JP2002516982A - 抗凝固全血静止サンプルの分析 - Google Patents
抗凝固全血静止サンプルの分析Info
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Abstract
Description
sample)を分析するための装置及び方法に関する。特に、本発明は分析過程中に
血液サンプル分析装置の中に液流を通過させることを必要とせずに、血液サンプ
ルを静止状態で分析するための装置及び方法に関する。サンプルの単位体積当り
の血液成分計数(blood constituent counts); 血液成分容積; ヘマトクリット;
ヘモグロビン測定; 赤血球沈降速度の厳密な近似; 及び血液成分タイプの同定は
、いずれも本発明の装置及び方法を使用して遂行できる。
の血液サンプルから入手できる情報の量及び質を増大させている。結果として、
患者の血液サンプルを診断ツールとして使用することへの医学界の関心も増して
おり、そして抗凝固全血に対して行われる最も普通に遂行される試験は全血球計
数(complete blood count)又はCBCであり、それは、ヘマトクリット(Hct
)、ヘモグロビン量(Hgb)、赤血球数(RBC)、白血球数(WBC)及び
血小板数(Plt)、赤血球計量(red blood cell metrics)例えば平均赤血球容
積(MCV)及びその他、及び、存在する白血球のタイプの分類である白血球分
画計数(leukocyte differential count)(LDC又は「Diff」)も包含する
と考えられている一揃いの試験である。他のどの検査室試験に比べても、CBC
の固有の特徴はそれを行うどの機器又は方法も4つの異なるタイプの分析を行わ
なければならないということである。第一に、サンプルの一般的な物理的性質、
即ち、ヘマトクリット及び様々な血球又は粒子の計数は、サンプル全体に関して
定量的方法を使用して分析されなければならない。従来の機器及び方法では、こ
れは正確なサンプル計量(sample metering) と希釈、及びその後の、特異化され
た測定装置を要求する。第二に、サンプルの特定の化学的性質、即ち、ヘモグロ
ビン濃度は、通常は定量的化学的手段によって測定されなければならない。第三
に、機器は個々の血球の定量的特徴を測定しなければならず、それは通常はサン
プルの高度希釈を提供することを伴い、それに続いて、その希釈された物質が、
電子的又は光学的手段を使用して血球を測定するフローセル(flow cell) の中を
通過することを伴う。第四に、定量的測定は、亜集団を構成する全白血球の百分
率を分類するのに使用される。亜集団の数は関与する機器の複雑さに依存し、そ
れは2つ程度の少ないものであってもよいし又は7分類より多くてもよい。
ば、CBCのLDC部分は伝統的に、希釈されてない血液の少量をスライド上に
塗り付け、この乾燥した固着フィルムを染色し、そしてこの塗抹標本(smear) を
顕微鏡で検査することによって行われた。かかる塗抹標本からは妥当な結果を得
ることができるが、データの正確度及び信頼性は専門技術者の経験と技術に大き
く依存する。加えて、血液塗抹標本の使用は労力がかかりそして手が出せないほ
ど費用が高く、従って一般的に商業的応用には有望でない。別の方法は電気イン
ピーダンス又は光学的フローサイトメトリー(optical flow cytometry)を使用す
る。フローサイトメトリーは希釈血液サンプルを小さな容器の中を通過させるこ
とを伴い、そこでは成分血球が容器中を順次通過するときに電気インピーダンス
又は光学センサーが成分血球を評価する。同装置は同時に血球計量データ(cell
metric data)を数え上げ提供するのに使用されてもよい。WBS’s及び/又は
血小板を評価するには、血液サンプルは希釈されなければならず、そしてサンプ
ルはWBC’s及び血小板に比べて圧倒的な数のRBC’sを緩和するように処
理されなければならない。フローサイトメトリーは上記塗抹標本法よりも便利で
且つばらつきがないけれども、幾つかの欠点も有している。フローサイトメトリ
ーの一つの欠点はセンサーを通る希釈血液サンプルの流量を制御するのに必要で
ある配管と流体制御である。現状のフローサイトメータにおける配管は漏れるこ
とがあり、しばしば漏れ、従って、装置の正確度及び安全性を潜在的に危うくす
る。多くの現状のフローサイトメータのもう一つの欠点は内部流体流れ調整と自
動希釈機器の正確度に関する。フローサイトメータの正確度は流体流れ調整及び
サンプル希釈機器の正確度、及びそれらの正確に較正状態のままでいられる能力
に依存する。流れ調整及び希釈機器は定期的な再較正を必要とする。再較正の必
要性は不正確な結果の可能性と、多くの現在入手可能なフローサイトメータと共
に存在する望ましくない操作コストとを説明している。ジョン エル.ヘインズ
(John H. Haynes)によって執筆され、1988年にサイトメトリー サプルメン
ト(Cytometry Supplement)3: 7〜17に公開された記事には、フローサイトメ
トリーの原理、インピーダンスと光学の両方、と、かかる技術の様々な分野への
応用の努力とが記載されている。フローサイトメータで実験された血液サンプル
は10:1から50,000:1までのいずれかで希釈される。
つの臨床上有意な試験である。この試験は抗凝固全血のサンプルを試料管の中に
入れそして1時間にわたって管中で赤血球が重力で沈降するにまかせることを伴
う。1時間の間の赤血球の沈降度は供血者の全身性炎症の反映である。
第5,547,849号、第5,585,246号及びその他に概説されている
ような定量毛管走査(volumetric capillary scanning) であり、そこでは、全血
の比較的希釈されてないサンプルを容積と厚さが既知の毛管の中に入れそして血
液が静止状態にある間に検査する。この技術は走査波長を赤血球が比較的透明で
あるものに限定することによって赤血球の存在に対処しており、そしてそれは赤
血球が測定過程中に凝集しないようにサンプルを処理することを必要とする。従
って、この技術は長波長蛍光の使用に限定されており、そして赤血球及び血小板
の検査又は何らかの細胞形態学の検査は提供されない。また、計数は定容量の中
で起こらなければならないので、広範なサンプル粒状成分を単一のサンプル容器
の中で試験するのは困難又は不可能である、何故ならば、これら成分の相対数は
全血サンプルの中で1000対1以上も異なることがあるからである。CBC又
は関連試験を行うのに利用可能な多数の市販機器が存在するが、CBC試験のう
ちの2つ、3つより多くを迅速に提供するものは複雑で、高価で、しかも故障し
やすい。加えて、特定の血液検査用には多数の方法が提起されているが、これら
はCBCに期待される臨床上有効な情報の全てを提供するわけではない。
が較正されなければならないということである。これは希釈及び測定の殆どが絶
対的ではなくむしろ相対的であるからであり、そうなると、正確な定量化を提供
するには、実際の微粒子物、一般的には、既知の値を有する全血の安定化された
サンプル、が機器によって分析されなければならず、そして機器は正しい値が生
じるように調節されなければならない。このタイプの較正は基準物質の製造及び
その輸送又は貯蔵中の安定性に誤差を生じやすいことは明らかなはずである。そ
の物質は高価でもあり、それは検査コストを増大させる。この較正は、もしも全
ての測定が実質的に希釈されてないサンプルに対して、較正が方法に統合されて
いるような方法を使用して行われるならば、必要とされないであろう。
,640号の中で、幾つかの血球要素すなわち鎌型赤血球(sickle cell) を赤血
球の集団(mass)から、それらを、減少する好ましくは単細胞厚さ(monocellular
thickness)の楔状チャンバーの中にトラップさせることによって分離できる装置
の製造を記載している。上記特許には、楔状チャンバーの中でどのようにして血
液学的情報例えば血球数、ヘマトクリット、ヘモグロビン測定、血球形態学検査
を、又はどのようにして様々な形態成分(formed constituents) を同定できるか
については全く示唆されていない。
えることが可能であり、そしてサンプル分析中にサンプル流体がサンプリングチ
ャンバーの中をフローすることを要求しない、抗凝固全血の静止サンプルを検査
するための方法及び装置を有することは望ましいであろう。
ンプルを検査しそこから情報を得るのに使用するための方法及び装置に関する。
本発明に関連して使用されるとき用語「実質的に希釈されてない」は、約1:1
より以上には希釈されてない、好ましくは遙かにわずかにしか希釈されてない、
血液サンプルを記述している。一般に、本発明の方法を遂行するのに使用される
であろう唯一の試薬は染料、染色剤と、抗凝固剤であり、そしてこれらはサンプ
ルを希釈することを意図していない。好ましくは、チャンバー中の数個の領域の
変動する通し面厚さ(varying through plane thicknesses) は、最終的にはチャ
ンバー中に静止血液サンプルを生じるチャンバー全体への血液サンプルの拡がり
を起こさせるように十分な毛管力(capillary forces)をチャンバーの全領域に発
生させるであろう。血液サンプルにおける唯一の運動は血液サンプルの形態成分
のブラウン運動であろうが、その運動は本発明の装置を使用できなくはしない。
装置はサンプルを封じ込める向かい合う壁を有しているサンプル保持チャンバー
を包含し、壁の少なくとも一つは透明であり、それら壁はチャンバーの少なくと
も一部分へ収斂する。従って、チャンバーの通し面厚さはチャンバーの領域が異
なれば異なる。この開示で使用されるとき、用語「通し面(through plane) 」は
チャンバーのどの領域でも収斂壁間の最短距離に相当する視軸(line of sight)
を称している。チャンバーの中の任意の特定点における、2つの壁の封じ込め度
、即ち、2つの壁の間の距離、は既知であるか、又はサンプルをチャンバーに入
れた後に測定できるかどちらかであり、それは後述する。
プル中に存在する個々の赤血球の単層ができるであろうようなサイズになってい
るであろう。チャンバーのこの部分の厚さは約2〜約7μであるべきであり、そ
して好ましくは約5μである。従って、チャンバーのこの領域では、個々の赤血
球の測定、平均赤血球容積(MCV)及び平均赤血球ヘモグロビン量(MCH)
のような計量(metrics) を測定することができ、それは後述する。
上げるのに使用されるチャンバーの中に漸次厚くなる領域を形成するように、チ
ャンバーの最も薄い領域から増加する。全ての場合において、かかる計数はチャ
ンバーの領域で起こり、その領域の厚さは決定することができる、そこで血球又
は成分の計数値はサンプルの所定容量の中の血球又は成分の数値として与えるこ
とができる。チャンバーの中のより厚い領域の一つは白血球および赤血球連銭形
(rouleaux)を集めるであろう。チャンバーのこの領域の厚さは代表的には約7〜
約40μの範囲にある。チャンバーは血液サンプルを引き入れることができるサ
ンプルホルダーの中に収容されている。
れ、そして得られた混合物はチャンバーの中に拡がってチャンバー壁の収斂によ
る変動厚さを有する静止サンプルになる。着色剤はサンプルをチャンバーの中に
入れる前にサンプルに添加することができる、又は着色剤はサンプルがチャンバ
ーの境界内にある間に例えばチャンバーの壁の上に着色剤を乾燥塗布することに
よってサンプルに添加することができる。抗凝固剤もまた血液サンプルをチャン
バーの中に引き入れる前に血液サンプルに添加することができる、又はそれらは
血液サンプルがチャンバーの中に入る前に例えばチャンバーの壁の上に抗凝固剤
を乾燥塗布することによって血液サンプルと混合することができる。チャンバー
の中の関心ある領域はサンプルの中の着色剤を発光させる選択された波長(単数
又は複数)を有する光源によって個々に照らされる、又は別の仕方で定量化され
る。血液サンプルの中の様々なサイズの形態成分を含有しているチャンバー中の
領域は従って、好ましくは、光学機器によって走査され、そして走査の結果はデ
ジタル化されてもよく、そして分析される。
成分が懸濁されるところの血液サンプルの血漿部分だけを含有している領域がサ
ンプル中に存在することを確実にするように、サンプルが操作又は処理されるで
あろう。かかる形態成分を含有しない領域で発せられた蛍光又は透過信号(光学
濃度)の単位面積当たりの強度は血漿の厚さに直接関係しており、従って、その
液体の蛍光度又は光学濃度はチャンバーの厚さが増すと増加する。同様に、サン
プルからの蛍光度又は光学濃度は血漿中に溶解されている着色剤に取って代わる
ように作用可能である血液サンプル中の何らかの形態物の容積に比例して減少す
るであろう。
distance)は幾つかの仕方で決定することができる。2壁の収斂角度が決まれば
、任意の特定点におけるチャンバーの厚さは最小チャンバー厚領域と検分される
特定点との間の距離の関数である。2壁の収斂角度がチャンバーの製造時に予め
定められたときには、そのチャンバーを有する装置はバーコード化されることが
できる、又はそうでなくても、2壁の収斂角度を装置の使用中に機器によって決
定できるようにラベル化されることができ、そして検分される任意の特定領域の
厚さは上記のように決定することができる。
方は、かかる特定視野から又は吸光染料の光学濃度から発する蛍光信号の強度に
関係する。薄い領域のサンプルでは、形態成分を含有しないサンプル中の明澄区
域から発する蛍光信号の強度はサンプルの厚さに比例し、従ってチャンバーのそ
れら領域の厚さにも比例する。従って、検分される任意の特定領域におけるサン
プルの厚さはかかる明澄区域における着色剤信号の強度を測定することによって
測定できる。チャンバーの被検区域の厚さを測定するための後者の方法はチャン
バーが組み込まれるカセットの中に、着色剤及びサンプルの一部と接することが
可能である既知サイズの検量区域を包含することによって助けられる。検量区域
が走査され、そこからの着色剤信号が測定されれば、走査機器はチャンバー厚さ
Aが着色剤信号Bを発することとBの分数又は倍数がAの比例的分数又は倍数に
等しいであろうことを知るであろう。走査機器の視野の面積はわかっているであ
ろうから、この情報によって、サンプルの単位容量当たりの形態成分の数を計数
できる。視野の既知面積と視野の測定厚さを掛けることによって、血液サンプル
の明澄区域が存在するチャンバーのどこでも視野の容積を算出できる。
この測定はチャンバーと組み合わされる予め形成された予め定められた容積を有
する幾何学的造作物(geometric feature) から着色剤信号変化がどれほど生じる
かを知ることで走査機器によって可能にされる。この造作物は着色明澄血漿に取
って代わる信号抑制容積であることができる、又はこの造作物は着色明澄血漿を
増加させる信号増強容積であることができる。形態成分の容積を測定するのに信
号強度‐対‐容積の相関関係を使用するためには、形態成分の区域からの蛍光信
号強度又は光学濃度の強さを積算し、そして形態成分が存在しないとすればその
位置に期待される度合の蛍光信号強度又は光学濃度と比較する。形態成分の区域
上での信号強度又は光学濃度の度合の何らかの減少は形態成分によって着色血漿
が置換されたためであるので、この「欠失着色血漿(missing colored plasma)」
からの信号の量は容易に算出可能であり、そして形態成分の容積に等しい。従っ
て、形態成分の容積はチャンバー中で測定できる。この技術の異型はサイトメト
リー(Cytometry) 第3巻第6号第428〜434頁(1983年)にマーサ エ
ル.グレイ(Martha L. Glay)等による記事の中に公開された。グレイ等の技術は
フローサイトメトリックシステムの中に使用されたが、血球が着色剤を排除した
含有容積は確定しなかったので、既知容積の血球による較正を必要とした。本発
明では視野の容積が既知であるので、かかる較正は必要ない。
着色剤信号を分析することにより決定できる。表面エピトープ標識抗体(surface
epitope-tagging labeled antibodies)を使用することによって、血液サンプル
の中の検査される形態成分に関する更なる情報は、サンプルをかかる標識抗体に
ついて走査しそしてかかる標識抗体がサンプル中の何らかの形態成分によって占
拠されているかどうかを決定することによっても得ることができる。
cally related information)を得るのに使用するための方法及び装置を提供する
ことである。
ization substances) を使用する必要無しで得ることができる特徴的な方法及び
装置を提供することである。
量当たりの形態成分の計数情報について検査することを可能にする記載の特徴の
方法及び装置を提供することに関する。
できるように壁の少なくとも一つが透明である向かい合う収斂チャンバー壁によ
って形成されている異なる通し面厚さの領域を有するサンプル収容チャンバーを
包含する記載の特徴の方法及び装置を提供することである。
中の異なるサイズの個々の血球及びその他の形態成分の形態学的特徴、計数、及
び容積の測定を可能にするようなサイズにつくられている記載の特徴の方法及び
装置を提供することである。
誘導できる記載の特徴の方法及び装置を提供することである。
発明の幾つかの態様の下記詳細から更に容易に明らかになるであろう。
ている装置の概略図であり、その装置2は変動する通し面厚さを有するサンプル
収容チャンバー14を包含している。装置2は下部支持壁4を包含しており、そ
れは例示のためには例えば顕微鏡スライドであってもよい。装置は更に、レクチ
リニアリム(rectilinear shim)6; 及び上部壁8、例示のためには例えば、顕微
鏡スライドカバースリップであってもよい、を包含していてもよい。壁4及び8
の少なくとも一方が透明であるのでそれらの間に置かれたサンプルは透明な壁4
又は8を通して検査できる。望むならば、壁4及び8の両方が透明であってもよ
い。壁8は壁4の上又はそのごく近くに載っている一つ縁10を有しており、そ
れの反対側の縁12はシム6の上面に置かれている。壁4と8の間の収斂関係の
結果は通し面距離Dで測定されるような変動する通し面厚さを有するチャンバー
14の形成であり、通し面厚さは縁10から反対の縁12に向かって増加してい
る。
から縁12まで直線状に変動しているチャンバーを生じるように十分に剛性であ
る。図3に描かれている容器アセンブリー2においては、壁8は通し面厚さが縁
10から縁12まで非直線状に変動しているチャンバーを生じるように十分に可
撓性である。図2及び図3に示されている構造は、チャンバー14にサンプルを
満たした後にサンプル中の形態成分が残留できるところの本質的に無限数の異な
る通し面厚さの領域を有するチャンバー14を生じるであろう。
が示され、その両者も、変動する通し面厚さを有するサンプルチャンバー14を
生じるであろう。両方の図に示された態様においては、装置2は下部壁4と上部
壁8を包含している。両方の図に示された態様においては、下部壁4は壁8の縁
10に向かって縁12から出発開始する方向に壁8に向けて収斂する一般にテー
パーを付けた窪んだ表面18をもって形成されている。どちらの態様の装置2に
おいても、壁8は壁4の上面に平らに配置されている。図4に示された態様の装
置2においては、窪んだ表面18は予め定められた距離だけ壁8から離される複
数の階段増分20、22、24、及び必要ならばそれ以上を包含している。従っ
て、図4に示された態様においては、チャンバー14の表面はチャンバーの一方
の縁からチャンバーの反対の縁まで直線的ではなく増分的又は非直線的に収斂す
る。図5に示された態様の装置2においては、窪んだ表面18は壁8に向かって
一定角度で収斂し、それによってチャンバー14の通し面厚さは壁8の縁12か
ら縁10まで測定したとき直線的に変動する。従って、図4及び図5に示された
態様の装置は増分的又は直線的に変動する通し面厚さの領域を包含するサンプル
チャンバー14を例証する。窪んだ表面18に凸状又は凹状に湾曲した構造を与
えることによって非直線的に変動する通し面厚さをもったチャンバーをつくるこ
とができるであろうということは認識されるであろう。
供するように作用可能である装置2の更に別の態様が示される。装置2は下部壁
4と上部壁8を包含しており、その少なくとも一方は透明である。下部壁4は中
央の隆起部20を包含しており、そして下部壁4の窪んだ表面18はこの中央の
隆起部20を取り囲んでいる。図6に図解された特殊な態様においては、上部壁
8は平坦であり、そしてその縁はシム6によって壁4の上に持ち上げられ取り囲
まれている。表面18は図6に示されているように曲線から成ることができる、
又は図5に示されているように直線から成ることができる。従って、図6に示さ
れた態様の装置2の中に形成されたチャンバー14は直線状又は非直線状で変動
する通し面厚さを有することができる。また、表面18は図4に示されているよ
うに階段状傾きをもって形成されることもできる。
動するかを示すグラフ図である。実線PL は図2及び図5に示されたチャンバ
ー構造によって生じた厚さと距離の関係を示しており、そして破線PNLは図3及
び図6に示されたチャンバー構造によって生じた厚さと距離の関係を示している
。壁4と8の収斂角度が既知のファクターである場合には、この情報はチャンバ
ー14の内容物を走査するのに使用されるコンピューター処理される機器の中に
予めプログラミングされることができる。
プルで満たされたときにチャンバー14の中には被検血液サンプル中に存在する
如何なる異なるサイズの形態成分も静止的に分布するであろう仕方を表す概略平
面図である。数字10はチャンバー14のより小さな厚さの領域を示し、そして
数字12はチャンバー14のより大きな厚さの領域を示す。図9に示された装置
2の描写においては、描かれたチャンバー14の部分には3つの異なる厚さの領
域A、B及びCが存在する。領域Aはチャンバーの中のより小さな厚さの領域で
あり、領域Bはチャンバー14の中の中位の厚さの領域であり、そして領域Cは
チャンバー14の中の最も大きな厚さの領域である。明らかなように、異なる厚
さ領域のこの具体的な数は本発明のチャンバー14の主な特徴を単に例示するの
に使用されており、そして本発明を制限するものではない、何故ならば、チャン
バー14は、上に言及した通り、本質的に無限数の異なる厚さの領域を包含する
ことができる。図9には3つの異なる視野1、3及び5も示されている。これら
視野1、3及び5は顕微鏡のような光学機器によって観察されるときの視野を図
解するように円として描写されている。図9に描写された図解においては、血液
サンプルがチャンバー14の中に満たされ、そして少なくとも数秒間は静止され
た。チャンバー14の最も薄い領域Aには、平らになった赤血球、単独32又は
単層31どちらか、が見いだされる。少数の血小板30も領域Aには見いだされ
るかも知れない。平均赤血球容積(MCV)、平均赤血球ヘモグロビン量(MC
H)及びその他の血球細胞計量(cellular metrics)の測定は視野1の中で、又は
領域Aに見いだされる似たような視野の中で、行われてもよい。
状赤血球又はその他凝集体33を形成するのに十分な場所が存在する。視野3で
は、血小板30が数え上げられるかも知れない。領域Bの上方部では、視野5に
は、白血球34の計数及び分類を可能にするのに十分なチャンバー容積が存在す
る。従って、白血球34は表面受容体サイトのためのこの領域で検定することが
でき; 類型に分類することができ; 容積測定することができ; 形態学的に研究す
ることができる; そして白血球34についての付加的な小さな情報は領域Bの上
方部における血液サンプルから誘導することができる。チャンバー厚さが領域C
に示されたものにまで増加すると、赤血球凝集体33は融合層(confluent layer
) を形成し、そして白血球を突き止める能力は低下するが、この領域は非常に低
い白血球数には利用されるかも知れない。
い方の端を示しそして数字10はチャンバー14の薄い方の端を示す。その最も
薄い部分10における約0〜約3μからその最も厚い部分12における約200
μまで変化する変動厚さを有するチャンバー14は血液サンプルの単位容量当た
りの粒子計数の動的範囲(dynamic range) を100倍にするであろう。4つの概
略視野7′、7、9及び11が図9に示されている。形態成分32が視野7、9
及び11の各々に描かれており、そして視野7′には何も示されていない。空位
の又は明澄流体のスペース35は視野7′、7および9にも描かれているが、視
野11には描かれてない。この図解は有効情報を含有する視野を見いだすことに
おけるチャンバー14の動的有効範囲を説明している。この図に示された成分3
2は前述した血液成分のいずれか、即ち、血小板、赤血球、又は白血球、であり
えよう。視野7′は成分32が欠けており、そして視野11は成分32が過剰に
群がっているので、成分32に関する有効な情報を何ら含有しない2つの視野1
1及び7′が存在するということは注目されるであろう。しかしながら、微粒子
物の単なる存否も或る種の環境では意味があり、例えば、異常血球が見いだされ
る場合がそのケースであろう。視野7及び9はどちらも、成分32と明澄血漿区
域35を含有している。走査機器はこれら視野の一つを詳細分析用に選択しても
よい。上に言及した通り、走査機器はチャンバー14の中のサンプルの単位容量
当たりの形態成分32の計数を誘導することを伴うサンプル検査の遂行において
チャンバー14の中の有効領域を求めてチャンバー14を探索するときに、それ
は7′、7、9及び11のような視野を調べるであろう。
ようにプログラミングすることができる、何故ならば、幾つかの場合には、かか
る視野要素35の存在は機器がそれが見ている視野の深度を決めるのに必要とさ
れるからである、また、形態成分を欠く7′のような視野を無視するようにプロ
グラミングすることもできる。先に言及した通り、深度測定は明澄要素31から
発する着色剤信号強度の関数又は幾つかの他の性質例えばチャンバーにおける走
査機器のX−Y位置の関数であってもよい。走査機器は視野の面積を知るように
プログラミングしたコンピューターを含んでおり、そして機器は任意視野の深度
を測定したらその視野の容積を計算する。走査機器は必要な明澄要素31を有す
るが形態成分32の有意数を含有しない特定視野を無視するようにプログラミン
グされてもよい。従って、走査機器は視野7を無視することがありうるし、そし
て視野7′及び11を無視するであろう。かかる場合には、走査機器は視野9の
中の形態成分32の数を計数するだけであろう。
検分したときに、それはチャンバー14の中のサンプルの単位容量当たりの成分
32の数を計算するであろう。何が臨床上有意な数の計数成分32を構成するか
の決定は計数手順にとっての予め定められた臨床上許容される誤差限界に依存す
るであろう。この数字はどんな成分32が計数されるかに依存するかも知れない
ということが認識されよう。走査機器コンピューターは任意の特定視野で何が観
察されるかに依存して、有効視野を見つけ出すのにはチャンバー14の端10又
は端12どちらに向かって動かなければならないかをわかるようプログラミング
されるであろうことが認識されよう。従って、機器は11のような視野を見ると
きは、より有効な視野を突き止めるためにチャンバー14の端10に向かって動
かなければならないことをわかるであろう。9のような有効視野が突き止められ
たら、機器はチャンバー14の端10及び12に平行に動くことによってチャン
バー14の中に似たような視野を多分見つけるであろうことをわかるであろう。
幾つかの成分はチャンバー14の幾つかの領域からは必然的に排除されるであろ
うので、他の領域でのそれらの濃度が増すことになるということに留意すべきで
ある。実際、チャンバー14の最も薄い領域におけるサンプルの容量は他での検
査容量に比べて少量であるので、その濃度効果は無視できる。機器が視野当たり
の微粒子計数を遂行できるように10以上の成分と明澄区域を有する視野を見つ
け出すようにプログラミングされているならば、それは視野9を選ぶであろう;
それは成分32をそれらの明るい発光特性によって同定するであろう; それは視
野9の成分32を計数するであろう; そして、それは視野9の容積を推定するで
あろう、従って、視野9の容積当たりの成分計数を誘導する。サンプル全体につ
いての特定成分の計数はチャンバー14の中の臨床上有意な数の類似視野を探し
出しそしてその中の同成分の計数を行うことから導くことができる。
在する白血球は460nm範囲の光によって励起されたときの540nmの蛍光
性発光における細胞特有核蛍光(cells' characteristic nuclear fluorescence)
及び620nmの蛍光性発光における細胞質蛍光(cytoplasmic fluorescence)に
よって同定されてもよい。有核赤血球もこの手順に従って同定できる。これら2
つの波長の比は顆粒白血球(granulocyte) のようないくつかの炎症細胞(inflamm
atory cells)を同定するのにも使用できる。アストロゾンオレンジのような他の
染料が類似分析を遂行するのに類似波長と共に使用されてもよい。
red cell column)の百分率として典型的に定義されているが、欧州では、全血サ
ンプルの中のパックした赤血球カラムのデシマル(decimal) 又は分画として定義
されてもよい、血液サンプルのヘマトクリットは次の仕方で走査機器によって測
定される。センシブルマーカー(sensible marker) 、好ましくは、その発光波長
が赤である蛍光染料、例えば、スルホルローダミンS101、を血液サンプルと
緊密に混合する。小腔(lacunae) 及び赤血球連銭形の場合には、染料はサンプル
に発光を起こさせ、そしてサンプルの小腔及び連銭状赤血球区域のデジタル画像
が走査機器によって捕らえられる。この画像はコンピューター分析にかけられ、
ここでの第一の目的は小腔をつくっている血漿の平均単位蛍光を測定することで
ある。これは小腔を赤血球連銭形からデジタル分離しそして画像の中の小腔から
の信号強度又は輝度を平均化することによって行われてもよい。もう一つの方法
は強度の読みのヒストグラムを作ることであり、そこでは、最も高い読みは血漿
からのものを表している。小腔は本質的に血漿だけを含有しているので、それら
の平均信号強度は像形成された視野全体についての平均血漿信号強度に等しい。
次いで、走査機器は血漿のピクセル当たりの平均信号強度に視野のピクセル数を
掛けることによって全信号強度(total signal intensity)Btを計算する。この
工程の積は視野に連銭状赤血球が存在しない場合の全視野信号強度であるもので
ある。次の工程は走査された視野からの実際の信号強度Baを決定することであ
る。この決定は視野の中に含有されている全ピクセルの実際の信号強度を合算す
ることに行われる。上記画像分析は多数の市販のソフトパッケージ、たとえば、
バージニア州ビエナ(Vienna) のシグナル・アナリティクス・コーポレーション
(Signal Analytics Corporation)によって販売されているもの、又はその他のか
かる画像処理システム、によって遂行されてもよい。
は、実際の信号強度Baは算出された全信号強度Btに等しいであろう。赤血球は
センシブルマーカーを排除するので、視野の中の赤血球の存在はどの特定視野の
中のBaも減少させる、従って、Btに比べてBaを低下させる。従って、チャン
バーの中の血液サンプル全体に対する百分率として表される、走査された血液サ
ンプル中の視野のヘマトクリット(Hct)は次のように計算できる: % Hct = 〔1−(Ba/Bt)〕×100。 また、Hctは、式 Hct = 1−(Ba/Bt) を解くことによって血液サンプル全体の分画として表すことができる。上に言及
した通り、臨床上有意な数の視野を走査すべきであり、そして走査された各視野
からのヘマトクリット結果は血液サンプル全体について妥当に精密なヘマトクリ
ット値を得るように平均されるべきである。
きる。かかる染料を使用するときは、蛍光信号強度ではなく光学信号強度の値を
測定し、そしてBtは血漿のピクセル当たりの平均積算光学強度に、画像形成さ
れた視野の面積を掛けたものであり、そしてBaは画像形成された視野の面積の
上の積算光学強度である。
てはならないこと、又はそれが赤血球に入る場合には赤血球の中に移行してしま
ったマーカー部分の有効性の低下について補正できるように、全信号へのその寄
与率を算出できなければならないこと、を理解すべきである。
約413nmのソーレー帯(Soret band)での又は約550nmのオキシヘモグロ
ビン帯での、図9に示された視野1の中の赤血球の積算光学濃度を測定すること
によってサンプルのMCHを決定することを伴う。ヘモグロビンについてはこれ
ら波長の光吸収が周知であるので、サンプル全体についての平均値は臨床上有意
な数の赤血球を画像形成した後に計算することができる。これが平均赤血球ヘモ
グロビン量(MCH)である。MCHはサンプル全体のヘモグロビン量を赤血球
数(RBC)で割ったものに比例し、従ってサンプルのヘモグロビン量はMCH
とRBCの値から誘導できる。RBCの測定を下記に説明する。
こでは、赤血球は単一又は単層で存在する。Hctのために使用された同じ染料
及び波長がこの測定にも使用される。視野のデジタル画像はコンピューター処理
され、そして血漿だけからの信号が上記のように求められる。次に、単一赤血球
がデジタル分離され、そして画像からの全蛍光S1が測定される。次に、単離赤
血球におけるピクセルの数に平均血漿信号S2を掛ける。信号の差、S1−S2は
赤血球の容積によって画像から排除された信号の量を表している。下記に説明す
る信号/容積較正ファクターを使用して、単一血球の容積が測定されてもよい。
MCVは多数の単一血球の容積を測定することによるか、又は連続グループの血
球の容積を測定しそしてグループ内の血球の数で割ることによるか、どちらかに
よって算出されてもよい。
百分率として表されるHctを、血液1マイクロリッター当たりの100万単位
の血球数で表されるRBCで割ったものとして同定され、従ってRBCは、式 RBC = Hct × 10/MCV を解くことによって計算することができる。
バー視野厚さを測定できるように機器を較正するのに使用できる様々な内蔵構造
をもって本発明に従ってつくられた装置2を示す。着色剤信号からサンプル容量
への換算を可能にする装置の較正は、少なくとも一つの体積規定造作物(volume-
defined feature)が存在している領域の中での着色血漿の測定を可能にする何ら
かの手段によって提供されてもよい。図7に示されている通り、一例においては
、単位長さ、好ましくは約厚さ20μ、当たりの既知容積を有する矩形ガラス毛
管13がチャンバー14の一部と連続しており、それによって毛管はサンプルで
及び混合された着色剤で満たされるであろう。連銭状赤血球が毛管内に生じた後
に、平均血漿蛍光は上記方法によって求めることができる。毛管は精密な公差に
製造されるので毛管の単位長さ当たりの容積が知れるので、容積当たりの蛍光は
走査機器によって算出できる。
中に示されており、チャンバー14に隣接しそれと液が通じる、現場でつくられ
る較正‐標準要素(calibration-standard component)38を包含する。サンプル
がチャンバー14に入ると、較正標準要素38はサンプルの染色された又はさも
なくば着色された明澄な流体成分で満たされるであろう。較正要素38は底37
と底37から上に延びている中央の隆起部36とを有する正確に深さを制御され
たウェル(well)の形態をとってもよく、その隆起部36は正確にわかった容積を
有している。走査機器は計数手順を開始するとき、それはまず要素38のところ
に行き、そして要素38の底37から発する信号強度を検知する。底37からの
平均信号は隆起部36が無ければ存在したであろう全蛍光を算出するのに使用さ
れるであろう。これは隆起部36の容積置換効果(volume-displacing effect)を
包含する要素38の区域からの実際の蛍光信号と比較され、従って算出された蛍
光と実際の蛍光の間の差は造作物の容積によって置き換えられた蛍光を表してい
る。それが行われたら、走査機器はチャンバー14の中の単位容積当たりの着色
剤信号減分の既知値を確立するであろう。次いで、走査機器はサンプルの中の形
態成分の容積を測定するのにこの情報を使用することができる。従って、走査機
器は検査される具体的着色剤及び装置2のための注文作成されたチャンバー領域
の容積の及び形態成分の容積の情報が提供されるであろう。走査機器を較正する
のに使用された毛管装置の正確な容積及び深さは走査機器の中に予めプログラミ
ングすることができる、又はサンプリングチャンバーを含有するカセットの上に
置かれたバーコード又はその他の機械読み取り可能なラベルの中に包含させるこ
とができ、そのラベルは較正工程の前に走査機器によって読み取られる。
器アセンブリーの概略図であり、そしてそれは装置2の中に収容されている血液
サンプルを走査するのに使用することができ、そして有意な人間の介在無しに血
液サンプルの様々な成分からの発色波長を比色分析することができ、それによっ
て様々な成分を同定する。それはまた、サンプルの中の様々な形態成分の単位血
液サンプル当たりの容積計数を遂行することができ; 走査される血液サンプルの
中の形態成分の様々なタイプの間を比色的及び/又は形態学的に差別化し; そし
て血液サンプルのヘモグロビン量及びヘマトクリットを比色的に測定することが
できる。機器アセンブリー54は走査された血液サンプルの中の形態成分の画像
を生じ保存又は伝送するように設計されている。機器アセンブリー54には、サ
ンプルホルダー2に携わるクリップ58を包含しそしてサンプルホルダー2の内
容物が走査されるときサンプルホルダー2をXとYの方向に水平に動かすことを
可能にするステージ56が包含されている。
るように駆動スクリュー60を反対方向に選択的に回転させるのに使用できる。
この仕方で、サンプルホルダー2の内容物全体が走査できる。機器アセンブリー
54の自動の態様は、サンプルホルダーアセンブリー2の中のサンプル含有部に
焦点を合わせるようにZ方向に選択的に動かせる、CCDカメラ62、ビームス
プリッター64、及びレンズ66のセットを包含している。CCDカメラ62は
選択回転可能なフィルターホイール74の上に搭載されていてもよい複数の異な
る発光波長フィルター68、70及び72を通してサンプルの画像を観察し記録
する。機器アセンブリー54はビームスプリッター64及び焦点を結ぶレンズセ
ット66を通してサンプルホルダー2に励起光ビームを向ける励起光源75も包
含している。一連の励起光波長フィルター76、78および80は選択回転可能
なフィルターホイール82の上に搭載されてもよい。励起光ビームは焦点を結ぶ
レンズ66に向かってビームスプリッター64によって偏向され、そしてレンズ
66によってサンプルホルダー2の上に焦点を結ばされる。従って、2つのフィ
ルターホイール74と82は励起光源ばかりでなく発光光源の波長を選択的に制
御し変動させることができる。予めプログラミングされたプロセッサーコントロ
ーラー84はサンプルホルダー2の運動; フィルターホイール74と82の回転
; およびCCDカメラ62の操作を、選択的に制御するように操作可能である。
従って、コントローラー84は有意な人間の介在の必要無しに機器アセンブリー
12の完全自動操作を可能にする。
血液のサンプルの赤血球沈降速度の測定も可能にする。赤血球沈降速度(ESR
)は特定条件下の管の中に閉じ込められたときに赤血球のカラムが1時間でどれ
だけ沈むかの尺度である。ESRは実際には、抗凝固全血の静止サンプルにおい
て赤血球がどれだけ急速に凝集するかの間接的尺度である。赤血球が急速に凝集
するサンプルにおいては、赤血球は懸濁から急速に沈降し、従って結果として高
いESR測定を生じるが、正常な個々においては、赤血球はそれほど急速には凝
集せず、従ってより長く懸濁のままとどまり、そして結果としてより低いESR
測定を生じる。ESRの歴史的及び医学的意味でのより幅広い記載は1996年
4月9日登録のブル(Bull)等の米国特許第5,506,145号に記載されてお
り、その特許は全体的に本願明細書中に組み入れられる。
おり、そして赤血球の凝固して連銭形を形成する性質は赤血球凝集体形成の迅速
性と赤血球凝集体のサイズを試験することによって容易に測定することができる
。本発明を使用してESRを決定するための好ましい手順は静止血液サンプル中
に赤血球連銭形と血漿小腔が形成されるところのチャンバーの領域を走査するこ
とを伴う。視野のマルチデジタル画像は血液サンプルがチャンバーの中に導入さ
れたときから始められる。走査によって認められた観察された赤血球凝集速度は
凝集力の相対強さの尺度であり、従って高いESRを有するサンプルも赤血球凝
集体の急速形成の証拠となるであろうが、正常サンプルは遙かに遅い速度の赤血
球凝集体形成を示すであろう。加えて、より高いESRを有する患者の血液の中
に形成された赤血球凝集体はより密集している傾向があり、そしてより低いES
Rを有する患者からのサンプルにおけるよりも少ない非結合血球を有する。これ
らパラメーターを測定することによって、赤血球凝集体形成の速度及び本性と従
来のESR手順との間の相関関係が標準相関法によって確立できる。
同じ血液サンプル集団から本発明に従って検出された通りの赤血球凝集体形成パ
ラメーターと比較することによって、従来のESR測定と本発明のESR測定方
法との間の相関関係が同定されるであろう。
幾つかの血液学的パラメーターの測定を可能にするということは注目されるであ
ろう。本発明の方法はESR、Hct、Hgb、MCV、MCH及び血液サンプ
ルの単位容量当たりの血球数の測定を全て、配管の必要性や血液サンプルの希釈
の必要性を伴わずに、そして比較的小さくコンパクトなサンプル容器の中で、可
能にする。本発明の方法は赤血球が走査視野から排除されることも要求しないし
、そして実際、抗凝固全血の実質的に希釈されてないサンプルは機器によって走
査される各々の有効視野の中に赤血球が個々にか又は単層でか又は連銭形の形態
でかどれかで存在するであろうことを実際に保証する。
となく可能であるので、本発明は特許請求の範囲によって要求される以外に限定
されるものではない。
ンプル分析装置の概略斜視図である。
バーの断面図である。
す断面図である。
バーの別の態様の断面図である。
ある。
の毛細管を包含する、本発明に従ってつくられたサンプルチャンバーの平面図で
ある。
中の任意の他の通し面厚さの領域までの距離との間の相関関係のプロットであり
、実線は図2に示されているもののような線状チャンバーについて表し、そして
破線は図3に示されているもののような非線状チャンバーについて表す。
あり、そして静止液サンプルの中の様々なサイズの形態成分がチャンバーの中の
異なる視野の中で個別に見ることができるようにチャンバーの中の様々な厚さの
領域の中へと分離されるさまを概略的に図解している。
バーの一部分の概略平面図である。
いる装置の態様の概略側面図である。
計数しそして分析することができる走査機器の概略図である。
Claims (17)
- 【請求項1】 血液サンプルの中の様々な形態成分を示差的にハイライト化
するのに及び血液サンプルの中の血漿を着色するのにも作用可能である一つ又は
それ以上の着色剤と混合されている実質的に希釈されてない抗凝固全血静止サン
プルで全血の構成要素の計数を行うための方法であって、前記血液サンプル及び
着色剤は変動厚さ領域を有する観察用チャンバー(14)の中に収容されており
、 a)血液サンプルを、既知面積の視野(1、3、5、7′、7、9、11)を
有する光学機器(54)によって走査する工程; b)前記静止血液サンプルの中の、個々の赤血球(32)、赤血球の単層(3
1)又は赤血球の凝集体(33)のどれかを含有しておりそして血液サンプル中
のその他の形態成分(30、34)を含有してもよい区域(1、3、5)を突き
止める工程; 及び c)静止血液サンプルの中の前記区域を、様々な形態の血液サンプル要素を示
差的にハイライト化するように選択された波長の光によって照射する工程であっ
て、この照射はハイライト化された血液サンプル要素に関する情報の前記光学機
器による誘導を可能にする仕方で、行う工程; を特徴とする前記方法。 - 【請求項2】 前記走査工程が、個々の視野の中に赤血球の凝集体と血漿小
腔(35)を一緒に含有しているチャンバーの領域で行われ; そして更に、血液
サンプルのヘマトクリット(Hct)値を、完全に血漿で満たされた視野(7′
)から発するであろうと計算された信号強度又は光学濃度と、前記第一領域の実
際の視野から発する測定された信号強度又は光学濃度との関数として算出する工
程が含まれている、請求項1の方法。 - 【請求項3】 個々の赤血球と血漿小腔を含有する領域が約7μ〜約40μ
の範囲の厚さを有する、請求項2の方法。 - 【請求項4】 算出工程が、式 Hct = 1−(Ba/Bt) (式中、Baは測定された信号強度又は光学濃度であり、そしてBtは計算された
全信号強度又は光学濃度である) を解くことを伴う、請求項2の方法。 - 【請求項5】 算出工程が、ヘマトクリットを血液サンプル全体に対する百
分率として表すことを伴い、そして式 Hct % = 〔1−(Ba/Bt)〕×100 (式中、Baは測定された信号強度又は光学濃度であり、そしてBtは計算された
全信号強度又は光学濃度である) を解くことを伴う、請求項2の方法。 - 【請求項6】 前記走査工程が、単一赤血球又は単層赤血球と血漿小腔を個
々の視野に含有しているチャンバーの領域で行われ; そして更に、サンプル中の
赤血球についての平均血球容積(MCV)を、視野の血漿小腔区域から発した測
定された信号強度又は光学濃度と視野の単離された赤血球又は単層赤血球から発
した測定された信号強度又は光学濃度との差の関数として算出する工程が含まれ
ている、請求項1の方法。 - 【請求項7】 前記走査工程が、単一赤血球又は単層赤血球と血漿小腔との
両方を個々の視野に含有しているチャンバーの領域で行われ; そして更に、血液
サンプルについての赤血球数(RBC)を、式 RBC = Hct × 10/MCV を解くことによって算出する工程が含まれている、請求項1の方法。 - 【請求項8】 「RBC」はサンプル1マイクロリッター当りの血球100
万単位数で表され、「Hct」は血液サンプルから誘導された赤血球のサンプル
全体に対する算出パーセントであり、そして「MCV」は血液サンプルから誘導
されるフェムトリーター数で表される平均赤血球容積である、請求項7の方法。 - 【請求項9】 413nmにおける又は約550nmのオキシヘモグロビン
バンドの中の赤血球の積算光学濃度を測定することによって平均赤血球ヘモグロ
ビン量(MCH)を決定する工程を含む、血液サンプルのヘモグロビン値を決定
する更なる工程が含まれている、請求項7の方法。 - 【請求項10】 式 Hgb = MCH × RBC/10 を解く工程を含む、血液サンプルについて追加のヘモグロビン(Hgb)値を決
定する更なる工程が含まれている、請求項9の方法。 - 【請求項11】 前記走査工程が、白血球も含有しているチャンバーの領域
で行われ; 更に、選択視野の中の個々の白血球を計数し、そして前記選択視野の
容積を求めて血液サンプルについての容量白血球数を誘導する、諸工程が含まれ
ている、請求項1の方法。 - 【請求項12】 前記容量白血球数を誘導するのに臨床上有意な数の異なる
視野が走査される、請求項11の方法。 - 【請求項13】 前記着色剤が、様々なタイプの白血球から発する異なる信
号強度によって白血球のタイプを互いに区別するのに作用可能であり、それによ
って特異白血球数が前記血液サンプルから誘導されることができる、請求項11
の方法。 - 【請求項14】 選択視野の容積が、視野の面積に各視野のチャンバーの厚
さを掛けることによって求められる、請求項11の方法。 - 【請求項15】 各視野におけるチャンバーの厚さが、各視野の小腔区域か
ら発する測定された信号強度の関数として算出される、請求項14の方法。 - 【請求項16】 各視野におけるチャンバーの厚さが前記チャンバーの中の
最小厚さ領域から各視野の位置までの距離の関数として算出される、請求項14
の方法。 - 【請求項17】 前記チャンバーの中に収容された血液サンプルの赤血球沈
降速度(ESR)相関を求める工程が含まれており、そのESR相関工程は、或
る時間にわたって前記チャンバーの中での赤血球連銭形の形成速度を測定し、赤
血球連銭形の圧縮度を測定し、そしてサンプル中の連銭形区域の中の非結合赤血
球の度合を測定することを包含する、請求項1の方法。
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