JP6257521B2 - 逐次分注および沈降速度の指標の決定 - Google Patents

Description

本発明は、液体の逐次的な分注のための装置、ならびに液体試料の沈降速度の指標を決定するために液体試料を分析するための方法およびシステムに関する。

赤血球沈降速度（ＥＳＲ）は血液学の研究チャンバにおいて全血に対して実行される伝統的な試験の一つである。ＥＳＲは、赤血球が所与の期間にわたって垂直管において、沈降、または落下する距離を測定する。沈降の測定は、１時間当たりの沈降ミリメートルで計算される。完了するまでに一時間以上かかり、典型的にはかなりの血液量（〜ミリリットル）を必要とする。

ヘマトクリット値（ＨＣＴ）又は赤血球沈層容積（ｐａｃｋｅｄ ｒｅｄ ｂｌｏｏｄ ｃｅｌｌ ｖｏｌｕｍｅ）は、赤血球が一つの成分である全血の体積に対する赤血球の容積の比（百分率または小数として表される）である。ヘマトクリット値を測定するためのマイクロメソッドにおいて、全血を含む管を１０〜１２０００Ｇで５分間遠心分離して、全血を赤血球と血漿中に分離する。ヘマトクリット値は、ミリメートル基準で測定された、血漿を含む血液の列および単独の赤セル列の長さから算出される。

これら二つの重要な血液パラメータを測定するための従来の方法は、多くのアプリケーションにとってあまりにも多くの時間とあまりにも多くの血液を必要とする。具体的には、特に医療診断のために、最小限のサンプル量で高速ＥＳＲ測定（または他の沈降速度の測定）とＨＣＴ診断を行うことへのニーズが大きい。

公知の自動化された方法は、血液を保持するカートリッジを回転させながら血液試料の細胞−血漿界面を測定し、動的測定によって両方のパラメータを決定する。例えばShelatらのAm J Clin Pathol 2008; 130:127-130を参照されたい。これらの方法は、デバイスを回転させながら測定するものであり、特定の光学顕微鏡法において複雑な精密なハードウェアを必要とする。この複雑さとそれに関連するコストは、今日、少量のサンプル量を用いた高速ＥＳＲ測定とＨＣＴ測定の幅広い普及のためには大きな制限となっている。

遠心分離によって液体を処理し、微視的スケールの現象を利用し、医療診断領域を含め、異なる分野での応用を伴う自動分析システムに導くための異なるデバイスおよび方法が知られている。自動分析システムにとって、回転によって操作されるカートリッジに含まれるべき異なる機能モジュール、例えば、分注、血漿分離、混合、液体ルーティングに対するニーズがある。これらの機能モジュールは、分析目的のためのあらかじめ定義されたプロトコルに従うように、逐次または並行して動作するような方法で配置されてもよい。

遠心分離によって動作する公知の分注機能モジュールは、典型的には、（秒のオーダーの）短い時間スケールで動作する。このことは制限的な事実であり、あるいは予め決められた時間の間、制御された分注が要求されるいくつかのアプリケーションにとっては、制限的な事実である。さらに、既存の分注機能モジュールは、適切な操作をするために追加の構造を設けるため、カートリッジに大幅なスペースを必要とする可能性がある。

したがって、動作時間スケールを制御することができる、遠心分離によって動作する単純な逐次分注機能モジュールの必要性が存在する。

第１の態様においては、独立請求項１に記載の液体を処理するための装置が提供される。

有利には、デバイスの回転によって、試料が逐次分注され、具体的には異なるそれぞれの時間に複数の収容チャンバの各々を充填し始める。誤解を避けるために、「充填し始める」という用語は、空から最初に充填し始めることと、以前の充填のイベントの後（すなわち空からではなく）充填し始めることの両方を包含するようにここでは使われている。具体的には、収容チャンバは、別々の（供給およびベント）導管を通して充填され、排気されるが、逐次分注を制御するために複数の設計の可能性がある。

いくつかの実施の形態では、逐次分注は、適宜半径方向に離間したベントポートに接続されたベント導管を介して制御される。任意の１つのベントポートが貯留チャンバ内の液体によって覆われるため、ベントポート上の液頭が対応する収容チャンバの排気を妨げ、その結果、その収容チャンバは充填されない。別のチャンバが満たされたとき貯留チャンバ内の液面が低下するため、ベントポートが徐々に開き、対応する収容チャンバを排気することができるようになる。その結果、一つ以上の収容チャンバを充填する際に液面が経時的に低下すると、ベントポートが徐々にアクティブになり、さらなる収容チャンバが対応する異なる時間に充填し始める。

本実施の形態では、たとえば供給多岐管（マニホールド）に、又は直接的に貯留チャンバに、供給導管を接続する多くの互換性のある方法があることが理解されよう。また、複数のベントポートのうちの第１のポートを適切に配置することにより、液頭が複数の収容チャンバの第１の収容チャンバに対して全く存在しないか、あるいは低い液頭が存在することが保証され、逐次分注シーケンスの開始が促進される。

いくつかの実施形態では、供給マニホールドの各供給口に供給導管を適切に接続することにより、収容チャンバを充填するタイミングを制御することができる。これらの実施形態では、貯留チャンバと圧力等化にさせる装置のベント導管への１以上の導管を介して、収容チャンバのベントを任意の適切な方法で行うことができる。あるいは、全てのチャンバをデバイスの周りの周囲の気体（空気）に直接または間接的に接続してもよい。

具体的には、いくつかの実施の形態では、シーケンスにおける先のチャンバのベント導管は、先のチャンバをベントするために、後続のチャンバ、その供給導管、またはその両方を通して接続されている。さらに、いくつかの実施の形態では、充填のタイミングを制御するために、供給マニホールドは、複数の供給ポートの最初のポートから最後のポートに延びる、一つ以上の蛇行部を備える。

第２の態様では、独立請求項９に記載のように液体を取り扱うための装置が提供される。

上述の任意の１つまたはすべてのデバイスは、マイクロ流体デバイスとして構成することができる。すなわち、例えば１ミリメートル以下の少なくとも一つの寸法を有する貯留器又はチャネルのような、少なくとも一つの流体要素を有するものとして構成することができる。

第３の態様では、独立請求項１１に記載のような方法が提供される。液体試料中で沈降が起きている間の逐次分注工程、すなわち沈降が進行中に異なる時間で各アリコートを開始する工程を用いて、沈降プロセスの経時的スナップショットが逐次アリコートの形で得られる。より具体的には、各アリコートにおけるより軽い相とより重い相の比の形で得られる。これは、その後のアリコートの完全沈降と、各アリコートチャンバ内の相の間の界面の位置の検出により、「読み出し」することができる。これらの位置は、経時的スナップショットに対応し、沈降速度に関する情報を含み、種々の形態（例えば速度、高／通常／低という分類）で沈降速度の指標を導出するために使用することができる。

具体的には、いくつかの実施形態では、液体は血液であり、相は血清および細胞物質である。この方法はさらに、より密度の高い相（血液の場合はヘマトクリット）の総体積や体積率を導き出すステップを含んでもよい。さらに、いくつかの実施形態において、総分注体積は、検出された界面位置から品質管理尺度として導出することができる。これは、すべての個々の分注量を検出すること、あるいは、以前のものが完全に充填されるか既知の程度まで充填されたとの仮定のもとで最後の１つの分注量を検出することに基づいてもよい。

いくつかの実施の形態では、本方法は、沈降チャンバおよび分注チャンバの両方を含むデバイスを回転させることによって沈降および逐次分注を駆動するための回転装置を使用する。いくつかの特定の実施の形態では、デバイスは、上述した液体を収容するためのデバイスとして構成される。

第４の態様では、上記の方法を実施するために構成された検出器とその検出器に接続されたプロセッサを備えるシステムが提供される。いくつかの実施の形態では、システムは、上述のように液体の流れを駆動するための液体を含むデバイスを回転させるモータを備える。

概要では、沈降速度の指標を決定する方法のいくつかの実施の形態は、回転可能なカートリッジにおいて、制御された方法で、血液の遠心分離を行いながら最初の既知の血液量の逐次分注を行い、分注処理が行われている間に血液細胞を沈降させるが完全には沈降させないようにして複数のアリコートを得る。このようにして細胞と血漿の異なる割合をもつ異なる血液体積を取得する。次に、異なる部分的に沈降した血液アリコートをさらに遠心分離を適用することによって完全に沈降させる。その後、カートリッジは停止するか、その回転速度を十分に低減し、各細胞−血漿界面を測定することによって各血液アリコートの細胞割合を決定するために静的光測定が行われる。最後に、例えば、赤血球沈降速度およびヘマトクリット値の両方を決定するために測定値をあらかじめ定義された較正値と比較することで、沈降速度の指標が導出される。

液体ハンドリングデバイスのいくつかの実施の形態は、単一上流チャンバから複数の下流チャンバへの逐次液体送達を実現するために、遠心分離によって操作されるカートリッジにおける気体圧力の不均衡を探る。これらの実施態様のいくつかの基本原理は、各下流チャンバを上流チャンバに接続する圧力平衡チャネルに関する。それらのチャネルは通常、液体が上流チャンバで特定レベル以上である間は閉じられ、液体が上流チャンバの特定レベル以下であるときに開けられるような位置に配置される。異なる圧力平衡チャネルの位置を配置することにより、また、十分に低い回転速度でデバイスを操作することにより、制御可能なタイムスケールで上流チャンバから複数の下流アリコートへの逐次的な流れを得ることができる。

実施の形態は、添付の図面を参照して、本開示の態様および原理を説明するために例示的に記載される。
血液が部分的に沈降される間に順次アリコートに血液量を分割するためのカートリッジの一部を示す図である。 図１のカートリッジの動作を説明する図である。 図１のカートリッジの動作を説明する図である。 図１のカートリッジの動作を説明する図である。 図１のカートリッジの動作を説明する図である。 図１のカートリッジの動作を説明する図である。 血液の沈降速度とヘマトクリット値の指標を測定するためのシステムを示す図である。 代替的な血液分注デバイスを示す図である。 代替的な血液分注デバイスの変形例を示す図である。 図４Ａまたは図４Ｂに係るデバイスの動作を説明する図である。 図４Ａまたは図４Ｂに係るデバイスの動作を説明する図である。 図４Ａまたは図４Ｂに係るデバイスの動作を説明する図である。 図４Ａまたは図４Ｂに係るデバイスの動作を説明する図である。 図４Ａまたは図４Ｂに係るデバイスの動作を説明する図である。 図４Ａまたは図４Ｂに係るデバイスの動作を説明する図である。 図４Ａまたは図４Ｂに係るデバイスの動作を説明する図である。 図４Ａまたは図４Ｂに係るデバイスの動作を説明する図である。 図４Ａまたは図４Ｂに係るデバイスの動作を説明する図である。 図４Ａまたは図４Ｂに係るデバイスの動作を説明する図である。 さらに別の代替的な血液分注デバイスを示す図である。 図５Ａのデバイスの動作を示す図である。 図５Ａのデバイスの動作を示す図である。

概要として、いくつかの実施の形態では、回転可能なカートリッジは、制御された方法で、血液の遠心分離を行いながら、血液試料の複数の逐次アリコートを得るために使用される。逐次分注は、分注処理が起こる間、血液細胞は沈降するが、完全に沈降しないように行われる。

図１は、血液が部分的に沈降している間に最初の血液容積が逐次アリコートに分割される、逐次分注のために構成されたカートリッジ（１０）の一部を示す。カートリッジ（１０）は軸（２０）回りに回転可能であり、試料チャンバ（３０）と、試料チャンバ（３０）への血液流入口（３１）を有する。試料チャンバ（３０）は、チャネル（４０）および（４１）によって複数のアリコートチャンバに接続される。第１のアリコートチャンバ（６１）は、チャネル（４２）によって後続のアリコートチャンバ（６２）に接続される。複数のアリコートチャンバ（６１）、（６２）、（６３）、（６４）、（６５）および（６６）は、チャネル（４２）、（４３）、（４４）、（４５）、（４６）によって互いに接続されている。最後のアリコートチャンバ（６６）は、最後の試料のアリコートを受け取るように構成される。チャネル（５１）および（５２）は、液体が流れるときの空気の通気のために使用され、空気孔（５３）は、当該デバイスが動作中に空気が逃げることを可能にする。

カートリッジ（１０）の動作について、図２Ａから図２Ｅを参照して説明する。

図２Ａは、カートリッジ（１０）が停止している状態で試料チャンバ（３０）内の血液の初期位置（７０）を示す。血液（７０）は、試料チャンバ（３０）内に半径方向内側に収容されている。

図２Ｂは、遠心分離によって血液が強制的に血液チャンバ（３０）からチャネル（４０）および（４１）内に流入し始めたときのカートリッジ（１０）の初期動作状態を示す。デバイスは、チャネル（４１）を流れる血液がすでに細胞沈降の対象になるように構築され、作動される。これは、十分に小さいチャネル（４０）および／または（４１）を作製して第１のアリコートチャンバ（６１）が充填される前に部分的な沈降が発生するように液体の流れを遅くすることによって達成される。

図２Ｃは、血液が部分的に沈降している間、部分的に沈降した血液（７２）が既に最初のアリコートチャンバ（６１）を充填し、さらにチャネル（４２）内に進んだときのカートリッジ（１０）のその後の動作状態を示す。

図２Ｄは、最後のアリコートチャンバ（６６）が満たされ、血液がまだ完全に沈降していないときのカートリッジ（１０）のさらにその後の動作状態を示す。最後の血液アリコート（６６）の容積は、完全に充填されていないが、血液試料の最後の部分を含有する程度である。

各アリコートチャンバのそれぞれの充填時間は、チャンバおよびチャネルの形状、試料チャンバ（３０）および各アリコートチャンバの半径方向の位置、試料チャンバ（３０）内の液頭（ｌｉｑｕｉｄ ｈｅａｄ）及び回転速度によって主に規定される。これらの充填時間は、血液試料の血液沈降速度からほぼ独立していると考えられる。

図２Ｅは、すべてのアリコートチャンバ（６１〜６６）内の血液が完全に遠心分離によって沈降したときのカートリッジ（１０）の最終動作状態を示す図である。アリコートが沈降プロセス中の異なる時間で得られたので、最初のアリコートチャンバ（６１）における血液細胞（９１）および血漿（８１）の相対的な体積分率は、他のアリコートの血液細胞及び血漿の相対的な体積分率とは有意に異なる。最後のアリコートチャンバ（６６）は完全には満たされていないため、最後のアリコートチャンバ（６６）は血液細胞（９６）および血漿（８６）の間の界面だけでなく、血漿と空気の間の界面（８７）を含む。

このとき、光学的手段によって最後のアリコートチャンバ界面（８７）における血球と血漿の界面の位置ならびに血漿と空気の界面の位置を測定するために、カートリッジ（１０）は停止又はその回転速度が十分に低減される。以下に説明するように、各アリコートチャンバの形状、深さおよび大きさを知ることによって、沈降速度の指標およびヘマトクリット値の両方を決定することが可能になる。

図３は、本発明に係る血液試料の沈降速度の指標およびヘマトクリット値を測定するために使用されるシステムを示す。カートリッジは、正確な回転速度が最高１００Ｈｚまで制御されるＢＤＬＣモータにより駆動されたロータ（１１０）内に配置され、その軸（２０）に沿って回転可能である。光源（１２０）からの光は、測定が行われるべきカートリッジの特定の領域に入射する。集束レンズ（１３０）を有する光学撮像センサ（１４０）は、上述した各界面位置を決定するために使用される。カートリッジ（１０）は、その上部（１１）に流体構造（３０）、（３１）、（４０）、（６１）等が規定された２つの接合部（１１）および（１２）から構成される。プロセッサ（１５０）は、光学イメージセンサ（１４０）に接続され、キャリブレーション情報へのアクセスをもつ。イメージセンサ（１４０）は、各血液アリコートチャンバの血液細胞および血漿の各界面の位置を決定し、この情報から、プロセッサは、血液沈降速度の指標、さらに血液のヘマトクリット値を推定する。

前記指標およびヘマトクリット値の推定について説明する。各アリコートチャンバ（６１−６６）中の血液は沈降中の異なる時刻に抽出されるため、各アリコートチャンバには血漿と細胞物質の異なる体積比が含まれる。従って、一つのアリコートから次のアリコートへの体積比の差は、沈降速度に関連する。アリコートは、事実上、沈降プロセスのスナップショットだからである。

異なる血漿／細胞物質の体積比に含まれている情報は、界面を形成するように細胞物質から血漿を分離する、アリコートの完全沈降の最終工程によって抽出することができる。完全な沈殿に続いて、体積比（および所望の場合、そこから後者を導出することができる）を示す直接の指標である各アリコートチャンバに対する界面の相対位置が測定される。

血液沈降の基礎をなすプロセスは複雑であるが、血液沈降は、略直線状の中央領域を有し飽和領域がその後に続くシグモイド状の進行におおよそ追従することはよく知られている。カートリッジ（１０）（及び試料が順次、分注される沈降曲線上の領域）の構成および動作にある程度依存して、沈降速度の指標を導出するために多くの技術を使用することができる。

第１の実施の形態では、カートリッジ（１０）およびその動作は、アリコートが線形範囲内に抽出されるように構成され、プロセッサ（１５０）で検出した界面位置の集合を分析することによって線形範囲が検出される。次に、プロセッサは、指標としてアリコートのシーケンスにおけるアリコートの対応位置に対する界面位置の傾きを決定するために線形回帰を適用する。この実施の形態の変形では、プロセッサは、線形範囲における隣接アリコートの測定された位置のペアワイズ差分を取り、これらの差分を平均する。

第２の実施の形態では、特により多くのアリコートが得られた場合、たとえば５、１０またはそれ以上のアリコートが得られた場合に適しているが、カートリッジ及びその動作は、逐次分注の過程で沈降が飽和する／完全にあるいはほぼ完全に完了するように構成されている。その後、プロセッサ（１５０）は、沈降速度の指標として、先のアリコートからの変化が全くない（または閾値量よりも少ない変化がある）最初のアリコートを特定する。

第３の実施の形態では、プロセッサ（１５０）は、第１の実施形態（少なくともいくつかのアリコートが線形範囲にある）、第２の実施の形態（飽和が起きる）、またはその両方を選択するために、検出された位置を分析する予備工程を行った後に、第１の実施の形態または第２の実施の形態を選択する。

第４の実施形態では、界面自体の一部が沈降速度の多変量指標として採用される。

上記の実施の形態では、その指標が使用されたり（例えば、記憶されるか、ディスプレイによって表示される）、さらなる較正データを用いて処理されてもよい。たとえば、指標が変換されたり、バイナリさもなければ分類（例えば、高いか低い、正常か異常、高い、正常または低い）を提供するように較正されてもよい。あるいは、例えば、広く使用されるウェスターグレン法に従ってｍｍ／ｈなどの異なるスケールで報告されてもよい。

いくつかの実施の形態では、既知の試料容積で分割された、検出界面位置とアリコートチャンバの幾何学的形状に基づいて、各アリコート中の細胞物質の体積を加算することによって、ヘマトクリット値が測定される。代替的に、試料容積は、すべてのアリコートチャンバの幾何学的形状と最後のアリコートチャンバ内の空気／血漿界面をもとにして、同様に、計算することができる。沈降速度は、ヘマトクリット値の影響を受けることが知られているので、ヘマトクリットの導出値は、いくつかの実施形態では沈降速度指標の決定に使用される。特に、ヘマトクリットの導出値は、非線形当てはめ関数のパラメータの組として指標を導出するために非線形当てはめが使用される第１の実施の形態の変形におけるシグモイド当てはめ関数を選択するために使用される。いくつかの他の実施形態では、ヘマトクリット値はウェスターグレン法に対して較正を支援するために使用される。

デバイスの特定の実装について説明する。カートリッジ（１０）は、それぞれが互いに結合された厚さ０．６ミリメートルの二つの円盤状の部分からなり、回転軸（２０）を中心として外径が１２０ミリメートルであり、直径１５ミリメートルの内孔を有する。チャンバ（３０）は、回転軸（２０）から２０ミリメートルの平均半径を有し、かつ、１２マイクロリットルの血液を保持することができる上部カートリッジ部（１１）内に彫られた０．２ミリメートルの深さをもつ。チャネル（４０）、（４３）等は０．０５ミリメートルの厚さと１ミリメートルの幅を有する。アリコートチャンバ（６１−６６）はそれぞれ０．２ミリメートルの深さと２マイクロリットルの体積を有する。それらの入り口の幅は２ミリメートルである。モーター（１１０）は、（マイクロステップ当たり０．０４度よりも優れた）正確な位置決めと（１００ヘルツまでの）高速回転の両方のために制御されるステップモータである。イメージセンサ（１４０）は統合されたオートフォーカス付きＣＣＤカメラから構成され、発光体（１２０）は白色ＬＥＤから構成される。

赤血球沈降速度または関連する指標およびヘマトクリット値を測定するために上記の実装を使用した方法の特定の実装について説明する。

まず、１２マイクロリットルの血液が試料チャンバ（３０）の血液入口（３１）に挿入される。次いで、血液入口（３１）は、カートリッジ（１０）から血液が漏れるのを防ぐために封止される。次いで、カートリッジ（１０）をロータ（１１０）に入れて２０Ｈｚで回転させる。１５秒後に最初の血液アリコート（６１）が充填され、３１秒後に第２の血液アリコート（６２）が充填され、４９秒後に第３の血液アリコート（６３）が充填され、７０秒後に第４の血液アリコート（６４）が充填され、９５秒後に第５の血液アリコート（６５）が充填され、１２５秒後に最後の血液アリコート（６６）が部分的に充填され、すべての血液が当初の血液チャンバ（３０）から移動したため、流れは停止する。その後、モーター（１１０）は、５５秒間、５０ヘルツで回転した後、静かに停止する。次いで、カートリッジ（１０）は正確に回転し、光学系が各血液アリコート（６１）、（６２）、（６３）、（６４）、（６５）および（６６）をスキャンし、各界面の位置が記録される。その後、各界面の位置が較正データと比較され、沈降速度の指標とヘマトクリット値の結果が最終的に決定される。

もう一つの実装をこれから詳述する。

まず、１５マイクロリットルの血液が試料チャンバの血液入口に挿入される。次いで、血液入口は、カートリッジ（１０）から血液が漏れるのを防ぐために封止される。次いで、カートリッジ（１０）をロータ（１１０）に入れて２０Ｈｚで回転させる。１５秒後に最初の血液アリコート（６１）が充填され、３１秒後に第２の血液アリコート（６２）が充填され、４９秒後に第３の血液アリコート（６３）が充填され、７０秒後に第４の血液アリコート（６４）が充填され、９５秒後に第５の血液アリコート（６５）が充填され、１２５秒後に最後の血液アリコート（６６）が部分的に充填され、すべての血液が当初の血液チャンバ（３０）から移動したため、流れは停止する。その後、カートリッジは、５５秒間、５０ヘルツで回転した後、静かに停止する。次いで、カートリッジは正確に回転し、光学系が各血液アリコートをスキャンし、各界面の位置が記録される。その後、各界面の位置が較正データと比較され、沈降速度の指標とヘマトクリット値の結果が最終的に決定される。

チャネル（４０）及び（４１）は、好ましくは０．５ミリメートル以下の深さ、より好ましくは０．２ミリメートル以下の深さ、また、より好ましくは０．１ミリメートル以下の深さを有してもよい。同じ条件を他のチャネルに適用してもよい。チャネルは、好ましくは０．５ミリメートル以下の幅、より好ましくは０．２５ミリメートル以下の幅を有してもよい。本発明のある実施の形態では、チャネル（４０）は、液体の流れを最小限に抑えるために、より著しい締め付け（くびれ）を含んでもよく、いくつかのケースでは、好ましくは０．１ミリメートル以下の深さと０．１ミリメートル以下の幅、又は更に０．０２５ミリメートル以下の深さと０．１ミリメートル以下の幅である。正確な測定のために、血流は血液沈降時間スケールと比較して十分に遅くあるべきであるが、遅すぎるべきではない。各血液アリコートは充填される間、部分的に沈降されなければならないからである。細胞および血漿の異なる分率を有する異なる容積の血液がこのようにして取得される。部分的に沈降された異なる血液アリコートは、次いで、さらに遠心分離を適用することによって完全に沈殿し、その後、カートリッジが停止され、静的な光測定が行われ、各細胞−血漿界面を測定することにより、各血液アリコートの細胞分率が決定される。最後に、測定値は、あらかじめ定義された較正値と比較され、赤血球沈降速度及びヘマトクリット値の両方が決定される。

図２Ａから図２Ｅに示されたカートリッジは、逐次分注のための適切な流速を達成するために、回転速度の小さな作業ウィンドウを必要とする。回転速度が高すぎる場合、血液がチャネル内で各アリコート構造体の上部を流れている間に血液細胞があまりにも速く沈降し、より低密度の血漿を置き換えてしまう。これは、血液沈降速度に明らかに関連していない細胞および血漿の分布をもたらし得る。各アリコートチャンバの寸法は、この影響を最小にするために最適化されてもよい。他の分注構造をこれから説明するが、この構造は、沈降速度測定のために使用することができ、沈降中に逐次分注を達成するためにより広い回転速度の範囲で動作させることができるため、いくつかの用途において好ましいと考えられる。

図４Ａは、逐次分注及び沈降速度測定に適し、図３を参照して説明したようなシステムとともに使用するための代替的なカートリッジ（１０）を示す。血液試料は、試料チャンバ（３０）の血液入口（３１）に挿入され、試料チャンバは、分配チャネル（４７）および接続チャネル（４８）によって複数のアリコートチャンバ（６１）、（６２）、（６３）および（６４）に接続される。各チャンバ（６１）、（６２）、（６３）および（６４）は、圧力平衡チャネル（５４）、（５５）、（５６）および（５７）によって試料チャンバ（３０）に接続されており、半径方向に離間したベントポートにおいて試料チャンバ（３０）に接続される。

試料チャンバ（３０）が満たされると、圧力平衡チャネル（５５）、（５６）および（５７）が閉じられ、収容チャンバへの流れに起因する圧力の不均衡がアリコートチャンバ（６２）、（６３）および（６４）への通常の流れを防ぐかもしれない。第１のアリコートチャンバ（６１）は、試料チャンバ（３０）の半径方向に最も内側の側面に接続された圧力平衡チャネル（５４）を有するから、対応するベントポートには液体がない（または、開いていない場合は、圧力平衡チャネルの各ベントポートにおける最低液頭（ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｈｅａｄ）を受ける）。したがって、遠心力の結果として、第１のアリコートチャンバ（６１）は液体で満たされる一方、他のアリコートチャンバに関連付けられたベントポート上の液頭が圧力均等化を妨げ、これらの他のアリコートチャンバへの流れを防ぐ。

いくつかのケースでは、使用される液体及び材料の表面張力特性が類似する場合、圧力平衡チャネル（５５）、（５６）および（５７）は、毛管作用によって液体で充填され、当該デバイスの適切な作業を妨げる。この影響を最小限にするために、図４Ｂに示した試料チャンバ（３０）のわずかに異なる構成がいくつかの実施の形態で使用される。カートリッジ（１０）は上述のように構成されるが、圧力平衡チャネル（５５）、（５６）および（５７）の試料チャンバ（３０）への接続は、十分に大きな部分（３５）、（３６）及び（３７）をもった試料チャンバ（３０）からの突出部として構成され、毛管作用によってチャンバ（３０）から圧力平衡チャネル（５５）、（５６）及び（５７）内への液体の通常の流れを防止する。

逐次分注のためのカートリッジ（１０）の動作方法は、図４Ａ又は図４Ｂに係るデバイスの実装に依存しない。図４Ｃから図４Ｌを参照してその動作方法を説明する。

図４Ｃは、カートリッジ（１０）が停止している間、試料チャンバ（３０）内の血液試料（７０）の初期配置を示す。血液試料（７０）は、試料チャンバ（３０）のより半径方向内側部分に含まれており、カートリッジが回転していないときには流れはない。

図４Ｄは、カートリッジが回転軸（２０）周りに回転しているときのカートリッジ（１０）の第２の動作状態を示している。液体が流れる間、チャネル（５４）により圧力平衡が維持されるようになるため、遠心分離によって血液はアリコートチャンバ（６１）内に流れ入る。他のアリコートチャンバ（６２）、（６３）および（６４）内への流れは存在しない。各圧力平衡チャネル（５５）、（５６）および（５７）は液頭によって閉じられているからであり、したがって、何らかの液体の流れがあれば、それは有意な空気圧の増加を表すであろう。回転速度は、アリコートチャンバ（６１）内に配置された血液の部分（７１）が完全に沈降されないように選択される。試料チャンバ（３０）内の液面が圧力平衡チャネル（５５）に接続されたベントポートのレベルより下になるまで、カートリッジ（１０）はこの状態のままである。

図４Ｅは、カートリッジ（１０）が回転軸（２０）周りに回転しており、試料チャンバ（３０）内の液面が圧力平衡チャネル（５５）のベントポートを下回ったときの、回転可能なカートリッジ（１０）の第３の動作状態を示す。

圧力平衡チャネル（５５）が開いている（かつ、アリコートチャンバ（６１）がその最大レベルにまで充填されている）とき、チャンバ（６２）が充填するにつれて試料チャンバ内の液体が減少するため、圧力平衡チャネル（５６）のベントポートが露出され、液体がアリコートチャンバ（６３）へ流入し、すべての試料液がアリコートチャンバ（６１〜６４）に順に分配されるまで、試料チャンバ（３０）の液面がさらに低下する。

（圧力平衡チャネル５５に接続された）次のベントポートが開く前に第１のアリコートチャンバ（６１）が完全に充填しない（より正確には、圧力平衡チャネル（５４）内の液面が試料チャンバ（３０）における液面にまで上がらない）ように、ベントポートの径方向の間隔は設計されてもよい。そうでなければ、試料チャンバ（３０）を空にすることが停止し、圧力平衡チャネル（５５）に接続されたベントポートのレベルより依然として上の試料チャンバ（３０）の液面で液体流が停止することがある。ベントポートに接続されたチャンバ（または下流容積）がベントポートと次のベントポートの間の容積よりも大きくなるようにベントポートを設置することにより、各チャンバの充填が始まる前にベントポートが露出されることが保証される。そうでない場合は、残りの液頭を克服するために、おそらくは流速を下げ、場合によっては、流れを中断させるために遠心力の一部が必要とされるであろう。

図４Ｆは、カートリッジが回転軸（２０）の周りに回転しており、遠心分離と圧力平衡によって試料液体がアリコートチャンバ（６２）内に流入するときのカートリッジ（１０）の第４の動作状態を示す。

図４Ｇは、カートリッジが回転軸（２０）の周りに回転しており、チャネル（５６）のベントポートが開くときのカートリッジ（１０）の第５の動作状態を示す。

図４Ｈは、カートリッジが回転軸（２０）の周りに回転しており、遠心分離と圧力平衡によって試料液体がアリコートチャンバ（６３）内に流入するときのカートリッジ（１０）の第６の動作状態を示す。

図４Ｉは、カートリッジが回転軸（２０）の周りに回転しており、チャネル（５７）のベントポートが開くときのカートリッジ（１０）の第７の動作状態を示す。

図４Ｊは、カートリッジが回転軸（２０）の周りに回転しており、遠心分離と圧力平衡によって試料液体がアリコートチャンバ（６４）内に流入するときのカートリッジ（１０）の第８の動作状態を示す。

図４Ｋは、カートリッジが回転軸（２０）の周りに回転しており、チャンバ（３０）が完全に血液が空になったときのカートリッジ（１０）の第９の動作状態を示している。

この段階では、血液が部分的に沈降しながら分注処理が発生するため、カートリッジ（１０）には、異なる血液アリコートがそれぞれ異なる細胞体積割合で含まれている。

図４Ｌは、カートリッジがさらに回転軸（２０）の周りに回転し、アリコートチャンバ内の各血液アリコートが完全に沈降し、各アリコートが異なる細胞百分率を有するときの回転可能なカートリッジ（１０）の第１０の動作状態を示す。最終的にカートリッジは停止または減速し、細胞と血漿の間の界面を血液アリコートの各々において測定し、上述のように分析することができる。

完全を期すためには、圧力平衡チャネル（５４−５７）の頂部（ｃｒｅｓｔ）は、圧力平衡チャネル（５４−５７）を通してチャンバ（３０）内の液体が吸い上げられる（ｓｙｐｈｏｎｉｎｇ）のを防ぐために、試料チャンバ（３０）の最大充填レベルの半径方向内側（図示された実施の形態において試料チャンバ（３０）の半径方向内側）に配置されていることに留意されたい。さらに、吸い上げ対抗策として、頂部とベントポートの間の領域に、表面張力障壁を導入するため、いきなり、例えば矩形の拡張部を設けることができる。このような実施の形態では、頂部の位置決めにはより大きな柔軟性がある。例えば図４Ｂに示すような他の吸い上げ対抗策を使用することができる。

液頭の減少によって試料チャンバ（３０）内のレベルが徐々に低下するため、アリコートチャンバの各充填時間は一定ではないことにも留意すべきである。いくつかの実施の形態では、この影響に対抗するために回転周波数を増加してもよい。あるいは、逐次的に充填された各チャンバによって観察される液頭が、試料チャンバ（３０）が空になるとき各アリコートチャンバに対しておおよそ同じに維持されるように、アリコートチャンバを半径方向にずらして（第１のアリコートチャンバ（６１）から外側に、例えば、後続の各アリコートチャンバが少なくとも部分的に配列における先のアリコートチャンバの半径方向外側にあるように）配置することができる。代替的な実施の形態では、たとえば充填時間がすべてのアリコートチャンバに対してほぼ同じに維持されるように、流速を調整するために各供給チャネルの断面積を代替的にまたは追加的に調整可能である。

図４Ａ〜４Ｌを参照して説明したカートリッジの特定の実装をこれから説明する。カートリッジ（１０）は、それぞれが互いに結合された厚さ０．６ミリメートルの二つの円盤状の部分からなり、回転軸（２０）を中心として外径が１２０ミリメートルであり、直径１５ミリメートルの内孔を有する。試料チャンバ（３０）は、回転軸（２０）から２０ミリメートルの平均半径を有し、かつ、２０マイクロリットルの血液を保持することができる上部カートリッジ部（１１）内に彫られた０．２ミリメートルの深さをもつ。チャネル（４７）、（４８）等は０．０５ミリメートルの厚さと０．１ミリメートルの幅を有する。アリコートチャンバ（６１）、（６２）、（６３）および（６４）はそれぞれ０．２ミリメートルの深さと５マイクロリットルの体積を有する。空気チャネル（５５）のレベルよりも上（すなわち、より小さな半径を有する）にある最初のチャンバ（３０）の容積は、４．９５マイクロリットルを保持することができる。空気チャネル（５５）よりも下（つまり、より大きな半径を有する）で空気チャネル（５６）のレベルよりも上（つまりより小さい半径を有する）にある試料チャンバ（３０）内の容積は５．０５マイクロリットルを保持することができる。空気チャネル（５６）よりも下（つまり、より大きな半径を有する）で空気チャネル（５７）のレベルよりも上（つまりより小さい半径を有する）にある試料チャンバ（３０）内の容積は５．０５マイクロリットルを保持することができる。空気チャネル（５７）よりも下（すなわち、より大きな半径を有する）の最初のチャンバ（３０）内の容積は、５．０５マイクロリットルを保持することができる。

さらに図４Ａ〜４Ｌのカートリッジを用いて逐次分注するための方法の一実施例を説明する。カートリッジ（１０）は、密封された入口孔（３１）を有し２０マイクロリットルの標準緩衝液ＰＢＳを保持する最初のチャンバ（３０）を備え、ロータ（１１０）内に配置される。次いで、ローター（１１０）を２０Ｈｚで回転させる。１０秒後、第１のアリコートチャンバ（６１）が充填される一方、他の液体アリコートチャンバ内への流れはない。第１のアリコートチャンバ（６１）が最終的に充填されたとき、空気チャネル（５５）が開き、最初のチャンバ（３０）と第２の液体アリコート（６２）の間の空気圧力平衡を可能にする。モータ（１１０）は２０Ｈｚでカートリッジ（１０）を回転させ続け、最初のチャンバ（３０）から第２のアリコートチャンバ（６２）へ液体が流れる。このプロセスの間、各空気圧チャネル（５６）および（５７）が閉じられ、入力チャンバと出力チャンバの間に空気圧力平衡を生じさせるため、液体は他の液体アリコートチャンバ（６３）および（６４）へ流入しない。開始から２４秒後に第２のアリコートチャンバ（６２）が充填されると同時に、第２の空気圧チャネル（５６）が開き、液体が第３の液体アリコートチャンバ（６３）に流入し始める。この段階で、チャネル（５５）は、その最大半径位置に液体を含有してもよい。これらのチャネルに含まれる液体の体積は、その非常に小さい寸法（０．０５ミリメートルの深さと０．１ミリメートル幅）のゆえにわずかである。開始から４０秒後に第３のアリコートチャンバ（６３）が充填されると同時に、第３の空気圧チャネル（５７）が開き、液体が第４の液体アリコートチャンバ（６４）に流入し始める。開始から６０秒後、最後のアリコートチャンバ（６４）は充填され、流れが停止する。各アリコートの正確なタイミングは、カートリッジ（１０）の回転速度に作用することによって制御することができる。特定の回転速度に対して、最初のチャンバの液柱が減少するため、各液体アリコートの充填時間は順次増加する。

逐次分注カートリッジの他の代替的な実施の形態では、試料チャンバ（３０）は、細長いチャネルによって複数のアリコートチャンバ（６１、６２、６３、６４）に接続される。特定のアリコートチャンバの充填は、次のチャンバに接続するチャネルの充填とともに同時に起こる。図５Ａは、本発明のある実施の形態に係るカートリッジの断面を示す。このカートリッジでは、最初のチャンバ（３０）は、十分に細長いチャネルによって複数の血液アリコートチャンバに接続されており、特定のアリコートの充填と次のチャンバに接続するチャネルの充填が同時発生する。上述のカートリッジと同様に、このカートリッジは、図３を参照して上述したような装置を用いて、例えば、沈降速度分析のために使用することができる。

図５Ｂは、カートリッジが回転軸（２０）の周りに回転し、試料チャンバ（３０）からの液体が最初のアリコートチャンバ（６１）内に流入するときのカートリッジ（１０）の第１の動作状態を示す。第２アリコートチャンバ（６２）に接続するチャネル（４７）における血液の流速と比較した場合の血液の流速を最小限にするために、第１アリコートチャンバ（６１）に接続するチャネル（４０）は十分に小さく作られる。チャンバ（６１）が充填されている間にチャンバ（６１）からチャンバ（６２，６３，６４）およびチャネル（５６、５７、５４）を介して空気が逃げることをチャネル（５５）は可能にする。チャネル（４７）内の流速がチャンバ（６１）の流速に比べて十分に大きいならば、ある瞬間、カートリッジ（１０）がその軸（２０）の周りに回転しながら、第２のチャンバ（６２）が充填され始める。両方の流速が赤血球沈降の典型的なタイムスケールと比較して十分に遅いことは、沈降速度分析のためにも必要である。さもなければ全ての血液アリコートは、同じ特徴的な細胞分率を有することになってしまうであろう。

図５Ｃは、カートリッジが回転軸（２０）の周りに回転し、試料チャンバ（３０）からの液体が第３のアリコートチャンバ（６１）内に流入するときの、先に図５Ａに示したカートリッジ（１０）の第２の動作状態を示す。カートリッジ（１０）の回転を継続することによって、ある瞬間、最初のチャンバ（３０）が空になり、最後の血液アリコートチャンバ（６４）が部分的に充填される。

図５Ｄは、各血液アリコートが完全に沈降され、各アリコートチャンバ内の各血液アリコートが異なる細胞分率を含有するときの、先に図５Ａに示したカートリッジ（１０）の第３の、最後の動作状態を示す図である。

この場合も、先に詳述したように、細胞と血漿の間の各界面は、図３に示す装置で測定され、上述のように分析される。

上述の全てと組み合わせることができる追加の実施の形態では、プロセッサ（１５０）は、各血液アリコートチャンバにおいて血漿と空気の間の界面の測定値を取得し、カートリッジの各構造の幾何学的形状を知った上で、このようにして血液試料（７０）の全血液量を判定する。プロセッサ（１５０）は、次いで、血液試料（７０）の測定された血液量を合否基準のための予め定義された値と比較する。測定された血液量が受入範囲内であれば、試験（例えば、沈降速度測定）を受け入れてもよいし、測定された血液量が血液量の許容基準を外れていれば、試験は拒否される。

以下も記載される。

血液分析デバイスであって、
−上述のように、血液試料および最初の血液チャンバから半径方向外側に配置された複数の血液アリコートチャンバを保持することができる最初の血液チャンバを含む回転可能なカートリッジと、
−複数のアリコートチャンバへの血液試料の逐次分注とその後の各血液アリコートチャンバ内に存在する血液の完全沈降を提供するために、軸の周りにカートリッジを回転させることが可能なモータと、
−アリコート構造の領域にあるカートリッジを照明するために配置された光源と、
−各血液アリコートチャンバに存在する血液細胞と血漿の界面を測定することが可能な光検出器と、
−光検出器に接続され、各血液アリコートチャンバにおける血液細胞と血漿の間の界面の位置の情報に基づいて前記血液試料における赤血球沈降速度（ＥＳＲ）を測定するために配置された赤血球沈降速度プロセッサとを含むことを特徴とするデバイス。

赤血球沈降速度のプロセッサは、さらに、各血液アリコートチャンバにおける血液細胞と血漿の間の界面の位置の情報に基づいて、前記血液試料のヘマトクリット分率を決定するために配置される、上述のデバイス。

カートリッジ内の複数の血液アリコートチャンバの系列が液体チャネルおよび空気圧チャネルによって最初の血液チャンバに接続され、以前の血液アリコートが充填される間、各空気圧チャネルは、通常は閉じられて空気圧力平衡を防ぎ、以前の血液アリコートが充填された後、各空気圧チャネルは開かれる、上述のデバイス。

カートリッジ内の複数の血液アリコートチャンバの系列は長い液体チャネルによって最初の血液チャンバに接続され、血液が次の血液アリコートチャンバに接続するチャネル内を流れる間、各血液アリコートチャンバが充填される、上述のデバイス。

カートリッジは、二つの互いに接合されたプラスチック部品で構成され、ポリカーボネート、アクリル、又は他の任意の熱可塑性材料からなる、上述のデバイス。

直径１２０ミリメートルを有する円形状である上述のデバイス。

円形であり、２ミリメートル未満の厚さを有する上述のデバイス。

チャンバおよびチャネルは０．５ミリメートル未満の厚みを有する上述のデバイス。

上述のように、カートリッジに収容された血液試料を分析する方法であって、
−特定の回転速度でカートリッジを回転させることにより、それの最初のチャンバから複数の血液アリコートチャンバへ血液試料をルーティングするステップと、
−各血液アリコートチャンバに存在する各血液アリコートの完全血液細胞沈降を行うステップと、
−カートリッジを停止し、各血液アリコートチャンバにおける血液細胞と血漿の間の界面を測定するステップと、
−各血液アリコートチャンバの血液細胞と血漿の各界面の位置に基づいて、前記血液試料中の赤血球沈降速度を決定するステップとを含む方法。

各血液アリコートチャンバにおける血液細胞と血漿の各界面の測定は、さらに、前記血液試料のヘマトクリット分率を決定するために使用される、上述の方法。

カートリッジを１０Ｈｚより大きく、２００Ｈｚより小さな回転周波数で回転させる、上述の方法。

各血液アリコートチャンバにおける血漿と空気の間のさらなる測定は、全血液試料体積の決定を可能にし、プロセッサは、全血液量を合否判定基準および測定値と比較し、血液量が許容基準内であれば受け入れられ、血液量が血液量許容基準外にある場合、血液検査は拒否される、上述の方法。

本開示は、特定のタイプのカートリッジの寸法や材料に限定されるものではなく、また特定の数の血液アリコートに限定されるものではない。さらに、血液アリコートは、例えば、上述したように、部分的な沈降効果を最適化するために、異なる半径方向位置に配置してもよい。

本明細書に開示されたカートリッジおよびマイクロ流体構造は血液分析への適用に限定されるものではなく、より一般的には、広い範囲の試料において沈降速度の分析を可能にするものであることが理解されよう。これらはさらに、沈降速度の用途に限定されるものではなく、一般的な用途の逐次分注機構を提供するものである。

誤解を避けるために、用語「マイクロ流体」は、たとえば１ミリメートル未満の少なくとも一つの寸法を有するリザーバ又はチャネルのような流体素子を有するデバイスを意味するものとして使われる。

本発明は、このように特定の実施の形態および実施例に限定されるものではなく、添付の請求の範囲によって規定されるものである。

Claims (16)

1. 液体を取り扱うデバイスであって、当該デバイスは前記デバイス内で液体の流れを駆動するために回転軸の周りに回転可能であり、当該デバイスは、
   液体を受け入れ、当該デバイスが前記軸の周りに回転するとき前記液体を分注するように構成された貯留チャンバと、
   前記貯留チャンバに接続され、当該デバイスが前記軸の周りに回転するとき貯留チャンバから液体を受け取るように構成された複数の収容チャンバと、
   前記複数の収容チャンバを前記貯留チャンバに接続する複数の流体導管とを含み、
   前記複数の流体導管は、液体が前記貯留チャンバから前記複数の収容チャンバに流れ、前記液体によって置き換えられるべき気体が前記複数の収容チャンバから排出されることを可能にし、
   前記複数の流体導管は、液体を配るために前記複数の収容チャンバの各々に接続された複数の供給導管と、気体が逃げるように前記複数の収容チャンバの各々に接続された複数のベント導管とを含み、
   前記１以上の流体導管は、当該デバイスが実質的に一定の回転速度で回転する間、それぞれ異なる時間に前記複数の収容チャンバの各々を充填し始めるように構成され、
   各ベント導管は、気体を前記貯留チャンバの中に逃がすように前記貯留チャンバの複数のベントポートの各ベントポートに接続されており、前記複数のベントポートは前記貯留チャンバに沿って互いに半径方向に離間しており、前記複数の収容チャンバの各々に接続された前記複数のベント導管の各々は前記収容チャンバが充填される順番に回転中心から半径方向外側に離間して前記ベントポートに接続されており、
   それによって、前記複数のベントポートの少なくとも１つが前記貯留チャンバの液面の半径方向内側にあり、他のベントポートは前記貯留チャンバの液面の半径方向外側にある間、前記他のベントポート上の液頭が、前記他のベントポートに接続された収容チャンバの各々へ液体が対応するベント導管を通して流入するのを妨げることを特徴とするデバイス。
2. 当該デバイスが回転し、前記複数のベントポートの最初の１つが前記貯留チャンバの最大充填レベルの半径方向内側に位置するとき、前記貯留チャンバは、前記最大充填レベルの半径方向内側に空気が充填された空間を提供するように構成される、請求項１に記載のデバイス。
3. 前記複数のベントポートの最初の１つは、前記貯留チャンバの半径方向に最も内側の側面に位置する請求項１または２に記載のデバイス。
4. 各供給導管は、供給多岐導管の異なる供給ポートに接続される、請求項１のデバイス。
5. 前の収容チャンバの前記ベント導管は、前のチャンバに続く後続のチャンバ、後続のチャンバの供給導管、あるいはその両方を通して、前のチャンバに通気口をつけるために接続される、請求項４に記載のデバイス。
6. 前のチャンバは後続のチャンバの供給導管に接続される、請求項５に記載のデバイス。
7. 前記供給多岐導管は、第１から最後の供給ポートに延びた、蛇行部分を含む、請求項４、５または６に記載のデバイス
8. 液体を取り扱うデバイスであって、当該デバイスは前記デバイス内で液体の流れを駆動するために回転軸の周りに回転可能であり、当該デバイスは、
   液体を受け入れ、当該デバイスが前記軸の周りに回転するとき前記液体を分注するように構成された貯留チャンバと、
   前記貯留チャンバに接続され、当該デバイスが前記軸の周りに回転するとき貯留チャンバから液体を受け取るように構成された複数の収容チャンバと、
   前記複数の収容チャンバを前記貯留チャンバに接続する複数の流体導管とを含み、
   前記複数の流体導管は、液体が前記貯留チャンバから前記複数の収容チャンバに流れ、前記液体によって置き換えられるべき気体が前記複数の収容チャンバから排出されることを可能にし、
   前記複数の流体導管は、液体を配るために前記複数の収容チャンバの各々に接続された複数の供給導管と、気体が逃げるように前記複数の収容チャンバの各々に接続された複数のベント導管とを含み、
   各ベント導管は、気体を前記貯留チャンバの中に逃がすように前記貯留チャンバの複数のベントポートの対応するベントポートに接続されており、前記複数のベントポートは前記貯留チャンバに沿って互いに半径方向に離間しており、前記複数の収容チャンバの各々に接続された前記複数のベント導管の各々は前記収容チャンバが充填される順番に回転中心から半径方向外側に離間して前記ベントポートに接続されており、
   それによって、前記複数のベントポートの少なくとも１つが前記貯留チャンバの液面の半径方向内側にあり、他のベントポートは前記貯留チャンバの液面の半径方向外側にある間、前記他のベントポート上の液頭が、前記他のベントポートに接続された収容チャンバの各々へ液体が対応するベント導管を通して流入するのを妨げることを特徴とするデバイス。
9. マイクロ流体デバイスとして構成される、請求項１〜８のいずれかに記載のデバイス。
10. 請求項１から９のいずれかに記載のデバイスを用いて、密度の異なる複数の成分が分散混和された液体試料を分析する方法であって、当該方法は、
    前記液体試料を最初に含む貯留チャンバと前記複数の収容チャンバとを含むデバイスを前記回転軸の周りに回転させ、前記液体試料を前記複数の収容チャンバに分注するステップと、
    前記液体試料を沈降させるステップと、
    前記液体試料のアリコートを複数の収容チャンバに順次充填するステップとを含み、
    前記液体試料が沈降する間、各収容チャンバは異なる時間で前記液体試料で充填され始め、
    当該方法はさらに、
    各アリコートにおいて異なる密度の一組の相の間に界面が検出されるまでアリコートの沈降を続けるステップと、
    各アリコートにおいて前記界面の各位置を決定するステップと、
    検出された前記位置の関数として、前記液体試料の沈降速度の指標を決定するステップとを含むことを特徴とする方法。
11. 前記液体試料は血液試料であり、前記一組の相は血清と細胞物質である、請求項１０に記載の方法。
12. 前記指標を決定するステップは、前記複数の収容チャンバに充填されたアリコートの配列において隣接するアリコートの界面位置間の差分の平均を取るステップと、前記界面の位置が実質的に同じになる一組のアリコートを特定するステップの少なくとも１つを含む、請求項１０または１１に記載の方法。
13. 各収容チャンバにおいて前記界面の位置にもとづいて前記一組の相のより密度が高い相の総体積の値を決定する、請求項１０、１１または１２に記載の方法。
14. １以上の収容チャンバにおいてより軽い相と周囲の気体の間の界面のさらなる位置を検出するステップと、１以上の前記さらなる位置にもとづいて総分注容積を決定するステップと、前記総分注容積の値にもとづいて沈降速度の値を受理または拒否するステップとを含む、１０から１３のいずれかに記載の方法。
15. 請求項１から９のいずれかに記載のデバイスと、複数のアリコートにおいて異なる密度の一組の相の間の各界面を検出するための検出器と、前記検出器に結合したプロセッサとを含むシステムであって、前記プロセッサは請求項１１から１４のいずれかに記載の方法の各ステップを実行するように構成されることを特徴とするシステム。
16. 請求項１５に記載のシステムであって、前記システムは前記デバイスを回転させるためのモータを含む、システム。

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