DE69520001T2

DE69520001T2 - Vorrichtung zur analyse von blut und anderen proben

Info

Publication number: DE69520001T2
Application number: DE69520001T
Authority: DE
Inventors: Roger Clampitt; Stephen Hazelwood
Original assignee: ZYNOCYTE Ltd
Current assignee: ZYNOCYTE Ltd
Priority date: 1994-11-30
Filing date: 1995-11-30
Publication date: 2001-09-13
Anticipated expiration: 2015-12-01
Also published as: GB9424218D0; WO1996017243A1; CA2205484A1; EP0795129A1; JPH10510362A; EP0795129B1; DE69520001D1; AU3986895A

Description

Diese Erfindung bezieht sich auf ein Gerät zur Analyse von Blut und anderen Proben durch automatisierte Probenanalyse während Zentrifugation.
In unserer veröffentlichten internationalen Patentanmeldung WO 94/8557 wird ein Gerät beschrieben, das hauptsächlich der Analyse von Blut für Diagnosezwecke dient. In diesem Gerät befindet sich unter anderem eine Rotorscheibe, die angepaßt ist, um eine Anzahl von kapillaren Hämatokritröhrchen jeweils in einem entsprechenden Schlitz aufzunehmen. Ein Arm, der drehbar an einem Punkt entfernt von der Rotorscheibe angebracht ist, führt eine Lichtquelle über die Rotorscheibe und einen darauf ausgerichteten Lichtsensor unterhalb der Rotorscheibe. Durch die Kombination der Rotation der Rotorscheibe mit der Drehbewegung des Armes können die Hämatokritröhrchen abgetastet werden und durch Verarbeiten des Ausgabesignals des Lichtdetektors können für jede Probe gewisse Parameter, die von Interesse sind, abgeleitet werden, wie der Hämatokrit und weiße Blutkörperchen.
Die vorliegende Erfindung befaßt sich in einem Aspekt mit einem verbesserten Gerät von im allmeinen gleichartiger Natur.
Auf dem bisherigen Stand der Technik ist es auch üblich, Hämoglobin(Hb)-Konzentration durch das Mischen einer Blutprobe mit einem Reagens, das eine Farbänderung in Abhängigkeit von der Hb- Konzentration erfährt, zu messen. Aus Genauigkeitsgründen ist es jedoch dann notwendig, ein Spektrophotometer oder Kolorimeter zu verwenden; dies ist verhältnismäßig kostenintensiv und erfordet ein Kalibrierungsverfahren, das große technische Anforderungen an eine Praxis-Umgebung stellen würde.
Die vorliegende Erfindung stellt in einem Aspekt ein Analysiergerät bereit, das aus einem Zentrifugenrotor besteht, der angepaßt ist, um mindestens eine Probe in einem transparenten Behälter aufzunehmen, wobei der Rotor mit Öffnungen versehen ist, damit Licht durch die Probe und den Rotor übertragen werden kann, und einem Abtastarm, der angeordnet ist, um sich waagerecht zum Rotor zu verschieben und der ein Lichtquellenmittel und ein Lichtdetektormittel über die jeweiligen Seiten des Rotors führt; und wobei das Lichtquellenmittel eine erste Lichtquelle zur Detektion von Probenkomponentengrenzflächen und eine zweite Lichtquelle zur kolorimetrischen Prüfung von zumindest einer Probenkomponente umfaßt.
Vorzugsweise ist die erste Lichtquelle eine Infrarotlichtquelle und die zweite Lichtquelle eine sichtbare Lichtquelle.
Die Infrarotlichtquelle ist vorzugsweise ein Infrarotlaser.
In einer insbesonders bevorzugten Form dieses Aspekts der Erfindung besteht die Probe aus Blut, die sichtbare Lichtquelle wird zur Untersuchung von Blutplasma verwendet, und die sichtbare Lichtquelle umfaßt eine Vielzahl von im wesentlichen monochromatischen Lichtquellen, am besten rote, grüne und blaue Lichtquellen bei Wellenlängen von zum Beispiel 625, 567 und 470 nm.
Aus praktischen Gründen kann die sichtbare Lichtquelle von einer einzigen, mehrfarbigen Leuchtdiode bereitgestellt werden, wobei die Farben aufeinanderfolgend während des Abtastverfahrens gewechselt werden.
Das Gerät umfaßt einen Referenzprobenbehälter auf dem Rotor, der ein Referenzmaterial (zum Beispiel Wasser) mit bekannten optischen Qualitäten enthält, wodurch Signale, welche die Lichtübertragung durch die Probe(n) darstellen, gegen Signale, welche die Lichtübertragung durch die Referenz darstellen, kalibriert werden können.
Von einem anderen Aspekt aus stellt die vorliegende Erfindung ein Hämoglobinphotometer bereit, das ein Mittel zum Aufnehmen einer transparenten Zelle, die eine Blutprobe, welche mit einem Hämoglobinreagens gemischt ist, enthält, ein Beleuchtungsmittel zum Richten von im wesentlichen monochromatischem Licht auf die Probezelle und ein Detektormittel, das so angeordnet ist, um durch die Probezelle hindurchgehendes Licht aufzunehmen, damit ein Signal erzeugt wird, das die optische Dichte der Zelleninhalte darstellt, umfaßt.
Vorzugsweise umfaßt das Beleuchtungsmittel eine Leuchtdiode, die auf einer Höchstwellenlänge von vorzugsweise ungefähr 560 nm läuft.
Vorzugsweise umfaßt das Beleuchtungsmittel ferner ein Kollimationsmittel, das bewirkt, daß das auf die Probezelle gerichtete Licht im wesentlichen parallel verläuft.
Das Detektormittel kann geeigneterweise eine Sammellinse umfassen, die das übertragene Licht auf eine Photodiode richtet.
Das Beleuchtungsmittel und das Detektormittel umfassen vorzugsweise optische Blenden, die so dimensioniert und angeordnet sind, daß das von der gesamten emittierenden Fläche der Leuchtdiode emittierte Licht innerhalb der aktiven Oberfläche der Photodiode aufgenommen wird.
In einem besonders bevorzugten Merkmal dieses Aspekts der Erfindung umfaßt das Photometer ein Kalibriermittel, das so funktioniert, daß es eine ermittelte optische Dichte auf einen vorbestimmten Standard kalibriert.
Vorzugsweise funktioniert das Kalibriermittel so, daß es die Ausgabe des Detektormittels sowohl mit als auch ohne eine positionierte Probezelle vergleicht.
Von einem anderen Aspekt ausgehend stellt die Erfindung ein Blutanalysiergerät bereit, das eine Zentrifuge umfaßt, um eine Blutprobe durch Zentrifugieren in Erythrozytenkonzentrat, Leukozytenkonzentrat und Plasma aufzuteilen; einem ersten optischen Mittel zur Messung der Verhältnisse von roten Zellen, weißen Zellen und Plasma in der Probe; einem Photometermittel zur Messung der Hämoglobinkonzentration in einer Probe desselben Blutes; und einem Rechnermittel zur Ableitung einer Anzahl der Parameter, die von Interesse sind, von diesen Messungen.
Diese Parameter können geeigneterweise folgende sein:
Totaler Hämatokrit (PCV)
Leukozytenzahl (WBC)
Hämoglobinkonzentration (Hb), und
mittlere Hämoglobinkonzentration der Erythrozyten (MCHC)
wobei
Das Analysiergerät umfaßt ferner ein zweites optisches Mittel zur Prüfung der Plasmakomponente, um einen oder mehrere darin enthaltene Parameter von Interesse zu messen.
Das zweite optische Mittel ist so angeordnet, daß es die optische Dichte bei jeder einer Vielzahl von sichtbaren Wellenlängen, geeigneterweise Wellenlängen von 625, 570 und 470 nm; mißt.
Die Parameter von Interesse sind vorzugsweise Icterus, Lipämie und Hämolyse.
Eine Ausführungsform der Erfindung wird im folgenden, nur beispielhaft, unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben, wobei:
Fig. 1 ein schematisches Blockdiagramm eines Geräts ist, das eine Ausführung der Erfindung zur Verwendung in der Blutanalyse ist;
Fig. 2 eine schematische Draufsicht eines Zentrifugenrotors und Abtastkopfes ist, die Teile des Geräts bilden;
Fig. 3 eine schematische Seitenansicht des in Fig. 1 dargestellten Mechanismus ist;
Fig. 4 ein vergrößerter Teilschnitt ist,. der einen Teil von Fig. 2 und 3 in genauerem Detail darstellt;
Fig. 5 eine zentrifugierte Blutprobe veranschaulicht;
Fig. 6A und 6B Kurven sind, die Ausgabesignale veranschaulichen;
Fig. 7 eine Querschnittsansicht eines Hämoglobinphotometers ist, das Teil des Geräts bildet; und
Fig. 8 Merkmale der äußeren Form der in Fig. 7 dargestellten Teile veranschaulicht.
Unter Bezugnahme auf Fig. 1 ist die bevorzugte Form der Erfindung ein Blutanalysiergerät, das eine Zentrifuge 1 und ein Photometer 2 umfaßt. Das Gerät wird von einem Mikroprozessor 3 gesteuert, wobei die Benutzereingaben mittels Tastatur 4 und die Datenausgabe mittels Anzeige 5 und/oder Drucker 6 erfolgen.
Das Photometer 2 stellt ein Ausgabesignal an den Mikroprozessor 3 bereit, das die Hämoglobinkonzentration repräsentiert.
Die Zentrifuge 1 schließt zwei optische Anordnungen ein, die später beschrieben werden, die jeweilige Ausgabesignale, von denen eine Anzahl von blutrelevanten Parametern abgeleitet werden können, an den Mikroprozessor 3 bereitstellen.
Unter Bezugnahme auf Fig. 2 und 3 nimmt ein Zentrifugenrotor in der Form einer Scheibe 10 vier Hämatokritröhrchen 12, 14, 16 und 18 in radialer Ausrichtung auf. Der Rotor wird von einem Antriebsmotor 20 bei einer geeigneten Geschwindigkeit, um die Proben in den Röhrchen 12-18 zu zentrifugieren, rotiert. Typischerweise sind die Proben menschliches oder tierisches Blut und das Zentrifugieren, wie in Fig. 5 dargestellt, führt zur Aufteilung in Erythrozytenkonzentrat 22, Leukozytenkonzentrat 24 und Plasma 26. Das äußere Ende des Röhrchens ist mit einem Stöpsel 28 verschlossen, und das innere Ende enthält eine Menge an Luft bei 30. Typischerweise findet das Zentrifugieren bei 11 000 U/min für 3 bis 10 Minuten statt.
Nachdem die Probe so aufgeteilt wurde, wird die Rotorgeschwindigkeit auf ungefähr 1 000 U/min reduziert und ein Abtastarm 32 wird durch die Drehung seines Stützschafts 34 durch einen Motor und ein Schaltgetriebe 36 über die Scheibe 10 bewegt. Der Abtastarm 32 ist im allgemeinen U-förmig und besitzt einen oberen Teil, an dem eine Infrarot(IR)-Lichtquelle 38 und eine sichtbare Lichtquelle 40 befestigt ist, und einen unteren Teil, an dem ein IR-Detektor 42 und ein Detektor für sichtbares Licht 44 befestigt ist.
Wie am besten aus Fig. 4 ersichtlich, ist jedes Probenröhrchen 12 etc. in einem Schlitz 46, der in dem Rotor 10 geformt ist, angeordnet, wobei der Schlitz 46 einen relativ breiten oberen Abschnitt 46a und einen relativ schmalen unteren Abschnitt 46b, die durch eine Schulter, auf der das Röhrchen sitzt, verbunden sind, aufweist. Der Schlitz 46 ermöglicht so das Durchlassen von Licht von der Quelle 38 oder 42 zu dem dazugehörigen Detektor 40 oder 44.
So ermöglicht der Abtastvorgang das Erstellen einer Kurve, die die Lichtabsorption bei einer gegebenen Wellenlänge entlang der Länge jedes Röhrchens definiert. Eine typische Kurve ist in Fig. 6A dargestellt.
Zusätzlich zum obengenannten Prozentanteil kann eine derartige Kurve weitere Informationen liefern. Zum Beispiel ist in Fig. 6B die Grenzfläche zwischen weißen und roten Blutkörperabschnitten nur schwach ausgeprägt, was die Anwesenheit von kernhaltigen roten Zellen und Retikulozyten anzeigt.
Ein besonderes Merkmal der vorliegenden Erfindung ist, daß das Abtasten sowohl mit der IR-Quelle 38, geeigneterweise ein IR-Laser, als auch der sichtbaren Lichtquelle, die nachfolgend genauer beschrieben wird, ausgeführt wird.
Die IR-Quelle 38 wird verwendet, um die Grenzflächen zwischen den verschiedenen, in Fig. 5 dargestellten Fraktionen, zu erfassen. Durch Detektion der relativen Positionen der Grenzflächen kann der Hämatokrit und die Leukozytenzahl als Prozentsatz des Gesamtvolumens ausgedrückt werden. Blutkörperchen und Plasma sind Streumedien und sind optisch dicht. Wir haben herausgefunden, daß eine zufriedenstellende Auflösung durch die Verwendung eines IR-Lasers mit einer Wellenlänge von 785 mm und einer Stärke von 1,5 mW als Lichtquelle erreicht werden kann.
Plasma kann eine Anzahl von Komponenten enthalten, deren Anwesenheit und Konzentration entscheidende, frühe diagnostische Informationen liefern kann. Eine quantitative Messung dieser Komponenten kann es dem Arzt ermöglichen, schnell weitere Tests zu planen und nachteilige Auswirkungen bei bestimmten Tests, die von der Anwesenheit hoher Konzentrationen dieser Komponenten hervorgerufen werden, zu vermeiden.
Die Plasmakomponenten, die normalerweise von Interesse sind, sind Bilirubin (Icterus), Triglyceride (Lipämie) und Hämoglobin (Hämolyse). In der Vergangenheit wurden diese im allgemeinen durch Sichtprüfung, mit nicht zufriedenstellenden Ergebnissen, bewertet. Wir haben durch Experimente festgelegt, daß die optimalen Wellenlängen zur Detektion dieser drei Komponenten bei 625, 567 und 470 nm liegen.
Bei dem Abtastarm von Fig. 2 und 3 ist die sichtbare Lichtquelle 42 so angeordnet, daß sie aufeinanderfolgend bei diesen drei Wellenlängen emittiert. Eine geeignete Lichtquelle dafür ist eine "Regenbogen"- Leuchtdiode von Ledtronics, Ref. DIS-10024-002. Diese Vorrichtung emittiert Licht bei drei vorher ausgewählten Frequenzen, jeweils in Reaktion auf ein entsprechendes Signal.
Auf diese Weise werden die Plasmakomponenten der Proben bezüglich der drei Komponenten, die von Interesse sind, abgetastet. Es ist nicht ungewöhnlich, daß alle drei im Plasma kranker Patienten anwesend sind. Das gegenwärtigte System ermöglicht es, daß alle drei zur gleichen Zeit gemessen werden können. Die optischen Dichten, die bei jeder Wellenlänge gemessen werden, werden durch Kalibrierungskurven, die in der Software gespeichert sind, in Konzentrationseinheiten umgewandelt.
Die Plasmasäule wird ihrer Länge nach abgetastet, anstatt an einem Punkt gemessen zu werden. Dadurch kann der Komponentengradient gemessen werden, der bei Lipämie von besonderem Interesse sein kann, indem Informationen über die anwesenden Lipide bereitgestellt werden.
Ein wichtiges Merkmal dieser Ausführungsform ist die Art, in der die Stabilität des optischen Systems beibehalten wird. Dies geschieht dadurch, daß ein Hämatokritröhrchen 12 mit Wasser gefüllt und permanent auf dem Rotor 10 gehalten wird. Dies stellt einen Datenwert für eine 100%ige Übertragung bereit, worauf die Probensignale bezogen werden. Proben optischer Dichten werden unter Verwendung von folgendem errechnet:
Das Gerät umfaßt ferner ein Hämoglobin(Hb)-Photometer, das nun beschrieben wird.
Unter Bezugnahme auf Fig. 7 wird eine Probe in einer durchsichtigen Gießwanne 100 angeordnet und monochromatischem Licht von der Leuchtdiode 102 ausgesetzt. Das übertragene Licht wird von einer Photozelle 104 erfaßt, um eine Messung der optischen Dichte zu erhalten.
Es wurde herausgefunden, daß, wenn eine festgelegte Menge von vollständigem Blut mit einer festgelegten Menge eines Reagens gemischt wird, die Messung der optischen Dichte in einem Bereich von Interesse linear in bezug auf die Hb-Konzentration liegt. Vorzugsweise wird eine 20 ml-Probe mit 3 ml des Reagens gemischt und grünem Licht mit einer Höchstwellenlänge von ungefähr 560 nm ausgesetzt. Eine geeignete Lichtquelle ist eine Leuchtdiode von Radiospares, Katalognr. 590-496, 563 nm Höchstwellenlänge, 250 mcd. Dies ermöglicht die Messung der Hb-Konzentration von 4 g/dl bis zu einem Maximum von ungefähr 25 g/dl, bei dem die optische Dichte ungefähr 0,8 beträgt.
Wie aus Fig. 7 ersichtlich, wird von der Leuchtdiode 102 emittiertes Licht durch festgelegte Blenden 105 und 106 geleitet und von der Linse 108 parallel gerichtet. Eine weitere festgelegte Blende 110 bestimmt den Bereich des Lichtstrahls, der auf die Gießwanne 100 angewandt wird. Das Licht, das durch die Gießwanne 100 übertragen wird, wird von einer Sammellinse 112, die zwischen gleichartigen Öffnungsblenden 114, 116 angeordnet ist, gesammelt und trifft mittels einer Blende 118 mit kleinem Durchmesser auf den Photodetektor 104.
Die äußere Form dieser Anordnung ist schematisch in Fig. 8 dargestellt. Die Verwendung eines ungefähr parallelen Lichtstrahls, um die Gießwanne 100 zu bestrahlen, bedeutet, daß kleine Verschiebungen der Quer- und Längsseite der Gießwanne die Genauigkeit nicht schwerwiegend mindern. Diese Anordnung minimiert auch die Auswirkungen von Ungleichmäßigkeiten der Probe selbst oder der Gießwanne (zum Beispiel durch Fingerabdrücke hervorgerufen).
Um die Auswirkungen von Rotationsverschiebungen zu minimieren, wird eine Blende 106, die das Lichtquellenausgangsfenster darstellt, gewählt, die kleiner als die Öffnung der Detektorlinse 112, die von den Blenden 114, 116 festgelegt wird, ist. Die Tatsache, daß die Leuchtdiodenquelle 102 eine finite Quellengröße aufweist, ist nicht wichtig, solange das gesamte übertragene Licht auf den sensitiven Bereich des Detektors 104 auftrifft; Dies wird dadurch erreicht, daß man die äußere Form so anordnet, daß der Winkel β, der von der Sammellinse 112 und der Detektorblende 118 festgelegt wird, größer als der Winkel α, der von der Sammellinse 108 und dem emittierenden Bereich der Leuchtdiode 102 festgelegt wird, ist.
Das Hb-Photometer wird durch das Beobachten der Leuchtdioden- Ausgabe und durch elektronische Kompensation für jegliche Drift in stabilem Betrieb gehalten. Dies kann geeigneterweise dadurch geschehen, daß man den Wert optischer Dichte, der in Hb-Konzentration übertragen werden soll, folgendermaßen definiert:
Optische Dichte = I / Io
wobei I = Detektorausgabe für die Hb-Gießwanne, und
Io = Detektorausgabe ohne Anwesenheit der Gießwanne ist.
In einer Modifizierung (nicht dargestellt) wird dafür gesorgt, daß das Hb- Photometer unmittelbar vor oder nach jedem Probentest kalibriert wird. Dies kann geschehen, indem man eine Bezugslesung der optischen Dichte an einer Gießwanne, die ein Referenzmaterial (zum Beispiel Wasser) enthält, mißt. Es wird in Betracht gezogen, daß eine Referenzgießwanne permanent im Instrument gehalten werden könnte und zum Beispiel durch eine Feder in den optischen Gang vorgespannt werden könnte, so daß sie beim Anbringen einer Probengießwanne verschoben werden würde. Es könnte nötig sein, wiederholt eine derartige Kalibrierung vorzunehmen, um Driftauswirkungen zu minimieren, wie die Ungleichmäßigkeiten der Leuchtdiodenausgabeintensität, die von Veränderungen in der Umgebungstemperatur verursacht werden.
Es wird ferner in Betracht gezogen, das Photometer mit einer Mehrwellenlängenfähigkeit auszustatten. Zum Beispiel könnte die 563 nm- Leuchtdiode, die unter Bezugnahme auf Fig. 7 beschrieben wird, durch eine Ledtronics "Regenbogen"-Leuchtdiode des Typs, der unter Bezugnahme auf die Zentrifuge beschrieben wird, ersetzt werden. Sie könnte verwendet werden, um aufeinanderfolgend Messungen bei 625 nm, 567 nm und 470 nm vorzunehmen. Alternativ dazu könnte sie verwendet werden, um eine erwünschte Wellenlänge für einen gegebenen Test zu erzeugen, indem man gleichzeitig die Ströme zu den roten, blauen und grünen Emissionsbereichen steuert. Eine derartige polychromatische Fähigkeit wäre für eine Anzahl von biochemischen Analysen, neben Blut, von Nutzen.
Die Kombination des Hämoglobinphotometers mit der photometrischen Zentrifuge in einem einzigen Instrument mit gemeinsamer Steuerung und Datenverwaltung hat eine Reihe von Vorteilen. Vor allem ermöglicht dies die fertige Ableitung und Aufnahme diagnostischer Messungen, die Daten beider Quellen benötigen. Ein besonderes Beispiel davon zeigt sich in der Ableitung der mittleren Hämoglobinkonzentration der Erythrozyten (MCHC), die folgendermaßen definiert ist:
Es wird offensichtlich, daß dies unmittelbar von den Daten, die von dem Hämoglobinphotometer und dem IR-Detektor geliefert werden, abgeleitet werden kann.
Es liegt jedoch gleichermaßen im Bereich der Erfindung, wie sie in den beigefügten Ansprüchen definiert ist, die photometrische Zentrifuge als eigenständiges Instrument zu verwenden.

Claims

1. Ein Analysiergerät, bestehend aus einem Zentrifugenrotor (10), der ausgeführt ist, um zumindest eine Probe in einem transparenten Behälter (12) aufzunehmen, wobei der Rotor mit Öffnungen versehen ist, damit Licht durch die Probe und den Rotor übertragen werden kann, und einem Abtastarm (32), der angeordnet ist, um sich waagerecht zum Rotor (10) zu verschieben und der ein Lichtquellenmittel (38, 40) und ein Lichtdetektormittel (42, 44) über die jeweiligen Seiten des Rotors (10) führt; dadurch gekennzeichnet, daß das Lichtquellenmittel eine erste Lichtquelle (38) zur Detektion von Probenkomponentengrenzflächen und eine zweite Lichtquelle (40), anliegend an die erste Lichtquelle (38), zur kolorimetrischen Prüfung von zumindest einer Probenkomponente umfaßt.

2. Gerät gemäß Anspruch 1, wobei die erste Lichtquelle (38) eine Infrarotlichtquelle ist und die zweite Lichtquelle (40) eine sichtbare Lichtquelle ist.

3. Gerät gemäß Anspruch 1 oder Anspruch 2, wobei die Infrarotlichtquelle (38) ein Infrarotlaser ist.

4. Gerät gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Probe aus Blut besteht, wobei die sichtbare Lichtquelle (40) verwendet wird, um Blutplasma (26) zu untersuchen, und die sichtbare Lichtquelle (40) drei im wesentlichen monochromatische Lichtquellen aus rotem, grünem bzw. blauem Licht umfaßt.

5. Gerät gemäß Anspruch 4, wobei die sichtbare Lichtquelle (40) eine einzige, mehrfarbige Leuchtdiode ist, wobei die Farben während des Abtastverfahrens aufeinanderfolgend gewechselt werden.

6. Gerät gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, die ferner einen Referenzprobenbehälter auf dem Rotor umfaßt, der ein Referenzmaterial mit bekannten optischen Qualitäten enthält, wodurch Signale, welche die Lichtübertragung durch die Probe darstellen, mit Signalen, welche die Lichtübertragung durch das Referenzmaterial darstellen, kalibriert werden.

7. Gerät gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, ferner bestehend aus einem Hämoglobinphotometer, das ein Mittel zum Aufnehmen einer transparenten Zelle, die eine Blutprobe, welche mit einem Hämoglobinreagens gemischt ist, enthält, ein Beleuchtungsmittel (102) zum Richten von im wesentlichen monochromatischem Licht auf die Probezelle (100) und ein Detektormittel (104), das so angeordnet ist, um durch die Probezelle hindurchgehendes Licht aufzunehmen, damit ein Signal erzeugt wird, das die optische Dichte der Zelleninhalte darstellt, umfaßt.

8. Gerät gemäß Anspruch 7, wobei das Beleuchtungsmittel (102) eine Leuchtdiode umfaßt, die auf einer Höchstwellenlänge von ungefähr 560 nm läuft.

9. Gerät gemäß Anspruch 7 oder Anspruch 8, wobei das Beleuchtungsmittel (102) weiters ein Kollimationsmittel (108) umfaßt, das bewirkt, daß das auf die Probezelle gerichtete Licht im wesentlichen parallel verläuft.

10. Gerät gemäß einem der Ansprüche 7 bis 9, wobei das Detektormittel (104) eine Sammellinse umfaßt, die das übertragene Licht auf eine Photodiode richtet.

11. Gerät gemäß einem der Ansprüche 7 bis 10, wobei das Beleuchtungsmittel (102) und das Detektormittel (104) optische Blenden (114, 116, 118) umfaßt, die so dimensioniert und angeordnet sind, daß das von der gesamten emittierenden Fläche der Leuchtdiode emittierte Licht innerhalb der aktiven Oberfläche der Photodiode aufgenommen wird.

12. Gerät gemäß einem der Ansprüche 7 bis 11, weiters bestehend aus einem Kalibriermittel, das so funktioniert, daß es eine ermittelte optische Dichte auf einen vorbestimmten Standard kalibriert.

13. Gerät gemäß Anspruch 12, wobei das Kalibriermittel so funktioniert, daß es die Ausgabe des Detektormittels sowohl mit als auch ohne eine positionierte Probezelle vergleicht.

14. Ein Blutanalysiergerät, bestehend aus einer Zentrifuge (1) zur Aufteilung einer Blutprobe durch Zentrifugieren in Erythrozytenkonzentrat (22), Leukozytenkonzentrat (24) und Plasma (26); einem ersten optischen Mittel (38) zur Messung der Verhältnisse von roten Zellen, weißen Zellen und Plasma in der Probe; einem zweiten optischen Mittel (40), das so angeordnet ist, daß es die optische Dichte der Plasmakomponente bei jeder einer Vielzahl von sichtbaren Wellenlängen mißt; einem Photometermittel (2) zur Messung der Hämoglobinkonzentration in einer Probe desselben Bluts; und einem Rechnermittel (3) zur Ableitung einer Anzahl Parameter, die von Interesse sind, von diesen Messungen.

15. Ein Verfahren zur Analyse einer Blutprobe unter Verwendung eines Analysiergerätes gemäß Anspruch 2, wobei das Verfahren folgende Schritte umfaßt:

Anordnen der Probe in einem Hämatokritröhrchen (12, 14, 16) auf dem Zentrifugenrotor (10);

Anordnen eines mit Wasser gefüllten Hämatokritröhrchens (18) auf dem Zentrifugenrotor (10);

Schleudern des Zentrifugenrotors (10) bei einer ersten Geschwindigkeit von 11000 U/min, um die Fraktionen in der Probe zu teilen;

Bewegen des Abtastarms (32) über den Rotor (10), während der Zentrifugenrotor (10) bei einer zweiten Geschwindigkeit von 1000 U/min geschleudert wird;

Leiten von Licht von der ersten Infrarotlichtquelle (38) zu einem ersten Detektor (42), um die Grenzflächen zwischen den Fraktionen in der Probe entlang der Länge des Röhrchens (12, 14, 16) durch Kalibrieren des Signals, das beim ersten Detektor durch die Probe erhalten wurde, mit dem Signal, das am ersten Detektor durch das Wasser (18) erhalten wurde, zu ermitteln;

Leiten von Licht von der zweiten sichtbaren Lichtquelle (40) zu einem zweiten Detektor (44), um die Lichtabsorption der Probe bei einer Vielzahl von sichtbaren Lichtwellenlängen entlang der Länge des Röhrchens (12, 14, 16) durch Kalibrieren des Signals, das am zweiten Detektor durch die Probe erhalten wurde, mit dem Signal, das am zweiten Detektor durch das Wasser (18) erhalten wurde, zu messen.