet of a hemoglobin transducer 20 is connected, which in turn has a liquid inlet tube 22, which is connected to connected to a sample vial 24 containing a blood sample properly diluted for analysis. the Hemoglobin transducer 20 operates a suitable display device 21. The fluid output of the Converter 10 is connected to flow tube 26 which opens into a waste bottle 28 to which a vacuum pump 30 is connected with the aid of a connecting pipe 32. The waste bottle is sealed, like this that the operation of the pump 30 causes sample liquid from the vial 22 through the transducer 20, Transducer 10 and is sucked from there through tube 26 into the waste bottle. The waste bottle 28 contains also a pair of electrodes 34, which are placed at a certain height therein, around the liquid to be measured on an overflow pcb, these electrodes being connected to a gate circuit 36 are that an overflow signal due to the presence 4-hcit of liquid at the level of the electrode.

Die Röhre 26 besitzt eine festgelegte Bohrungsausdehnung, um ein bekanntes Volumen Flüssigkeit in sich aufzunehmen zwischen einer ersten und einer /weiten Be/ugsposition. und weist an diesen Bezugsposiiionen v> Einrichtungen auf. die den Durchfluß von Flüssigkeit innerhalb der Röhre 26 entsprechend zu messen und ein bekanntes Flüssigkeitsvohimcn zu definieren, innerhalb der Zcllzählungen akkumuliert werden. Bei der dargestellten Ausführungsform ist ein erster Photofüh ν ler 38 an der Bczugsposition angeordnet, die am nächsten zum Wandler 10 liegt, während ein zweiter Photo fühler 40 an einer Bezugsposition abstrommäßig von, Fühler 38 angeordnet ist. Entsprechende Lampen oder andere Bcleuchtungsquellen 42 und 44 sind zur Bc <<■■■ !dichtung der entsprechenden Photofühler 38 und 40 durch die Röhre 26 vorgesehen, die bei dieser Ausfutv ning/sform aus lichtdurchlässigem Material besteht, wir /. B Glas. Die Phoiofiihlcr }8 und 40 liefern jeweils er-, Ausgangssignai beim Passieren von flüssigkeit .111 dei <■■ entsprechenden Ahfühlposiiion. und diese Signale vwi ilen verwendet, um eine /eil /11 ilcliniercii. »he em air gewähltes I liissigkeilsv olumen darstellt urne; ha:^!* >Icp die Partikelzählungen vorgenommen werden.The tube 26 has a predetermined bore size to accommodate a known volume of fluid between a first and a second flexion position. and has v> facilities at these reference positions. which measure the flow of liquid within the tube 26 accordingly and define a known liquid volume within which count counts are accumulated. In the illustrated embodiment, a first photo sensor 38 is located at the reference position closest to the transducer 10, while a second photo sensor 40 is located at a reference position downstream of the sensor 38. Corresponding lamps or other light sources 42 and 44 are provided for sealing the corresponding photo sensors 38 and 40 through the tube 26, which in this embodiment consists of light-permeable material, we /. B glass. The phoiofiihlcr} 8 and 40 each deliver output signals when passing liquid .111 the corresponding sensory position. and these signals vwi ilen used to a / eil / 11 ilcliniercii. »He em air selected I liissigkeilsv olumen represents urn; ha ^:! *> Icp the particle counts are made.

Die Ausgangssignale von den Photofühlern 38 und 40 werden an entsprechende Multivibratoren 46 und 48 geleitet, deren Ausgangssignalc entsprechend den Setz- und Rückstelleingängen des Flip-Flops 50 zugeführt werden. Das Ausgangssignal von dem Flip-Flop 50 ist ein Torimpulssignal, das so dargestellt ist. daß es einen eriiten Signalübergang aufweist, der mit »Start« bezeichnet ist, und einen zweiten entgegengesetzten Signalübergang, der mit »Stop« bezeichnet ist. und der verwendet wird, um ein Zeitintervall zu definieren, innerhalb der eine Zellzählung durchgeführt wird. Eine photoelektrische Volumenmeßtechnik für die Zellzählung ist in dem USA.-Patent 35 77 162 beschrieben. Andere Verfahren, seien sie nun photoelektrischer oder sonstiger Art, können auch verwendet werden, um das Passieren von Flüssigkeit durch die Röhre 26 zu messen und ein Probenvolumen zu definieren, in dem die Zählung durchgeführt wird. Alternativ kann ein definiertes Zeitintervall angwendet werden, innerhalb dem Partikclzählung durchgeführt wird, wobei ein bekanntes Flüssigkeiisvolumen repräsentiert wird, anstatt daß der Flüssigkeitsdurchfluß als solcher gemessen wird.The output signals from photo sensors 38 and 40 are sent to respective multivibrators 46 and 48 passed, the output signal c corresponding to the set and reset inputs of the flip-flop 50 supplied will. The output from flip-flop 50 is a gate pulse signal, which is so illustrated. that there is one eriiten signal transition, which is labeled with "Start" and a second opposite signal transition labeled "Stop". and the is used to define a time interval within which a cell count is performed. One photoelectric volumetric technology for cell counting is described in U.S. Patent 3,577,162. Other Processes, whether photoelectric or otherwise, can also be used to achieve the Measure the passage of liquid through the tube 26 and define a sample volume in which the Counting is carried out. Alternatively, a defined time interval can be used within which Particle counting is carried out, with a known Liquid volume is represented instead of that the liquid flow is measured as such.

Der elektrische Ausgang des Verstärkers 16 wird einem Vergleicher 52 zugeführt, der als ein Bezugssignal entweder einen ersten Schwcllwcripegcl von dem weißen Blutzeüenbczug 54 erhält oder einen zweiten Schwellwertpcgel von dem roten Blut/ellenbczug 56, abhängig von der jeweiligen zu untersuchenden Zellenart. Der Vergleiche!' 52 liefert Ausgangsimpulsc auf Grund der aufgenommenen Impulse, die oberhalb des vorbestimmten Schwcllwertes liegen, und die einem ersten Multivibrator 58 und von dort einem /weiten Multivibrator 60 zugeführt werden, dessen Ausgang einem Teiler 62 zugeführt wird. Der Ausgang des Teilers 62 wird über ein UND-Tor 63 einem Zähler 64 zugeführt, der wiederum eine Zähldarsteliung 66 antreibt, typ! scherweisc eine vielziffrige numerische Darstellung. Das Start-Stop-Torsteucrsignal von dem Flip-Flop 50 ist als ein Einschaltsignal dem UND-Tor 65 zugeführt. Ein Steuerschaltkreis 68 ist an dem Teiler 62. dem Zähler 64 und der Darstellung 66 angeschlossen, um den Betrieb der Zählschaliung in Übereinstimmung mit den zu analysierenden roten und weißen Zellen einzustellen. Der ,Ausgang des Zählers 62 ist auch an einen Antrieb 70 angeschlossen, der einen Lautsprecher 72 oder einen anderen hörbaren Anzeiger betreibt, um eine hörbare Anzeige der Zählkatlenz /u liefern, was nützlich für die Bedienungsperson "im. um eine fehlerhafte Sv stemarbeitsw eise festzustellen.The electrical output of amplifier 16 is fed to a comparator 52, which acts as a reference signal either receives a first evaluation of the white blood cell line 54 or a second Threshold Pcgel of the Red Blood / Cell Cover 56, depending on the respective cell type to be examined. The comparisons! ' 52 delivers output pulse c Reason for the recorded pulses which are above the predetermined threshold value and which are a first Multivibrator 58 and from there a / wide multivibrator 60 are fed, the output of which is a Divider 62 is supplied. The output of divider 62 is fed to a counter 64 via an AND gate 63, which in turn drives a counting display 66, type! it is actually a multi-digit numerical representation. The start-stop gate control signal from the flip-flop 50 is fed to the AND gate 65 as a switch-on signal. A control circuit 68 is connected to the divider 62. the counter 64 and the display 66 to the Set the operation of the counting circuit in accordance with the red and white cells to be analyzed. The output of the counter 62 is also to a drive 70, which operates a speaker 72 or other audible indicator, to a audible display of the catenary count / u deliver what useful for the operator "im. to an erroneous Determine the working method of the system.

Der Ausgang des Verstärkern 16 wird .uich einem Eingang eines lineare!¹ \n,ilogtores 76 zugeführt, wobei cm /weiter Eingang /um Tor 76 von dem Start-Stop-Signal des Flip-Flops 50 geliefert wird. Ein dritter Eingang zum Tor 76 und \on einem Zähler 78 geliefert, der eine \orbeMimmte Λη/ahl von Impulsen liefert, wenn er \on einem Signal vom UND Tor 80 eingcschaiiei wir_vi. Pas UND Tor 80 wird von dem Ausgangssignal des \ eigieichers 52 und dem Starl-Stop-Signal in Betrieb gesetzt. Der Ausgang des Tores 76 wird einem Spn/etuleU'ktor 82 zugeführt, der durch ein Signal cle^ Multivibrators 60 zurückgestellt wird. Der Ausgang des Spii/cndetektors wird über ein lineares I 01 8-1 ein·.!·.' Integrator 86 zugeführt. Das Tor 84 crii.ili am h em I inselialtsignal von dem Ausgang des MnliiV liv.ll,::.. ^rl8The output of the amplifier 16 is .uich an input of a linear! ¹ \ n, ilogtores 76 supplied, with cm / further input / around gate 76 being supplied by the start-stop signal of the flip-flop 50. A third input to the gate 76 and \ on a counter 78 is supplied, which supplies a certain number of pulses when it includes a signal from the AND gate 80 as _v i. Pas AND gate 80 is put into operation by the output signal of the \ intrieichers 52 and the Starl-Stop signal. The output of the gate 76 is fed to a coil actuator 82 which is reset by a signal from the multivibrator 60. The output of the spin detector is input via a linear I 01 8-1 ·.! ·. ' Integrator 86 supplied. The gate 84 crii.ili on the h em I islandialtsignal from the output of the MnliiV liv.ll, :: .. ^r l8

Di ' -\;.--ga".:: des liuegiators 86 wird einem Eingang 1 ··.■' '■ Ί ';;vi|..iii>rs 88 zugeführt, der auch einen zweiDi '- \; .-- ga ". :: of liuegiators 86 becomes an input 1 ··. ■ '' ■ Ί ';; vi | ..iii> rs 88 supplied, which also has a two

M)9 684 32·:M) 9 684 32:

ten Eingang von einem Integrator 90 erhält. Ein Signal vom Tor 63 wird einem Multivibrator 92 und dann über ein lineares Tor 94 dem Integrato¹' 90 zugeführt. Ein Bezugssignal wird auch dem Tor 94 mittels Zenerdiode 95 zugeführt. Das Ausgangssignal vom Multiplikator 88 wird verwendet, um eine Hämatocrildarstellung 96 zu betreiben, wie z. B. ein geeignet kalibriertes Meßinstrument. Der Ausgang des Integrators 86 wird auch über ein lineares Tor 98 zugeführt, um eine MCV-Darstelfc.ing 100 zu betreiben, die auch eine Meßdarstellung lein kann. Das Tor 98 erhält ein Einschaltsignal von der Steuerschaltung 68 während des Zählens von roten Blutkörperchen, da MCV aus der Zählung der roten Blutkörperchen bestimmt wird.th input from an integrator 90 receives. A signal from the gate 63 is a multivibrator 92 and then through a linear gate 94 the Integrato ¹ '90 supplied. A reference signal is also applied to port 94 by means of zener diode 95. The output from multiplier 88 is used to operate a hematocrild display 96, such as, e.g. B. a suitably calibrated measuring instrument. The output of the integrator 86 is also fed via a linear gate 98 in order to operate an MCV-Darstelfc.ing 100, which can also do a measurement display. Gate 98 receives a turn-on signal from control circuit 68 during red blood cell counting since MCV is determined from the red blood cell count.

Das Entlüflungstor 108 des Wandlers 10 wird selektiv mit Hilfe eines Solcnoiden 106 geöffnet und geschlossen, der durch ein Signal von dem Flip-Flop 104 erregt wird. Der Flip-Flop 104 erhält ein Set/signal von einem ODER-Tor 110 und ein Rückstellsignal von einem ODER Tor 114. Das ODER-Tor 110 erhält als einen Eingang ein Signal von einem Zähi-Start-Schalter 119, der eine .Schalttafelsteuerung zum Auslösen acy Zählung der roten oder weißen Blutkörperchen ist. und erhält auch ein Eingangssignal von einem Multivibrator 112. Der Multivibrator 112 treibt ebenfalls eine Zeitsteuerung 102 an, die ein Eingangssigna! zum ODER-Tor 114 liefert. Das Start-Stop-Signal von dem Flip-Flop 50 wird ebenfalls als ein Eingang zum ODER-Tor 114 geleitet. Der Multivibrator 112 wird auf Grund der Betätigung des Schalters 116 durch den Ein schaltknopf 118 erregt.The vent gate 108 of the transducer 10 is selectively opened and closed by means of a solenoid 106 which is energized by a signal from the flip-flop 104. The flip-flop 104 receives a set / signal from an OR gate 110 and a reset signal from an OR gate 114. The OR gate 110 receives as an input a signal from a counter-start switch 119 which controls a Triggering acy count of red or white blood cells is. and also receives an input signal from a multivibrator 112. The multivibrator 112 also drives a timing controller 102 which receives an input signal! to OR gate 114. The start-stop signal from flip-flop 50 is also passed as an input to OR gate 114. The multivibrator 112 is energized due to the actuation of the switch 116 by the switch button 118.

Bei Betätigung des Zähl-.Start-Schahers 119 w ird der Flip-Flop 104 gesetzt, wodurch ein Ausgangssignal an den Solcnoiden 106 angelegt wird, um ein Schließen des Wandlcrventiliors 108 /u bewirken. Die Pmbcnflüssigkcit wird durch Betätigen der Pumpe 30 von einem Flaschchen 24 durch den Wandler 20, den Wandler 10 und von dort durch die Durchflußröhre 26 in die Abfallflasche 28 gesogen. Die beim Passieren der Partikeln durch die Wandieröffnung erzeugten Impulse werden über die Kapazität 14 dem Verstärker 16 zugeführt, und diese Impulse werden während eines Zeitintervalls gezählt, das von dem Start-Stop Impuls bestimmt wird, das von dem Flip-Flop 50 geliefert wird. so daß eine Zellzählung für ein bekanntes Flüssigkeitsvolumen erhalten wird. When the counting start switch 119 is actuated, the flip-flop 104 is set, as a result of which an output signal is applied to the solenoid 106 in order to cause the converter valve 108 / u to close. The liquid is drawn from a bottle 24 through the transducer 20, the transducer 10 and from there through the flow tube 26 into the waste bottle 28 by actuation of the pump 30. The pulses generated when the particles pass through the wall opening are fed to the amplifier 16 via the capacitance 14, and these pulses are counted during a time interval which is determined by the start-stop pulse supplied by the flip-flop 50. so that a cell count for a known volume of fluid is obtained.

Nach der Verstärkung werden die Impulse vom Wandler 10 dem Vergleichet· 52 zugeführt, der Ausgangsimpulse auf Grund der empfangenen Impulse liefert, die die vorbestimmte Schwelleertspannung über schreiten, die vom weißen Schwell« eribeziig 54 oder roten Schwell«ertbezug 56 geliefert wird, abhangig davon, ob rote oder weiße Blutkörperehen gezählt werden. Die Vergleicher-Ausgangsimpulse werden durch entsprechende Multivibratoren 58 und 60 verzögert und einem Teiler 62 zugeführt, der einen Ausgangsimpuls für jede vorbestimmte Anzahl von Eingangsimpulsen liefert. Bei der dargestellten Ausführungsform besitzt der Teiler 62 ein Teilungsverhältnis von 64 für den Fall des Zählens von roten Blutkörperchen und ein Teilungsverhältnis von 128 für den Fall des Zählens von weißen Blutkörperchen. Somit liefert der Teiler einen Ausgangsimpuls für jeweils 64 Eingangsimpiilse. die während des Zählens von roten Blutkörperchen crhal ten werden, und einen Ausgangsimpuls für jeweils I 2S Eingangsimpiilse. die während des /iihlens \<<n weiße·! Hliilkörpe¹1 heu !-rh.ilten wurden D'c spr ■ n im h.. |.·, h:ii).'sv ei "h.i'i ni'.si· miuI cmc I i.ts'c Ι·ν W.;hi _:-,ίι',,!; ,ι,--After amplification, the impulses from the transducer 10 are fed to the comparator 52, which delivers output impulses on the basis of the impulses received which exceed the predetermined threshold voltage, which is delivered by the white threshold value 54 or the red threshold reference 56, depending on whether red or white blood cells are counted. The comparator output pulses are delayed by respective multivibrators 58 and 60 and fed to a divider 62 which provides an output pulse for every predetermined number of input pulses. In the illustrated embodiment, the divider 62 has a division ratio of 64 for the case of counting red blood cells and a division ratio of 128 for the case of counting white blood cells. Thus the divider delivers one output pulse for every 64 input pulses. which are maintained during the red blood cell count, and an output pulse for every I 2S input pulses. which during the \ << n white ·! Hliilkörpe ¹ 1 heu! -Rh.ilten were D'c spr ■ n im h .. |. ·, H: ii). 'Sv ei "h.i'i ni'.si · miuI cmc I i.ts' c Ι ν W.; hi _: -, ίι ',,!;, ι, -

angewendeten Prohetnerdünnung und tier Art der gemäß der beiliegenden Ausl'ührungsforni verwer Jeten Schaltung. Der Betrieb des Teilers wird \on einem Signal gesteuert, das durch die Steuerschaltung 68 genefen wird, um das gewünschte Teiliingsverhälinis in Übereinstimmung mit der Art der analysierten Blutkörperchen zu liefern.applied Prohetner thinning and animal type of according to of the enclosed version Circuit. The operation of the divider is \ on a signal controlled by the control circuit 68 to set the desired dividing ratio in Correspondence with the type of blood cells analyzed to deliver.

Die Ausgangsinipulse vom Teiler 62 werden über ein UND-Tor 63 einem Zähler 64 zugeführt, der bis zu einer Zählung erhöht, die die Gesamtzahl der Impulse darstellt, die während der vorbestimmten Probenzeit aufgenommen wurden, wobei diese Zählung in einem vielziffrigen Anzeiger oder auf einer anderen Zähldarstellung 66 dargestellt wird. Das UND-Tor 63 wird von dem Start-Stop-Signa! des Flip-Hops 50 eingeschaltet, wobei der Flip-Flop ein Maß tür die Abiastzeil liefert, innerhalb der eine Zählung durchgeführt wird. Wie oben schon bemerkt, werden die Ausgangsimpulse \oni Teiler 62 auch einem Treiber 70 zugeführt, der einen Lautsprecher 72 betätigt, um eine hörbare Anzeige für die Zählkadenz, /u liefern.The output pulse from divider 62 is fed through an AND gate 63 to a counter 64 which increments to a count representing the total number of pulses received during the predetermined sample time, this count on a multi-digit indicator or other Counting representation 66 is shown. The AND gate 63 is triggered by the start-stop signal! of the flip-hop 50 switched on, the flip-flop providing a measure for the Abiastzeil within which a count is carried out. As noted above, the output pulses \ oni dividers are supplied to a driver 70 62 which actuates a speaker 72 / deliver an audible indication for Zählkadenz u.

Nach einem AnaKsendmvhlauf wird der Wandler IO von den verbleibenden Resten der anaKsierten Probenflüssigkeit und möglicherweise vorhandenen Gasblasen gereinigt und auch für einen nachfolgenden Atialysendurchiaiif mit Hilfe des Startknopfes 118, dessen Wirkung im folgenden beschrieben wird, gestartet. Ein Niederdrücken des .Startknopfes 118 bewirkt eine Betätigung des Schalters 116, der wiederum den Multivibrator 112 betätigt. Das Aiisgangssignal des Multivibrators 112 wird über das ODER-Tor 110 dem Flip-Flop 104 zugeführt, um dessen Aiisgangssignal /w veranlassen, den Entlültungssolenoidcn 106 zu betätigen. um die Ventilöffnung 108 zum Schließen zu bringen. Der Multivibrator 112 liefert auch ein Signal zur Zeitsteuerung 102. die nach einem festgelegten Zeitintervall ein Ausgangssignal über das ODER-Tor 114 lieieri. um den Flip-Flop 104 zunickzustellen und eine Abschaltung des Entlüftungssolcnoidcn 106 zu bewirken. Das ODER-Tor 114 reagiert auch auf Grund der Hinterkante des Start-Stop-Torsteucrsignals. um ein Ruckstcllsignal dem Flip-Flop 104 zuzuführen. Somit bewirkt eine Betätigung der Wandler-Start-Steuerung 118 ein Schließen der Wandlerentlüftung für ein vorbestimmtes Zeitintervall, um Probenflüssigkeit und Gasblasen aus dem Wandler zu entfernen und für einen nachfolgenden Analysenlauf freizumachen.After an analysis run, the converter IO is cleaned of the remaining residues of the anaKed sample liquid and any gas bubbles that may be present and is also started for a subsequent analysis using the start button 118, the effect of which is described below. Depression of the start button 118 causes the switch 116 to be actuated, which in turn actuates the multivibrator 112. The output signal of the multivibrator 112 is fed to the flip-flop 104 via the OR gate 110 in order to cause its output signal / w to actuate the venting solenoid 106. to cause valve port 108 to close. The multivibrator 112 also supplies a signal to the timing control 102, which sends an output signal via the OR gate 114 after a fixed time interval. to turn off the flip-flop 104 and cause the venting solenoid 106 to be switched off. The OR gate 114 also responds based on the trailing edge of the start-stop gate control signal. to apply a reset signal to the flip-flop 104. Thus, actuation of the converter start control 118 causes the converter vent to close for a predetermined time interval in order to remove sample liquid and gas bubbles from the converter and to clear them for a subsequent analysis run.

Die Hiimatocru-Messung wird durchgeführt, lüden" die Zahl der roten Blutkörperchen und das mittlert reilehcnvolumen der analysierten Probe bestimmt win und indem diese Bestimmungen multipliziert werden um das Hamatocrit zu berechnen. Während des Zah lens der roten Blutkörperchen wird der Ausgang de! UND-Tores 63 einem Multivibrator 92 zugeführt, de Impulse von gleichförmiger Breite an einen Eingans eines linearen Tores 94 liefert. Der andere Eingang de¹ linearen Tores 94 ist an eine Zencrbezugsdiode 95 ge koppelt, die ein Bczugspotential für das lineare Tor * liefert. Das Tor 94 liefert Ausgangsimpulse von stan dardisierter Breite, wie sie von dem Multivibrator 9. bestimmt wird, und von standardisierter Höhe, wie si< von der Zencrdiode 95 bestimmt wird, wobei dies· Ausgangsimpulse dem Integrator 90 zugeführt w erder Der Integrator 90 lieicr eine Aiisgancsspannung. di proportional /ur Zahl det roten Nl.itkorpeichen ist. um diese HU·..'! in ;,· ■Vr.:\r:!'>.sp_lirr,!;'i_:' wird als ein I lⁿ The Hiimatocru measurement is carried out, the number of red blood cells and the mean volume of the analyzed sample are determined and by multiplying these determinations to calculate the Hamatocrit. While the number of red blood cells is counting, the output of the AND gate 63 provides supplied to a multivibrator 92, de pulses of uniform width to a Eingans a linear gate 94. the other input de ¹ linear gate 94 is coupled ge to a Zencrbezugsdiode 95 which * provides a Bczugspotential for the linear gate. the gate 94 provides Output pulses of a standardized width, as determined by the multivibrator 9 , and of a standardized height, as determined by the Zener diode 95, these output pulses being fed to the integrator 90. The integrator 90 provides an overall voltage di proportional / ur number of the red Nl.itkorpeichen is. around this HU · .. '! in;, · ■ Vr.: \ r:!'>. sp _l irr,!; 'i _: ' is used as a I l ⁿ

■ .■!'.■ .!r:l> Mül-.pin . '. HM ,·,].-. '.i'h · 'I'll Ml !'Γ dl·■. ■! '. ■.! R: l> Garbage .pin. '. HM, ·,] .-. '.i'h ·' I'll Ml! 'Γ dl ·

Die Bestimmung des mittleren /.eilvoluniens für die Hämatocri'bestimmung sowie auch fur eine separate Ausgangsanzeige wird gemessen, indem das Volumen einer vorbestimmten Anzahl von Blutkörperchen gewindt wird. Die Ausgangsimpulse des Verstärkers 16. gezeigt in I' i g. 2Λ. werden einem Eingang eines linearen Tores 76 zugeführt. Die Ausgangsimpulse des Vergleichers 52. dargestellt in Γ i g. 215. werden über IIND-Tor 80 dem Zähler 78 zugeführt, der eine vorbe-Stimmie Zahl von F.insehaltimpulsen dem linearen Tor 76 während des Abtastintervalls zuführt, das von dem von dem Hip-Hop 50 gelieferten Start-Stop Signal definiert wird. Bei der beschriebenen Aiislührungsform »■erden 6400 Impulse von dem Zähler 78 auf Grund einer entsprechenden Anzahl vom Wandler 10 gomes- is sener Zellen geliefert. Das lineare Tor 76 liefert 6400 Ausgangsimpulse innerhalb des Abiastiniervulls. jeder von einer Höhe, die repräsentativ ist für die Hohe ties entsprechenden, vom Verstärker 16 empfangenen Impulses. Diese Ausgaiigsimpulse. deren Höhe proportional zum Zellvolumen ist. werden dann dem Spitzendetektor 82 zugeführt. Das spitzenglciehgerichtetc Aus gangssignal. in I" i g. 2C gezeigt, w ird dem linearen Tor 84 zugeführt, das durch ein Tors'i rsignal vom Multivibrator 58 eingeschaltet wird, siehe Fig. 2D. und das 2s ein Ausgangssignal von standardisierter Breite erzeugt, und von einer Amplitude, die repräsentativ für die Spil-/enamplilude des entsprechenden empfangenen Si gnals ist. Dieses Signal vom Tor 84 wird dem Integra tor 86 zugeführt. Nach einer Zeit, die von dem Muhivihrator 60 stimmt wird, wird ein Rücksteilimpuls (I-ig. 2H) ck 111 Spii/cndetekior 82 zugeführt, um den Schaltkreis zurückzustellen, um den nächsten Impuls aufzunehmen und /11 verarbeiten.The determination of the mean volume for the hematocrit determination as well as for a separate output display is measured in that the volume of a predetermined number of blood cells is determined. The output pulses of amplifier 16. shown in I 'i g. 2Λ. are fed to an input of a linear gate 76. The output pulses of the comparator 52. shown in Γ i g. 215. are fed via IIND gate 80 to the counter 78, which feeds a pre-determined number of hold-up pulses to the linear gate 76 during the sampling interval which is defined by the start-stop signal supplied by the hip-hop 50. In the case of the embodiment described, 6400 pulses are supplied by the counter 78 on the basis of a corresponding number of cells measured by the converter 10. The linear gate 76 provides 6400 output pulses within the abiastinal zero. each of a height representative of the pulse received by amplifier 16 corresponding to the height. These initial impulses. whose height is proportional to the cell volume. are then fed to the peak detector 82. The peak directional output signal. shown in FIG. 2C, is fed to the linear gate 84 which is switched on by a torsion signal from the multivibrator 58, see FIG. 2D, and which produces an output signal of standardized width and of an amplitude, which is representative of the spin amplitude of the corresponding received signal. This signal from gate 84 is fed to the integrator 86. After a time which is corrected by the millivihrator 60, a reverse pulse (I-ig. 2H) is returned 111 Spii / cndetekior 82 supplied to reset the circuit to pick up the next pulse and process / 11.

Die Höhe der von dem Wandler 10 und von dem zugehörigen Verstärker 16 gelieferten Impulse ist proportional zum Volumen der entsprechenden Blutzellen, die durch die Meßöfinung ties Wandlers 10 hindurchlaufen, und der Intergrator 86 liefert ein Aus^an^sM gnal. das das mittlere Zellvolumen darstellt. Da eine konstante Anzahl von Impulsen für die MCV-Bestimmung verwendet wird, ist das Ausgangssigna! des Integrators 86 kalibriert, um das mittlere Zellvolumen darzustellen, ohne daß eine Teilung des Gesamtzellvolumens durch die Anzahl der Impulse notwendig wäre. Dieses integrierte Alisgangssignal wird als ein Hingang dem Multiplikator 88 zugeführt, der ein Ausgangssignal liefert, das die Hamatocrii Messung zur Darstellung auf einer geeigneten Darstellungseinnchtiing 96 liefert. Der (lew inn der Schaltung zur Lieferung tier RBC- und so MCV-Signale zum Multiplikator 88 und der Multiplikatorgewinn werden eingestellt, um die gewünschte Häinatocrit-Ausgangsablesung für vorbestimmte F. i η gangssignalbedmgungen zu liefern.The height of the pulses supplied by the transducer 10 and by the associated amplifier 16 is proportional the volume of the corresponding blood cells which pass through the measuring opening of the transducer 10, and the integrator 86 provides an off ^ to ^ sM gnal. which represents the mean cell volume. Because a constant number of pulses for the MCV determination is used, the output signal is! of the integrator 86 calibrated to represent the mean cell volume, without the need to divide the total cell volume by the number of pulses. This integrated output signal is fed as an input to the multiplier 88, which has an output signal that supplies the Hamatocrii measurement for display on a suitable display device 96. The (lew inn of the circuit for delivery tier RBC- and so MCV signals to multiplier 88 and the multiplier profit are adjusted to the desired hematocrit output reading to supply output signal conditions for predetermined F. i η.

Der Ausgang des Integrators 86 wird auch verwen- <o det. um über ein lineares Tor 98 eine MCV-Darstcllung 100 zu erregen, um das mittlere Teilchenvolumen anzuzeigen. Das Tor 98 wird von einem Signal der Steuerung 68 eingeschaltet, die ein Torstetiersign.il nur dann liefert, wenn eine Zählung von roten Blutkörperchen durchgeführt wird, da MCV von der Zählung der roten Blutkörperchen abgeleitet wird.The output of the integrator 86 is also used. to excite an MCV representation 100 via a linear gate 98 to display the mean particle volume. Gate 98 is turned on by a signal from controller 68 which provides a Torstetiersign.il only when a red blood cell count is being performed, since MCV is derived from the red blood cell count.

Der Wandler 10 und das zugehörige hydraulische Sy-¹IOiH ist in größeren Hinzelhcilcn in F i g. 3 gezeigt und unilaHt einen körper Π0. npischerw eise aus durch f>s sichtigem Kiinsistollmaierial hergestellt, w ie .· B Λ ι 1'. Ii'ias. da· li-u In -ii reinigen ts> hihi t. ii:;i,il ι It I pi 11 Je "ι .m.ilvMe- viult π I i'lxMi'kci! isi Inn ι)!Ιπί!ι>' 132 ist an einem linde des Körpers 130 vorgesehen, um ein Stützglied 12 aufzunehmen, das eine Öffnung 134 besitzt, durch die man eine Blutprobe für die Analyse hindiirehl'lieUen läßt. Das Stützglied 12 umfaßt eine Öffnung 1 56. die an ^eirem einen F.nde gebildet ist, und die mit einer Seile der Ötfnung 134 in Verbindung steht die innerhalb tier Wand des Gliedes 12 angebracht im. Die Öffnung ist lypscherw eise innerhalb einer Rubinplatte gebildet und von einer solchen Größe, daß zu zählende Blutkörperchen hindurchlaufen können. Abdichtelemente, wie z. B. O-Ringe 138 sind innerhalb von um die Öffnung 1.32 angebrachten Nuten angeordnet um das Stützglied 12 darin in abdichtendem Fingriff zu halten. Fine Fingangsdurehiührung 140 liefert eine Verbindung zwischen der Öffnung 134 und eine lingangsöffiumg, mit tier die Röhre 18 verbunden ist.The transducer 10 and the associated hydraulic ^system-1 is IOiH g in greater Hinzelhcilcn in F i. 3 shown and unilaHt a body Π0. Typically made from Kiinsistollmaierial seen through f> s, like. · B Λ ι 1 '. Ii'ias. da · li-u In -ii clean ts> hihi t. ii:; i, il ι It I pi 11 Je "ι .m.ilvMe- viult π I i'lxMi'kci! isi Inn ι)! Ιπί! ι>'132 is provided on a linden tree of the body 130 to a Support member 12 having an opening 134 through which a blood sample can be passed for analysis. Support member 12 includes an opening 1 56 which is formed at one end and which is provided with a cord of the opening 134 communicates within the wall of the member 12. The opening is formed in a lyrical manner within a ruby plate and is of such a size that blood cells to be counted can pass through. Sealing elements such as O-rings 138 are within Grooves formed around the opening 1.32 to hold the support member 12 in sealing grip therein.

Die Öffnung 142 am gegenüberliegenden linde de« körpers 1 ]0 nimmt die Rohre 26 au!, die in Abdichten!· grill mit iiiile von O-Riugen 144 gehallen wird. Hint Durchführung 146 befindet sich zwischen den Öffnun gen 142 i'iid 132. um dazwischen einen Hüssigkeiisw es. zu bilden. Fine erste FJektrodc 148 von im allgememei halbzylindrischer Form, ist innerhalb eines \ergroßer ten Feiles der Durchführung 140 vorgesehen und übet einen Draht 150 ihm einem Abschluß 152 verbunden der innerhalb des uiieren Teils des körpers 150 an geordnet ist. Fine zweite 1 lckirotle 154 von zvlindri scher Konfiguration ist innerhalb ^Lcr DurchlühriinL !46 vorgesehen und über einen Draht 156 mit einen zweiten Anschluß 158 verbunden, der auch innerhall· ties unteren Teils des Zellkörper¹- angrenzend zur Flek trode 152 angeordnet ist. Plektrische Verbindung wir mit ilen Wandleransehlüssen mit einer geeigneten Vor bindung hergestellt, um den Wandlerausgang mit den Verstärker 16 /u verbinden (I 1 g. 1).The opening 142 on the opposite linden tree of the body 1] 0 accommodates the tubes 26, which are encircled by O-rings 144 in a sealing grill with iiiile. The lead-through 146 is located between the openings 142 and 132, and there is a liquid in between. to build. A first electrode 148, generally semi-cylindrical in shape, is provided within a larger file of the feedthrough 140 and has a wire 150 connected to a termination 152 which is disposed within the lower portion of the body 150. A second square 154 of cylindrical configuration is provided within ^L cr through-hole 46 and connected via a wire 156 to a second connection 158, which is also arranged inside the lower part of cell body ¹ - adjacent to the electrode 152. The electrical connection is made with ilen converter connections with a suitable pre-connection to connect the converter output to the amplifier 16 / u (I 1 g. 1).

Der Flüssigkeitsweg für die AnaKse verläuft voi dem Probefläschchcn 24 durch den Hämoglobinwand ler 20. von dort durch die Durchführung 140. die Off nupg 134, tlie Durchführung 146 in die Rohre 26. Fiat kammer 160 ist oberhalb des Stützgliedes 12 vorgese hen und sieht in Flüssigkeitsv erbindung mit der Fin gangsdurchführung 140. Die kammer 160 steht übe eine Durchführung 162 mit einer Gleitvcniilanoninuni in Verbindung, und von dort über eine Durchführung 164 durch eine Flüssigkeits-Ausgangsöffnung. gckop polt an eine Röhre '66. die über eine T-Verbindung 16} an eine Röhre 170 angeschlossen ist. verbunden mit de Durchflußröhre 26 und auch über Röhre 172 mit eine Abfallflasche 174. Die Abfallflaschc 174 ist an ein. zweite Flasche 175 über eine Röhre 177 angeschlossen und die Flasche 175 wiederum ist mittels einer Röhn 179 mit einer Vakuumpumpe 30 verbunden. Ein Druck regler 181 kann vorgesehen sein, wie es gezeigt ist. un einen gewünschten Druckpegel aufrechtzuerhalten. Di. Pumpe 30 erzeugt einen negativen Druck und voran laßt die l'robenflüssigkeit zur Analyse 711 fließen. Dif Flasche 174 dient als ein Akkumulator, um einen in wesentlichen gleichförmigen Durchfluß aufrechtzuer halten, da Abfallflüssigkeit in die Flasche 175 ziii Sammlung transportiert w ird.The fluid path for the anaKse runs from the sample bottle 24 through the hemoglobin wall 20, from there through the passage 140, the opening 134, the passage 146 into the tubes 26. The chamber 160 is provided above the support member 12 and looks into the fluid Connection with the fin passage passage 140. The chamber 160 is connected via a passage 162 to a sliding connection, and from there via a passage 164 through a liquid outlet opening. gckop poles to a tube '66. which is connected to a tube 170 via a T-connection 16} . connected to the flow tube 26 and also via tube 172 to a waste bottle 174. The waste bottle 174 is on. second bottle 175 is connected via a tube 177 and the bottle 175 is in turn connected to a vacuum pump 30 by means of a tube 179. A pressure regulator 181 may be provided as shown. to maintain a desired pressure level. The pump 30 generates a negative pressure and first allows the sample liquid to flow for analysis 711. The bottle 174 serves as an accumulator to maintain a substantially uniform flow as waste liquid is transported into the bottle 175 for collection.

Mit Bezug wiederum zum Wandler 10 sei gesagt, daf die Ventilanordnung einen manuell betätigbarer Druckknopf 118 enthält, der mit einem Stiel 176 vor bunden ist. d^r gleitend innerhalb einer zugehöriget Durchführung im Körper 1 30 angeordnet ist. Fine Fc de'· 178 drückt den Stiel 176 in eine angehobene l'osi 'i.'M bei Ahw ι vi-nhcii einet auf den Dnickkn.ipl 11} .niM'füblen K'.il' i in ί\ι.τ von O Rinson 180 tv 1111With reference again to the transducer 10, it should be noted that the valve assembly includes a manually operable push button 118 which is connected to a stem 176 in front. d ^ r is slidably arranged within an associated implementation in the body 1 30. Fine Fc de ' 178 presses the handle 176 into a raised l'osi'i.'M at Ahw ι vi-nhcii einet on the Dnickkn.ipl 11} .niM'füblen K'.il 'i in ί \ ι. τ by O Rinson 180 tv 1111

die Stielkammer herum angeordnet, um den Stiel 176 innerhalb der Kammer abdichtend hineinzunehmen. Eine Vielzahl von länglichen Kanälen 182 ist im Stiel 176 vorgesehen, die sich axial dazu erstrecken, und zwischen den O-Ringen 180 liegen, wenn der Stiel in der angehobenen Position steht. In dieser angehobenen Position kann keine Flüssigkeit innerhalb der Durchführung 162 in die Durchführung 164 gezogen werden, da eine Flüssigkeitsdichtung durch den Stiel 176 gebildet wird, der mit den O-Ringen 180 zusammenarbeitet. Wenn jedoch der Knopf 118 niedergedrückt wird, wodurch die Kanäle 182 veranlaßt werden, den unteren O-Ring 180 auseinanderzuspreizen und ihn etwas oberhalb und unterhalb der unteren und oberen Oberfläche dieses O-Ringes auszudehnen, kann Flüssigkeit zwisehen den Durchführungen 162 und 164 fließen und von dort über die Röhren 166 und 172 zu den Abfallflaschen. positioned around the stem chamber to sealingly receive stem 176 within the chamber. A plurality of elongated channels 182 are provided in the stem 176 which extend axially thereto and lie between the O-rings 180 when the stem is in the raised position. In this raised position, no liquid within the passage 162 can be drawn into the passage 164 because a liquid seal is formed by the stem 176 which cooperates with the O-rings 180 . However, when the button 118 is depressed, causing the channels 182 to spread the lower O-ring 180 apart and expand it slightly above and below the lower and upper surfaces of that O-ring, fluid can flow between and from the passages 162 and 164 there via tubes 166 and 172 to the waste bottles.

Während des Betriebs befindet sich der Druckknopf 118 in seiner angehobenen Position, und beim Schließen der Entlüftung 108 wird Probenflüssigkeii veranlaßt, auf Grund der Pumpenwirkung 30 durch den Wandler 10 und die Röhre 26 zu einer Analyse zu fließen. Die Blasen, die sich z. B. durch Elektrolyse während eines Analysendurchlaufs bilden mögen oder die in der Flüssigkeitsprobe vorhanden sein mögen, steigen zur Oberseite der Kammer 160 weg vom Weg des Flüssigkeitsdurchflusses und beeinflussen nicht die Genauigkeit der Zellzählung, da keine Blasen durch die Öffnung 134 durchgezogen werden. Nach einem Analyscndurchlauf wird der Druckknopf 118 niedergedrückt, entweder manuell oder durch eine geeignete automatische Steuerung, wie z. B. durch einen elektrisch betätigten Solenoiden, um zu bewirken, daß Flüssigkeit und Blasen in der Kammer 160 über die Durchführungen 162 und 164 in die Ausgangsröhre 166 gezogen werden, um sie in die Abfallflaschcn zu transportieren. Die hydraulische Impedanz dieses Ablaufweges ist niedriger als die des Zellzählungsweges. und daher neigt während der Entleerungsoperalion der Flüssigkeitsdurchfltiß dazu, die Öffnung zu umfließen und in die Kammer 160 zu fließen, um aus dem Wandler entfernt zu werden. In operation, the push button 118 is in its raised position and when the vent 108 is closed, sample liquid is caused by the pumping action 30 to flow through the transducer 10 and tube 26 for analysis. The bubbles that are z. By electrolysis during an analytical run or that may be present in the liquid sample, rise to the top of chamber 160 away from the path of liquid flow and do not affect the accuracy of the cell count as no bubbles are drawn through opening 134 . After an analytical run, the push button 118 is depressed, either manually or by a suitable automatic control, such as e.g. By an electrically operated solenoid to cause liquid and bubbles in chamber 160 to be drawn through passages 162 and 164 into exit tube 166 for delivery to the waste bottles. The hydraulic impedance of this drainage path is lower than that of the cell counting path. and therefore, during the evacuation operation, the fluid flow tends to bypass the orifice and flow into the chamber 160 to be removed from the transducer.

Nach dem Entleeren des Wandlers wird die Entlüftung 108 geöffnet, und mit niedergedrücktem Druckknopf 118 wird Luft in die Entlüftung hineingesogen und durch die Öffnung 134 in eine Richtung, die entgegengesetzt ist zu der des Flüssigkeitsflusses während eines Zähllaufes und von dort über die Durchführung 162 und 164 und über die Röhre 166 zu den Abfallflasehen. Luft und Blasen innerhalb der Durchflußröhrc 26 werden ebenfalls während dieses Operationszustandes in die Abfallflaschcn gesogen. Der umgekehrte Durchfluß von Luft durch die Öffnung veranlaßt ein Rückspülen von Abfällen, die sich in der Öffnung ansammeln können, und damit liefert der Wandler nicht nur ein Entleeren der Hohlräume für einen nachfolgenden Analysenlauf, sondern auch ein automatisches Säubern der Öffnung zwischen den Durchläufen.After emptying the transducer, the vent 108 is opened, and with the pushbutton 118 depressed, air is drawn into the vent and through the opening 134 in a direction opposite to that of the liquid flow during a counting run and from there via the feedthrough 162 and 164 and via tube 166 to waste bottles. Air and bubbles within the flow tube 26 are also drawn into the waste bottles during this operating condition. The reverse flow of air through the orifice causes debris that may accumulate in the orifice to be backwashed, and thus the transducer provides not only evacuation of the cavities for a subsequent run, but also automatic cleaning of the orifice between runs.

Während des Zählens kann es vorkommen, daß mehr als ein Blutkörperchen gleichzeitig durch die Wandleröffr.ung läuft, wodurch fehlerhafterweise diese mehreren Blutkörperchen nur als ein einziges Blutkörperchen gemessen werden. Die gemessene Zählung ist daher etwas niedriger als die tatsächliche. Die Anzahl der Blut- <>5 körperchen, die durch das erfindungsgemäße System gezählt werden, ist ausreichend groß, um statistisch die Größe des Koinzidenzfchlers vorauszusagen und um den Fehler durch Anwendung von berechneten Kor rekturkarten zu korrigieren Die Korrektur kann auch automatisch durch eine Schaltung erreicht werden, dieDuring the count, more than one blood cell may pass through the transducer port at the same time running, which erroneously causes these multiple blood cells to appear only as a single blood cell be measured. The measured count is therefore slightly lower than the real one. The number of blood <> 5 corpuscles which are counted by the system according to the invention is sufficiently large to statistically show the To predict the size of the coincidence field and to calculate the error by using calculated Cor to correct correction cards The correction can also be achieved automatically by a circuit that

UhUh

g gg g gg

darstellung der F i g. 5 und dem Signaldiagramm in F i g. 6 beschrieben ist.illustration of FIG. 5 and the signal diagram in FIG. 6 is described.

In F i g. 4 wird das Ausgangssignal des Integrators 90 einem Funktionsgenerator 200 zugeführt, der einen Ausgang über der Eingangsspannungsfunktion liefert. der im allgemeinen eine Exponentialform sowohl für RBC als auch für WBC aufweist, wie in F i g. 5 dargestellt. Die Ausgangsspannung vv des Funktionsgenerators 200 ist die korrigierte Spannung, die die korrigierte rote Blutzellen-Zählung darstellt und die höher ist als die als ein Eingang empfangene gemessene Spannung. Diese Ausgangsspannung wird an einen Eingang eines linearen Tores 202 zugeführt, dessen Einschalteingang durch das Start-Stop-Signa! von dem Flip-Flop 50 (Fig. 1) geliefert wird. Das Ausgangssignal vom linearen Tor 202, dargestellt in F i g. 6A, wird einer an Mas se liegenden Kapazität C und einem Eingang eines linearen Tores 2O<* zugeführt, das über einen !inerter 206 eine invertierte Version des Start-Stop-Torsieuer signals erhält. Der Ausgang des Tores 204 lsi über einen Widerstand Rd mit einer Quelle für negatives Potential - ν verbunden und an einen Eingang eines Null Abfühlvergleichers 208 angeschlossen, der mit dem an deren Eingang an ein Bezugspotential, wie /.. B. Masse. angeschlossen ist. Das am Ausgang des Tores 204 erscheinende Signal ist in F i g. bß gezeigt. Der Ausgang des Vergleichen 208 ist an einen Oszillator 210 ange schlossen, dessen Ausgang wiederum mit einem I'm gang eines UND-Tores 212 verbunden ist.In Fig. 4, the output signal of the integrator 90 is fed to a function generator 200 which provides an output over the input voltage function. which generally has an exponential form for both RBC and WBC, as in FIG. 5 shown. The output voltage vv of the function generator 200 is the corrected voltage which represents the corrected red blood cell count and which is higher than the measured voltage received as an input. This output voltage is fed to an input of a linear gate 202 , the switch-on input of which is indicated by the start-stop signal! from the flip-flop 50 (Fig. 1). The output from linear gate 202 shown in FIG. 6A, is fed to a capacitance C connected to ground and to an input of a linear gate 2O <*, which receives an inverted version of the start-stop torsion signal via an inert 206. The output of the gate 204 lsi is connected via a resistor Rd to a source for negative potential - ν and connected to an input of a zero sensing comparator 208 which, with the one at its input, is connected to a reference potential, such as / .. B. ground. connected. The signal appearing at the output of gate 204 is shown in FIG. bß shown. The output of the comparator 208 is connected to an oscillator 210, the output of which is in turn connected to a I'm gang of an AND gate 212 .

Das UND-Tor 212 erhält auch das Start-Stop -Torsteuersignal, das über einen Inverter 214 zugeführt wird. Der Ausgang des UND-Tores 212 ist an einen Eingang eines ODER-Tores 216 angeschlossen, dessen Ausgang eine Serie von Impulsen (F i U- 6C) ist. die dem Zähler 64 (F i g. I) zugeführt wird. Der /weite Eingang des ODER-Tores 216 wird durch ein UND-Tor 218 geliefert, das als Eingangssignale das Start-Slop-Torsteuersignal und die Ausgangssignale vom Tor 63 erhall. gekoppelt an den Teiler 62. Die Korrekiurfunktion ist für rote und weiße Bluizellen/.ählungen unterschiedlich und wird durch ein Steuersignal bestimmt, das \on einem Flip-Flop 220 geliefert wird, das durch entsprechende Schalter 222 und 224 gesetzt oder zurückgestellt wird.The AND gate 212 also receives the start-stop gate control signal, which is supplied via an inverter 214. The output of the AND gate 212 is connected to an input of an OR gate 216, the output of which is a series of pulses (F i U- 6C). which is fed to the counter 64 (Fig. I). The / wide input of the OR gate 216 is supplied by an AND gate 218, which receives the start slop gate control signal and the output signals from gate 63 as input signals. coupled to divider 62. The correction function is different for red and white blue cells / counts and is determined by a control signal which is supplied on a flip-flop 220 which is set or reset by respective switches 222 and 224.

Während des Betriebes wird das Tor 202 wahrend des Intervalls des Start-Stop-Signals betätigt, während das Tor 204 während dieses Intervalls deaktiviert wird indem das invertierte Torsteuersignal angelegt wird Wie in den Signaldiagrammen der F i g. 6 gezeigt, wire die Korrekturspannung mittels linearer Tore 202 tint 204 dem Eingang des Vergleichers 208 zugeführt, dei für die Zeit 71 eingeschaltet wird, während der das an gelegte Signal positiv ist. Der Vergleicher 208 liefer: ein Signal an den Oszillator 210 für das Zeitintervall 7; wodurch die Erzeugung von Impulsen während diese Intervalls in einer Anzahl veranlaßt wird, die der gemessenen Zählung hinzugefügt wird, um den koin/i dcnzfehler zu korrigieren.During operation, the gate 202 is during the interval of the start-stop signal actuated while gate 204 is deactivated during this interval by applying the inverted gate control signal As in the signal diagrams in FIG. 6 shown wire the correction voltage by means of linear gates 202 tint 204 fed to the input of the comparator 208, which is switched on for the time 71, during which the on applied signal is positive. Comparator 208 provides: a signal to oscillator 210 for time interval 7; thereby causing pulses to be generated during this interval a number equal to that measured Count is added to the koin / i Correct dcnc errors.

Das UND-Tor 218 wird während des Siart-Stop-Si gnals eingeschaltet, während das UND-Tor 212 nael diesem Signal eingeschaltet wird. Die gemessenen Im pulse vom Teiler 62 und vom Tor 63 (F i g. 1) werdet somit mittels des ODER-Tores 216 zum Zähler 64 ge liefert, und die Korrekuiiimptilse werden dann denThe AND gate 218 is switched on during the Siart-Stop-Si gnals, while the AND gate 212 is switched on after this signal. The measured pulses from the divider 62 and from the gate 63 ( FIG. 1) are thus supplied to the counter 64 by means of the OR gate 216 , and the correction inputs are then used

1616

Zähler 64 mittels for 212 zugeführt, um den Zahler auf einen richtigen Wen hochzutreiben.Counter 64 is fed to the counter by means of for 212 to raise a real wench.

Der Hümoglobinwandle'" 20 ist in Γ i g. 7 gezeigt undThe humoglobin converter 20 is shown in FIG. 7 and FIG

fc IIICIi VUfIfc IIICIi VUfI

.: .u I .„ -J L.: .u I. "-J L

tIUl UU ULIlUItIUl UU ULIlUI

fv i.fv i.

I MHJC M)III MHJC M) II

(Jünnteiii Blut hmdurchlaulenden Lichtmenge mn einem Bezugslicht, um den Hämoglobingehak der analysierten Probe /u berechnen. Der Wandler umial.ii ein iün allgemeinen rechteckiges Gehäuse 300 mit einer Öffnung 302 zur Aufnahme einer Abdeckanorcinung 304. die eine lichiübertragende Durchführung 3ϋβ aufweist, die sich hindurch erstreckt, sowie eine Umschließung 308. durch die die Probenflüssigkeit für die Analyse zum Fließen gebracht wird. Die Umschließung 308 ist aus einem lichtdurchlässigen Material gebildet. typischerweise aus Kunststoff, und ist in abdichtender Bejiehung mit der Bodenflache der Abdeckplane der Abcieckanordnung 304 verbunden. l^r.ine Hingangsöffnung und eine Ausgangsöffnung sind in der Abdeckplane vorgesehen, die mit den Hingangs- und den Ausgangsiinden der Umschließung 308 in Verbindung stehen, *obei diese Ölfnungen an entsprechenden Röhren 22 und 18 angeschlossen sind. Die Hingangsrohre 22 empfängt Probenflüssigkeit von einem Probenfläschchen 24, während ciie Ausgangsröhre 18 Flüssigkeit durch clen Wandler 10/ in Zelizählen transportiert.(Small amounts of blood permeating light with a reference light to calculate the hemoglobin hook of the analyzed sample / u. The transducer encompasses a generally rectangular housing 300 with an opening 302 for receiving a cover anorcinung 304 which has a light transmitting duct 3ϋβ that extends through it and an enclosure 308 through which the sample liquid for analysis is caused to flow. Enclosure 308 is formed from a translucent material, typically plastic, and is connected in a sealing relationship to the bottom surface of the tarpaulin of the curtain assembly 304. l ^r An entrance port and an exit port are provided in the tarpaulin which communicate with the entrance and exit ports of the enclosure 308, with those oil ports connected to respective tubes 22 and 18. The entrance tubes 22 receive sample liquid from a sample vial 24, during ciie edition ngsröhre 18 liquid transported through the transducer 10 / in cell counting.

Firste und zwc.e undurchsichtige Masken 310 und 312 sind entsprechend an dem Vorder- und Hinterende eier Umschließung 308 vorgesehen, wobei jede eine Öffnung 314 an einer Stelle nahe dem unteren Teil der Umschließung besitzt. Hine Maschinenschraube 316 ist in Gewindeeingriff mit einer Öffnung in der Abdeckanordnung 301 vorgesehen, um die Hinstellung innerhalb <ler Öffnung 306 vorzunehmen, um den l.ichtdurchtritt tu steuern. Die Abdcckanordnung ist an dem Gehiiu.se JOO angebracht, wobei die Umschließung 308 und die Öffnung 306 innerhalb der Öffnung 302 liegen. Hine längliche Lichtquelle, wie z. B. eine Lampe 318, ist innerhalb eines Endes des Gehäuses 300 in Ausrichtung r.u der ersten und zweiten Öffnung 320 und 322 vorgesehen, wobei diese Öffnungen wiederum zu der Öffnung 314 der Maske 312 bzw. dem gegenüberliegenden Ende der Öffnung 306 ausgerichtet ist.Ridge and intermediate opaque masks 310 and 312 are provided at the front and rear ends of an enclosure 308, respectively, each having an opening 314 at a location near the bottom of the enclosure. Hine machine screw 316 is provided in threaded engagement with an opening in the cover assembly 301 to make the representation within <ler opening 306 to the l.ichtdurchtritt tu control. The cover assembly is attached to housing JOO with enclosure 308 and opening 306 within opening 302. Hine elongated light source, such as. A lamp 318 is, inside one end of the housing 300 in alignment ru of the first and second openings 320 and 322 are provided, wherein these openings is aligned 312, and the opposite end of the opening 306 again to the opening 314 of the mask.

Hin Paar von Photofühlcrn 324 und 326 ist an gegenüberliegenden Enden des Gehäuses 300 in lichtaufnehmender Beziehung zu der Öffnung 314 der Maske 310 und dem gegenüberliegenden Hnde der Öffnung 306 vorgesehen. Die Lichtquelle wird durch eine geeignete Energiequelle (nicht gezeigt) betrieben. Ein Anschluß der Photofühler 324 und 326 ist gemeinsam an eine Quelle für Massepotential angelegt, während der andere Anschluß des entsprechenden Photofühlers mit entsprechenden Hingängen eines Differentialeingangsverstärkers 328 verbunden ist. Hine Quelle für positives Potential + Vwird über einen Widerstand R\ an einen Eingang des Verstärkers 328 gelegt, während das positive Potential an dessen anderem Hingang über serienweise miteinander verbundene Widerslände R2 und W3 zugeführt wird. Der Widerstand R2 ist einstellbar, um die genaue Spanning zu steuern, die dein Bezuusemgang des Verstärkers 328 /ugciuhrt wird. Der Ausgang des Verstärkers ist über eine Widerst.mdskettc R4 und /o an einen Anzeiger, v. ic /. H. ein Meßgerät 330. an jeleg!. Der Widerstand W5 ist auch einstellbar, um J:e Ausgangsspannung /u steuern, die a:i das Meßgerät 330 angelegt wird.A pair of photo sensors 324 and 326 are provided on opposite ends of the housing 300 in light receiving relationship with the opening 314 of the mask 310 and opposite hands of the opening 306. The light source is powered by a suitable energy source (not shown). One terminal of the photo sensors 324 and 326 is commonly connected to a source of ground potential, while the other terminal of the corresponding photo sensor is connected to corresponding inputs of a differential input amplifier 328. A source for positive potential + V is applied to one input of amplifier 328 via a resistor R \ , while the positive potential is applied to the other input via resistor R2 and W3 connected to one another in series. Resistor R2 is adjustable to control the precise span that is applied to amplifier 328 / ugciuhrt. The output of the amplifier is via a Resist.mdskettc R4 and / o to an indicator, v. ic /. H. a measuring device 330. to jeleg !. Resistor W5 is also adjustable to control J: e output voltage / u which a: i is applied to meter 330.

Line l.ichtzerstreuungsplalte 332 ist zwischen derLine l. Light scattering panel 332 is between the

Lichtquelle 318 und den Öffnungen 320 und 322 \orgesehen, um eine gleichmäßige Verteilung de< Lichtes zu liefern, und ein 5400-Angsiröm-Filter 334 ist in lichtübertragender Beziehung zu de.· /ei^trci.iingsplatte 332 vorgesehen, um gefiltertes Licht \on passender Wellenlänge für die Reaktion mit der zu ana!\sierenden Blutprobe zu bringen, um den Hämoglobingehalt in bekannter Weise zu messen.Light source 318 and the openings 320 and 322 \ provided, an even distribution of de < Light, and a 5400 Angsiröm filter 334 is in light transmitting Relationship to de. /Ei^trci.iingsplatte 332 is provided to filter light of the appropriate wavelength for the reaction with the to be analyzed Bring a blood sample to measure the hemoglobin content in a known manner.

Die Hämoglobinbestimmung wird mit der gleichenThe hemoglobin determination is made with the same

\ erdünnten Probe vorgenommen, wie die Zählung der ■-. eißcn Blutkörperchen, und das Lösungsmittel, das lur die Zählung der weißen Blutkörperchen verwendet wurde, löst auch die roten Blutkörperchen und gibt das Hämoglobin frei, das von dem Wandler 20 gemessen wird. Das freigegebene Hämoglobin und mit Kaliumzyanid-Kaliumferrocyanid-Rcagenz reagiert, um einen Cvan-Methämoglobinkomplex zu bilden.\ diluted sample made as the count of the ■ -. these blood cells, and the solvent, the lur The white blood cell count was used, also raises the red blood cells and gives the Hemoglobin measured by the transducer 20. The released hemoglobin and with potassium cyanide-potassium ferrocyanide-Rcagenz reacts to form a Cvan methemoglobin complex.

Im Fktrieb wird die Probenflüssigkeit \ eranlaßt. durch die Umschließung 308 zu fließen, und das Licht von der Öffnung 320 wird veranlaßt, durch die Lange der Umschließung 308 hindurchzutreten, um \on dem Photofühler 324 aufgenommen zu werden. Licht von der Öffnung 322 wird durch die Öffnung 306 hindurch geleitet für eine Aufnahme dui\:i den Photofuhler 3?6. Die Menge des durch die Öffnung 306 hindurchtreien den [iezugslichtcs ist mittels einer Schraube 316 einstellbar. Hs sei bemerkt, daß das durch die Probenflüssigkeil innerhalb der Umschließung 308 hindurchtre tende Licht sich an einer Stelle nahe dem Boden der Umschließung befindet, wodurch Raum oberhalb des Lichtübertragungsweges freibleiht. wohin Blasen, die in der Probe vorhanden sein mögen, in eine Stellung aufsteigen können, die die Lichtübertragung nicht stört. Das von dem Photofühler 324 gelieferte Ausgangssignal ist von einer Größe, die repräsentativ ist für die Durchlässigkeit des optischen Weges durch die analysierte Probe, während das durch die öffnung 306 hindtirchtreiende Licht ein Maß für den Bez.ugspegel des Lichtes ist, das von der Lichtquelle 318 geliefert wird. Der Verstärker 328 erhält somit ein Bezugssignal vom Fühler 326 und ein Signal vom Fühler 324, das in LJbereinstimmung mit dem Hämoglobingehalt der analysierten Probe variiert. Der Differentialeingangsverstärker liefert ein Ausgangssignal, das repräsentativ ist für die Differenz zwischen dem Bczugsfühler und dem Hämoglobinfühlcr, wobei diese Differenz direkt ein Maß für den Hämoglobingehall ist. Die Betriebspegel des Systems werden anfänglich mit Hilfe der Widerstände R2 und K5 eingestellt, um geeichte Ausgangspegel für die geeignete Betätigung des Meßgerätes 330 zu liefern.The sample liquid is started during operation. to flow through enclosure 308 and the light from aperture 320 is caused to pass through the length of enclosure 308 to be received by photo sensor 324. Light from the opening 322 is passed through the opening 306 for recording by the photo sensor 3-6. The amount of the pull light passing through the opening 306 can be adjusted by means of a screw 316. It should be noted that the light passing through the sample liquid wedge within enclosure 308 is located near the bottom of the enclosure, leaving space above the light transmission path. where bubbles, which may be present in the sample, can rise to a position that does not interfere with the transmission of light. The output signal provided by the photo sensor 324 is of a magnitude which is representative of the transmittance of the optical path through the analyzed sample, while the light passing through the opening 306 is a measure of the reference level of the light emitted by the light source 318 is delivered. The amplifier 328 thus receives a reference signal from the probe 326 and a signal from the probe 324 which varies in accordance with the hemoglobin content of the sample being analyzed. The differential input amplifier provides an output signal representative of the difference between the reference probe and the hemoglobin probe, which difference is directly a measure of the hemoglobin reverberation. The operating levels of the system are initially adjusted using resistors R2 and K5 to provide calibrated output levels for appropriate actuation of meter 330.

Hierzu 4 Blatt ZeichinincenFor this purpose 4 sheets of drawing paper

Claims

Patent claims:

1. Analyzer for counting blood cells suspended in a liquid sample, with devices to deliver electrical impulses based on those passing through an opening Blood cells, causing the fluid sample to pass through this opening, characterized by a determination device for particle volume and hematocrit, including first devices (76, 78) for determining a predetermined number of pulses, each of a height proportional to the Bluebody volume; with detector devices (82). due to the output pulses from of the first means (76, 78) are responsive to provide respective output pulses, each from a height representing the peak amplitude of associated pulses emitted from the first device and which are of uniform width: and with integrator means (86). responsive to the output pulses from the peak detector means (82), to provide an integrator output representing mean particle volume: by means (64) to count the number of electrical impulses that represent the red blood cells passing through pass through the aperture for a predetermined time interval by a number of pulses to deliver the number of red blood cells for a given volume of the sample liquid represent; through gate devices (94). which react to Cirund's electrical impulses to create a To provide a gating output pulse of uniform width and amplitude; through second integrator means (90). du- react to a Output signal / u that provide a count of the red Blood corpuscles: by means of multipliers (88), which on the basis of the output signals from the cstcn (86) and the second (90) integrator device react to provide a multiplier output representing the hematoid.

2. The analyzer of claim 1, wherein the peak detector means characterized by means (76) for providing a gating signal of predetermined duration in response to the detection from each impuis. caused by the passage of a particle through the opening becomes, the Spit / endetekioreinrichiung (82) effective for the duration of the gate control signal in order to provide the output pulse of uniform iiixite and of an amplitude equal to that of the Spit / enamplilude the impulses from the first establishment (10) corresponds.

i. Analyzer according to claim 1 or 2, characterized by display devices (100). which take effect on the basis of the output signal fco from the first integration device (86). to provide a visual representation of the minimal volume of particles.

4. Analyzer according to one of the preceding claims, in particular for determining the cor- ' ¹ ^ puskularvolumens of the red blood cells characterized by first devices (10). which respond in response to the electrical impulses to provide Im pulses each having a height proportional to the volume of the corresponding blood cell passing through the opening; by second means (52). those on the

. \ '·. . r, ir » rr-iu'ifrfn those above i'ini-s

eleKinscncii hhhuiSv. . ~ - _c - _

cherish predetermined threshold value (a4. d6) in order to deliver corresponding output pulses; by means (50) which supply a start signal which represents the start of an analysis run: by counting means (78) which are switched on by the start signal and which are activated on the basis of the pulses from the second means (52) by a predetermined one Supply number of counter output pulses; by first gate control devices (76). operative to receive the counter output pulses and the pulses from the first means (10) to provide a predetermined number of gating output pulses, each of a height proportional to the volume of the corresponding red blood cells: by detector means (82 ). become ineffective due to the gate control output pulses in order to deliver corresponding detector output pulses, each of a height which is representative of the peak values of the corresponding gate control output pulses; by zwcik gate control devices (84). on the basis of the detector output pulses and the output pulse uUv of the second means (52) to provide a corresponding number of output pulses, each of uniform width and of an amplitude which is representative of the amplitude of the detector output pulses; and by integrator devices (86). responsive to the output pulses from the second gating means (84) to provide an output signal representative of the mean particle volume.

5. Analyzer according to one of the preceding claims, in particular for determining the ha malocrit. characterized by first devices (10). which respond in response to the electrical impulses to deliver impulses, each of a height proportional to the volume of the corresponding red blood cell passing through the opening; by second means (52) which react on the basis of the electrical pulses which are above a predetermined threshold width level, in order to provide corresponding output pulses; by means which are operative to supply a start signal / u which represents the beginning of an anal} send run; by a counter (78) which is switched on by the start signal and which takes effect on the basis of the pulses from the / far device (52) in order to supply cmc with an indefinite number of counter output pulses / u; by first gate control devices (76). the operative to receive the counter output pulses and the pulses from the first means (K) to provide cmc predetermined number of gating output pulses, each of a height proportional to the volume of the corresponding red blood cell; by Oetek gate devices (82). the effective λ earth due to the gate control output pulses. to appropriate Detekiorausgaiigsimpiilse lielern / u. each from a level that is representative of the peak / eiii amplitude of the corresponding control output pulses; through / wide gate control devices

(84) to due to the detector output pulses and the output pulses of the second device (52) have a corresponding number of output pulses to be supplied, each of a uniform width and of an ampii.ude. the representative is for the amplitude of the detector output pulses: by first integrator devices (86) that are effective are based on the output pulses from the second gate control device (84). an output signal to provide representative of the mean particle volume; by facilities (62) to count the electrical impulses that the red Represent blood cells passing through the opening during a predetermined cell interval, to deliver the number of pulses. which are representative of the number of red blood cells in a predetermined volume of the Sample liquid; by gate control devices (94). due to the number of pulses from the Counting means (62) operate to generate output pulses of uniform width and gate to provide uniform amplitude; through / wide integrator facilities (90). due to the Gate control output pulses operate to provide the CM output signal representative of the red blood cell count; and by multiplier devices (88) which, on the basis of the Output signals from the first (86) and second (90) integrator means are responsive to a Multiplier output signal (96) to provide that representative is for the hematocrit.

6. Analyzer according to one of the preceding claims, characterized by devices / to compensate for the error caused by the koin- / idente More than one blood cell is caused to leak through the opening Means (90), which are effective on the basis of the electrical impulses, to a first signal supply, the size of which is representative of the biological body count for a certain volume of liquid; a function generator (200). which takes effect on the basis of the first signal to a To provide output signal of a size that the Coincidence errors compensated; Facilities (202 to 210). which take effect on the basis of the function generator output signal. to deliver a multitude of corrective pulses in a number, which, when added to the pulse count, provides a pulse count that is relevant to the coincidence error is corrected; and means (216) for adding the correction miniature pulses to the pulse count to provide a corrected plurality of pulses of a number that are compatible with the Coincidence error is corrected (1 i g. 4).

7. Analyzer according to claim 6, characterized in that the devices connected downstream of the function generator (200) torso your directions (202) for defining a Zehiniervalls. this is representative of the Koin / .iden / error correction, and Inipulsgeneratoreinrichiungen (210) / ur Lieft .-- ^(> o tion of the large number of correctioniiiipulseii during this time interval, include.

8. Analyzer, especially for measuring moglobin. n;> ch one of the preceding claims. characterized by a housing (500). ⁽ 's that contains a light source (? 18) of predetermined intensity: a transducer (302) in the housing (300). in which sample liquid is present during the analysis; a first light path (320) through the transducer for the transmission of egg first light beam from the light source, wherein the first light path is arranged in such a position in the receiver (302) that the accumulation of gas bubbles possibly present in the sample liquid is made possible at a point above the first light path; through a second light path (322) in the housing (300) through which a reference light beam from the light source is passed; by means (332) for diffusing the light beams prior to transmission through the first and second paths; by optical filter means (334) for supplying light from the light source through the first and second optical paths of a predetermined length; by means (316) located within the reference path (322 ) are arranged to mechanically adjust the amount of light passed; through first and second photo sensors (324, 326). each in a light receiving relationship / u one of the light paths and effective for generating corresponding electrical signals of a magnitude which is representative of the magnitude of the light received by the corresponding paths; and by .Sound circuit devices (328, R \ to W,). which take effect on the basis of the corresponding electrical signals to provide an output signal which represents the difference between the magnitudes of the corresponding electrical signals and thus the hainoglobin content of the liquid sample.

9. Analyzer, especially for determining the medium volume German: blood cells, after one of claims I to 7. characterized by Replacements (16). due to the passage of blood cells through the Measurement opening generated electrical impulses corresponding impulses from a height / u helern. the is proportional to the volume of the corresponding blood cell that oozes through the opening is; by a comparator (52) which amplified the absorbs electrical impulses and aiii reason above a predetermined .Schwellwert lying Deliver output pulses corresponding to pulses; by means (50) for the delivery of a Start signal, which indicates the beginning of an analysis run, by a counter (78). through the Start signal is turned on and a predetermined number of counter output pulses aul reason the output pulses of the comparator (52) were running; through a first linear gate (76) that of the Start signal is turned on and a predetermined Number of gate exit pulses to deliver, each of a height proportional to the volume of the corresponding blood cells, controlled by the pulses received by the amplifier (16) and by the predetermined number of counter output pulsesc: by a peak / end detector (82). the takes effect due to the gate output pulses to deliver Deicktorausgangsimpiilse, each from a uniform height representative of the IQr Volume of the required blood cell: by a first multivibrator (> 8). which receives output pulses from the comparator (52) and yeast gate pulses of a certain width; through a second linear gate (84) that receives the detector output pulses and the gate impulses of full width. by a predetermined number of

To deliver output pulses, each of the same width and of an amplitude, dir the amplitude of the corresponding detector output pulses: and by integrator means (86) which take effect due to the impulses of the second gate (84). a calibrated output signal / u supply, which is representative of the mean particle volume and by means of display (tOO) to provide a sensory indication of the mean particle volume based on the calibrated Output signal.

10. Analyzer according to claim 9, characterized by a control circuit (68) for delivery a switch-on signal; by a second multivibrator (60) the output pulses from the first Receives multivibrator (58) and provides output pulses of uniform width; by a divider (62). which is switched on by the switch-on signal and due to the pulses of uniform width of the second Multivibrator (60) providing output pulses; by an AND gate (63). that is switched on by the start signal is to pass output pulses received from the divider (62); by a third Multivibrator (92), which receives the output pulses of the divider (62) from the AND gate (63) and output pulses uniform width supplies; by a third linear gate (94) with a reference potential source (95) which receives the output pulses of uniform width from the third multivibrator (92) and then output pulses of uniform width and standardized, from the reference potential (95) supplies a certain amount; by a second integrator (90), which on the basis of the output pulses of the third port (94) provides an output representative of the red blood cell count; through a multiplier (88). based on the output signals of the integrator (86) and the second Integrator (90) provides an output signal that represents the hematocrit value.