JP7241209B2 - 血液凝固測定装置、血液凝固時間の測定方法、血液凝固反応の完了判定方法、および血液自動遠心分離装置 - Google Patents
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Description
本発明は、臨床検査における血液凝固測定装置、血液凝固時間の測定方法、血液凝固反応の完了判定方法、および血液自動遠心分離装置に関する。特に、採血管内や計測管内における血液凝固反応を検知する技術に関し、また、採血管等に採取された血液検体に対する遠心分離処理の自動化処理技術に関する。
病院等の臨床検査分野において、血液凝固検査は独立した重要な検査項目であり、これまで機械式装置や光学式装置など、いろいろな血液凝固検査装置が市販されている。例えば、装置名称CG02N(株式会社エイアンドティー社製)などがある。
また、検査室においては、採血管に採取された血液検体は分析目的に応じて、血球、血餅(本発明では血餅と血塊を区別せず、以下血餅と総称している)、血清や血漿等の成分に分離される。この目的で、検体を自動で遠心分離処理する装置(例えば、株式会社エイアンドティー社製、装置名称iCM)が提供されているほか、所定量の全血や血清を二次容器に分注・希釈し、自動で分析装置に搬送するシステム(例えば、株式会社エイアンドティー社製、検体検査自動化システム)などが提供されている。
ここでは病院の検査室における血液検体の遠心分離処理に沿って説明する。採血管内には予めシリカ微粒子、トロンビン等の血液凝固促進剤や血餅との分離剤が加えられている。採取された血液検体は血液凝固促進剤と均一に混合するため、臨床検査技師によって泡を立てないように緩やかに5回以上転倒混和される。所定時間経過後、凝固反応が完了しているのを目視判定してから、遠心分離機に投入され血清と血球成分に分離していた。
しかし、この目視判定では凝固反応が完了している保証はなく、例えば最初の転倒混和が不完全であったとき、或いは血液凝固反応が完了する前に遠心分離されたとき、並びに血液凝固阻害因子を内在する血液等においては、遠心分離後の血清中にフィブリノゲンが残存することがある。この場合、トロンビンの作用でフィブリノゲンが難溶性のフィブリンモノマーとなり、さらに安定なフィブリンポリマーへと変性し、糸状の不溶物やゲル状物となることが知られている(以下、これを「フィブリン塊」と呼ぶ)。
前記フィブリン塊は、その後血清を子検体に分注する前処理操作時に、分注ノズルを詰まらせて、規定量の血清を採取できないなどの不具合を引き起こし、結果的に異常な検査値を与えてしまう原因となっていた。よってそのため血清中にフィブリノゲンやフィブリンが残存しないよう、凝固反応の完了を確認した後に遠心分離処理を行うことが求められている。
一方、血液凝固測定装置に関して、血液凝固反応を光学的方法により測定する方法が提案されている。例えば、光源にハロゲンランプを用いて光学フィルターにより波長340ナノメートル~800ナノメートルの中から複数の光を血液成分である血漿に照射し、透過光量の減衰時間を測定することにより、凝固時間を測定する方法が開示されている(例えば、下記特許文献1参照。)。
また、採血管に入った全血(本明細書において「全血」とは、採血した血液検体に、採血管由来でない物質を意図的に添加したり、遠心分離などの物理的処理を施したりしていないものをいう。したがって、採血時に用いた採血管に由来する抗凝固剤、血液凝固促進剤、活性化剤、分離剤等の物質が血液検体中に含まれている場合も、「全血」に含まれるものとして扱う)を対象として、光学的に個別の採血管内での血液凝固を検知する目的で、波長域500ナノメートル~1100ナノメートルの光源を採血管に照射し、波長750~1050ナノメートルの特定の波長域の透過光に基づいて、吸光度を波長で二次微分した情報により凝固反応を検知する方法が開示されている(例えば、下記特許文献2参照)。さらに、血漿中のフィブリン検出を目的として、測定試料ごとの散乱光の強度に応じて、適切な検出角度を選択することで、血液凝固分析におけるダイナミックレンジ確保と高感度化を両立するために、複数の検出器や光源を配置する例が開示されている(特許文献3参照)。
従来の血液凝固検査には、主として血球成分を含まない血漿を測定対象とし、660ナノメートルの可視光、800ナノメートル程度の赤外光や1000ナノメートル以下の近赤外光が利用されていた。これらの波長領域では採血管表面での反射や、血球成分による吸収或いは血球等の凝集による吸収や散乱が強く作用し、特に採血管のように管径が大きく光路長が長くなるとき、全血を測定対象にするには、受光素子に達する光強度が極めて小さくなり検出が困難であるという問題があった。これらの理由から血液凝固反応を検出するためには、主として血漿を測定対象として複数の波長で同時測定し、或いは連続波長の光源を利用して、波長による僅かな透過光強度変化を利用する試みがなされていた。
血清の分離を目的とした全血(この場合は一般的に、血液凝固促進剤入りの採血管に血液検体を採取する)の遠心分離処理にあたっては、血液凝固反応が完了した状態であることが求められる。血液凝固反応が未完の状態で遠心分離処理を行うと、得られた血清の中にフィブリノゲンやフィブリンが残存し、事後にフィブリン塊が発生して分析業務に支障をきたすからである。従来、血液凝固反応の完了は、臨床検査技師の目視確認で判定されることが一般的であり、判定の確実性や再現性、手間等の観点から、機械化や自動化が望まれていた。しかしながら、採血管に入った全血の状態で、血液凝固反応の完了を判定できる有効な技術は、従来存在していなかった。
また、特許文献1の技術は、主として可視光領域の光を利用する従来技術では、測定対象は血球成分を分離後の血漿とするものであって、全血を対象とするものではない。さらに血液成分の凝固反応が進むと、フィブリンの凝集による散乱が増えて測定試料の濁度が上昇することを利用したものであり、特に光の散乱特性が波長によって影響されるため、2つの波長で測定・比較して真の凝固時間を求めている。このため測定方法や測定装置が冗長となる問題があった。また、特許文献2の技術においても広範囲の波長領域において、血液成分の凝固により透過光量の特性に差が出ることを利用したものである。この方法では、光源には連続波長を出射できること、かつ受光部には分光器が必要であること、また、吸光度を二次微分するための演算回路が必要とされるため、計測装置構成が冗長となる問題があった。さらに広範な波長域を走査して光照射と計測が必要であり、1つの測定試料当たりの測定時間も長くなる欠点がある。さらに、特許文献3に記載された方法は、血漿中のフィブリン散乱光を最適な状況で測定することが目的のため、そもそも全血を測定対象とする技術ではない。上記のように、全血を測定対象にした血液凝固分析において、透過光或いは散乱光を測定する有用な光学技術はなかった。
本発明は、上記課題を解決するため、全血を測定対象とし、採血管の状態で血液凝固反応過程を容易に検知できることを目的とする。また、臨床検査技師が目視で行っていた血液凝固反応の完了判定を自動化し、臨床検査を効率化することを目的とする。
上記の課題を解決するために、本発明の主要な手段は、波長域が1050ナノメートル~1350ナノメートルの近赤外光を用いることである。この波長域の近赤外光は、従来から「第2の生体の窓」とも呼ばれ、生体組織に対する透過特性が良いことが知られているため、全血に対しても透過性が良いことが期待できる。
請求項1に記載の血液凝固測定装置は、全血と血液凝固促進剤とを混合した試料を保持する計測管と、前記計測管を一定温度で保持可能な恒温装置と、前記計測管に1050ナノメートルから1350ナノメートルに属する特定波長域の近赤外光を照射可能な測定用光源と、前記計測管内の検体内部を通過する前記特定波長域の光量を継続的に測定する受光回路部と、前記血液凝固促進剤を混合した時を起点とし前記光量が増加し始めてから減少に変化する時までの時間を測定する演算処理装置と、を備えたことを特徴とする。これにより簡便な装置によって、血液凝固時間を正確に測定することができる。なお、本発明において「検体内部を通過する光」とは、入射した光が検体内部を通り抜けたのち外へ出射する光のことであり、出射後の方向は問わないものと定義する。また、出射後の方向が一方向の光だけでなく、異なる方向の光が混合していてもかまわない。さらに、本発明において「透過光」は、測定用光源の光軸に沿って検体内部を直進し前方に出射する「正透過光」に加え、検体中の物質の影響を受けて光の方向が変化したものの、その変化量がわずかであり、正透過光と同じ受光回路部に入力する光(拡散透過光)も含むと定義する。
請求項2に記載の血液凝固測定装置は、特に好ましい波長域として、前記特定波長域の波長が1250ナノメートルから1300ナノメートルの範囲内に存在することを特徴とする。
請求項3に記載の血液凝固測定装置は、前記測定用光源のピーク波長が1050ナノメートルから1350ナノメートルにある単波長のLED光源であることを特徴とする。LED光源は装置を小型化できるばかりでなく、半値幅が短いため余分な光を出さないので、散乱光や迷光等のノイズが少ない利点がある。
請求項4に記載の血液凝固反応の完了判定方法は、容器内に採取された全血と血液凝固促進剤とを混合した検体に対して測定用光源から近赤外光を照射する工程と、前記検体内部を通過する光強度を測定する工程と、前記光強度は波長1050ナノメートルから1350ナノメートルに属する特定波長域の光量であり、任意の測定時における光量が増加又は減少した情報に基づいて血液凝固反応の完了又は未完了を判定する判定工程と、を含むことを特徴とする。これにより、採血後の任意の時の検体の光量の増減情報を測定することで、血液凝固反応の完了/未完了を判定できる。
請求項5に記載の血液凝固反応の完了判定方法は、前記特定波長域の波長が1250ナノメートルから1300ナノメートルの範囲内に存在することを特徴とする。
請求項6に記載の血液凝固反応の完了判定方法は、前記測定用光源のピーク波長が1050ナノメートルから1350ナノメートルにある単波長のLED光源であることを特徴とする。
請求項7に記載の血液凝固反応の完了判定方法は、前記判定工程は、前記光量が増加しているときは凝固反応が進行中であると判定し、前記光量が減少しているときは凝固反応が完了していると判定することを特徴とする。
請求項8に記載の血液凝固反応の完了判定方法は、前記判定工程に関して、透過光及び散乱光強度を同時に測定する工程であることを特徴とする。
請求項9に記載の血液凝固反応の完了判定方法は、円筒形の容器内に採取された全血と血液凝固促進剤とを混合した検体に対して測定用光源から近赤外光を照射する工程と、前記検体内部を透過する透過光強度を測定する工程と、前記透過光強度は波長1050ナノメートルから1350ナノメートルに属する特定波長域の透過光量であって、前記透過光量をh×wの画素領域を有するエリアセンサーを使用して画素ごとの透過光量を測定し、所定の相関係数rの値によって、血液凝固反応が完了又は未完了であると判定することを特徴とする。これにより、血液凝固反応の完了を新たな視点で判定することができる。これは、透過光量の特性が光路長に比例することを利用したものであり、受光素子であるエリアセンサーの特定の画素における透過光強度と容器内の光路長との相関係数を判定の根拠としている。比例関係からずれた状況が生じた時点を血液凝固反応の完了とすることができる。
請求項10に記載の血液凝固反応の完了判定方法は、前記相関係数が0.8以下である場合には、血液凝固反応が完了していると判定することを特徴とする。このように、相関係数として0.8を基準とすることで血液凝固反応の完了判定の精度を上げることができる。
請求項11に記載の血液自動遠心分離装置は、臨床検査用の遠心分離機構と、採血管に1050ナノメートルから1350ナノメートルに属する特定波長域の近赤外光を照射可能な測定用光源と、前記採血管内の検体内部を通過する前記特定波長域の光量を測定する光強度測定機構と、前記光量が増加傾向を示しているときは凝固反応が進行中であると判定し、減少傾向を示しているときは凝固反応が完了していると判定する凝固反応判定機構と、凝固反応が完了したと判定された採血管を前記遠心分離機構に搬送させる搬送機構と、を有することを特徴とする。これにより、凝固反応が完了した採血管のみを遠心分離処理に投入できるようになる。
請求項12に記載の血液自動遠心分離装置は、特に好ましい波長域として、特定波長域の波長が1250ナノメートルから1300ナノメートルの範囲内に存在することを特徴とする。
請求項13に記載の血液自動遠心分離装置は、さらに好ましくは、前記測定用光源のピーク波長が1050ナノメートルから1350ナノメートルにある単波長のLED光源であることを特徴とする。
請求項14に記載の血液自動遠心分離装置は、前記採血管を一時的に保管する検体バッファー機構と、前記凝固反応判定機構は、凝固反応が進行中と判定された前記採血管を前記検体バッファー機構に移送し、所定時間待機させた後に、再度、光強度測定機構に戻し光強度を測定させる移動機構と、を有することを特徴とする。これにより、凝固反応が進行中と判定された前記採血管を検体バッファー機構で所定時間待機させることで、凝固反応が進行中と判定された前記採血管内の検体内部を通過する光強度を正確に測定できるようになる。
請求項15に記載の血液自動遠心分離装置は、臨床検査用の遠心分離機構と、採血管に対してピーク波長1050ナノメートルから1350ナノメートルの近赤外光を照射する機構と、前記採血管に照射された前記近赤外光の透過光強度の時間変化をh×wの画素領域を有するエリアセンサーで測定する機構と、前記透過光強度の単位時間当たりの変化量から血液凝固反応が完了しているかどうかを判定する凝固反応の判定機構とを備える。前記凝固反応の判定機構は、所定の相関係数rの値によって、血液凝固反応の完了又は未完了を判定し、血液凝固反応が完了したと判定された採血管を前記遠心分離機構に搬送させる搬送機構を有することを特徴とする。これにより、血液凝固反応の完了を新たな視点で判定することができる。これは、透過光量の特性が光路長に比例することを利用したものであり、受光素子であるエリアセンサーの特定の画素における透過光強度と容器内の光路長との相関係数を判定の根拠としている。比例関係からずれた状況が生じた時点を血液凝固反応の完了とすることができる。
請求項16に記載の血液自動遠心分離装置は、前記相関係数が0.8以下である場合には、血液凝固反応が完了していると判定することを特徴とする。このように、相関係数として0.8を基準とすることで血液凝固反応の完了判定の精度を上げることができる。
本発明によれば、採血管や計測管に入った状態の全血を対象として血液凝固反応過程を検知できるようになる。そのため、血液凝固反応の検知が従来よりも容易かつ簡便になる。また、臨床検査技師が目視で行っていた血液凝固反応の完了判定が自動化されることにより、遠心分離装置の前処理作業が自動化でき、臨床検査を効率化できるようになる。
以下に、本発明の実施の形態を詳述するが、本発明はこれに限定したものではない。
(実施の形態1)
(採血管と測定系の説明)
図1は、実施の形態1にかかる血液凝固測定装置の構成例を示す図である。先ず本発明に関わる測定のための血液検体と採血管について説明する。医療機関における現実の検体分析においては、目的に応じて、各種の採血管が使い分けられる。採血管の中には、抗凝固剤、血液凝固促進剤、血清と血餅又は血漿と血球の分離を良好にする分離剤などが、予め加えられているものもある。たとえば、血液凝固の測定を行う検体であれば、クエン酸塩等の抗凝固剤入りの採血管に血液検体を採取する。また、血清分離を目的とした血液遠心分離処理であれば、シリカ微粒子やトロンビンといった血液凝固促進剤が添加された採血管に血液検体を採取するのが一般的である。
(採血管と測定系の説明)
図1は、実施の形態1にかかる血液凝固測定装置の構成例を示す図である。先ず本発明に関わる測定のための血液検体と採血管について説明する。医療機関における現実の検体分析においては、目的に応じて、各種の採血管が使い分けられる。採血管の中には、抗凝固剤、血液凝固促進剤、血清と血餅又は血漿と血球の分離を良好にする分離剤などが、予め加えられているものもある。たとえば、血液凝固の測定を行う検体であれば、クエン酸塩等の抗凝固剤入りの採血管に血液検体を採取する。また、血清分離を目的とした血液遠心分離処理であれば、シリカ微粒子やトロンビンといった血液凝固促進剤が添加された採血管に血液検体を採取するのが一般的である。
しかしながら、血液凝固促進剤入り採血管に血液検体を採取すると、血液凝固反応が即時開始してしまい、反応の開始点から近赤外光の観察をすることが困難になる。そこで本発明の検証実験においては、血清分離を目的とした血液遠心分離処理を想定した実験であっても、便宜上、血液検体はまず抗凝固剤入採血管に採取し、近赤外光の観察が行える準備が整った後に血液凝固促進剤を添加することによって、明確に反応の開始点がとらえられるようにした。なお、この検証実験においては、血液凝固促進剤として、活性化部分トロンボプラスチン時間キット トロンボチェックAPTT(シスメックス株式会社製)を使用した。この試薬は、ウサギ脳由来セファリンおよびエラグ酸を含むAPTT試薬と、0.02M 塩化カルシウム溶液の2種類の溶液で構成されている。前述した血液凝固反応の開始は、両方の液を添加したのち穏やかに5回以上転倒混和した時点とした。転倒混和により、フィブリン形成による血液凝固反応が均一に進行するようになるため、反応の開始点がより正確にとらえられるようになる。本発明では、これ以降の記載において、この状態を「検体」と表記する。
次に血液凝固測定装置を説明する。近赤外光光源(測定用光源)4として、波長900ナノメートルから1800ナノメートルまでを可変できるハロゲン光源(株式会社ブルービジョン社製 型式BV-M1021)を用いた。ダイヤルにより波長選択した照射光を光ファイバー5にて取り出して、出射面を全血3が入った採血管1に近接させ、近赤外光を採血管1に照射する。2はキャップである、採血管1に対する照射エリアは直径約20mm程度の円形である。計測部である赤外線用カメラ6には、エリアセンサーとして短波長赤外カメラ(株式会社ブルービジョン社製 型式BV-C2900)を用い、測定画像のフレーム周波数は毎秒20ヘルツ或いは10ヘルツとした。
図2は、実施の形態1で用いる採血管面と赤外線用カメラの撮像エリアを示す図である。採血管面1aでの撮像エリアEは、具体的には採血管1の長手方向の中央部において縦(h)50×横(w)50画素の領域(採血管1の断面で約7×7ミリメートルの正方形)とした。
透過光強度の算出は、赤外線用カメラ6が出力する撮像エリアE(50×50画素)の各画素の輝度値をコンピュータに入力させ、コンピュータ演算により、撮像エリアE全体(50×50画素)の平均値を求めた。
(透過光の波長特性)
図3は、実施の形態1にかかる透過光強度と近赤外光の波長特性を示す図表である。横軸は波長[ナノメートル:nm]、縦軸は透過光強度(au)である。この図3は、血液凝固反応が進行中の検体を使って、近赤外領域内で最大吸収波長を調べた結果を表す。図3に示すように、検体に対する近赤外光の透過特性は、1050ナノメートルから1350ナノメートルにおける透過率が特に高く、本発明の血液凝固測定には、特に1270ナノメートル付近において透過光強度が最も高く好適であることが判る。なお、1050ナノメートル以下の波長領域では、血球による吸収や散乱の影響により、また、1350ナノメートル以上の領域では水成分の吸収が大きく、透過光は僅少であった。
図3は、実施の形態1にかかる透過光強度と近赤外光の波長特性を示す図表である。横軸は波長[ナノメートル:nm]、縦軸は透過光強度(au)である。この図3は、血液凝固反応が進行中の検体を使って、近赤外領域内で最大吸収波長を調べた結果を表す。図3に示すように、検体に対する近赤外光の透過特性は、1050ナノメートルから1350ナノメートルにおける透過率が特に高く、本発明の血液凝固測定には、特に1270ナノメートル付近において透過光強度が最も高く好適であることが判る。なお、1050ナノメートル以下の波長領域では、血球による吸収や散乱の影響により、また、1350ナノメートル以上の領域では水成分の吸収が大きく、透過光は僅少であった。
この結果、以下の測定では波長1270ナノメートルを選択した。さらに、この1270ナノメートル波長の近赤外光は、採血管1にラベル(金属や特定の無機物のように、近赤外光を遮蔽または吸収する物質を含まないラベルに限る)が貼られているときでも、安定に透過することができる。本測定では、特に撮像素子側に貼られているときの方が好適である。これにより、可視光線による目視検査と比べると、実務上格段に便利であることが判明した。
(凝固反応の完了判定)
図4は、実施の形態1にかかる血液凝固測定装置で経時的に測定した複数の被験者の透過光強度曲線を示す図表である。横軸は時間[min]、縦軸は透過光強度(au)である。この図4には、波長1270ナノメートルの近赤外光を、被験者4人(A~D)の全血に血液凝固促進剤を適量加えた時を起点として、透過光強度を経時的に測定した結果を示す。被験者A~Dにより、ピーク時間と透過光強度が異なることが示されている。
図4は、実施の形態1にかかる血液凝固測定装置で経時的に測定した複数の被験者の透過光強度曲線を示す図表である。横軸は時間[min]、縦軸は透過光強度(au)である。この図4には、波長1270ナノメートルの近赤外光を、被験者4人(A~D)の全血に血液凝固促進剤を適量加えた時を起点として、透過光強度を経時的に測定した結果を示す。被験者A~Dにより、ピーク時間と透過光強度が異なることが示されている。
採血管1内の目視での状況は、最初均一な鮮血色であったものが、やがてより暗い赤色に変化していき、やがてゲル状或いは寒天状に退縮が進行する。透過光強度の変化では被験者4人とも共通し、転倒混和直後から時間経過と共に急激に増加する第1の過程I(凝固活性過程と称す)と、ピークを境に急激に減少する第2の過程II(クロット退縮過程と称す)からなることが判明した。
この第1の過程Iでは、赤血球などの血球が均一に遊離・浮遊している最初の状態から、フィブリン形成に伴う微細な血球の凝集構造が形成され、血餅と血清の隙間領域が現れるため、透過光強度が増加するものと推定できる。また、第2の過程IIは、血餅形成による緻密な構造が形成されることによって透過光が遮蔽されるため、透過光強度が減少するものと推定できる。
この結果を利用して、血液凝固促進剤を混合した時から透過光強度が増加し減少に転じるまで、つまり最大値を示す時間を測定することで血液凝固時間を測定することが可能となる。また、新たな血液凝固測定装置を製造することもできる。
このように、発明者らは、全血3が入った採血管1に、近赤外光光源4により1050ナノメートルから1350ナノメートルまでの特定波長の近赤外光を照射し、赤外線用カメラ6が検出した全血3を透過する透過光強度の時間変化を測定することで、血液凝固反応の過程を観測できることを見出した。
(血液凝固反応の完了判定)
図4において、全血と血液凝固促進剤の転倒混和後の任意の時間、例えば5分後の時点での透過光強度の変化をみると、検体により増加傾向を示すものと減少傾向を示すものに分かれることが読み取れる。この場合、増加傾向を示している検体(例えば被験者A,C)は凝固反応が進行中と判定し、逆に減少傾向を示す検体(例えば被験者B,D)は凝固反応が完了していると判定することができる。
図4において、全血と血液凝固促進剤の転倒混和後の任意の時間、例えば5分後の時点での透過光強度の変化をみると、検体により増加傾向を示すものと減少傾向を示すものに分かれることが読み取れる。この場合、増加傾向を示している検体(例えば被験者A,C)は凝固反応が進行中と判定し、逆に減少傾向を示す検体(例えば被験者B,D)は凝固反応が完了していると判定することができる。
よって転倒混和後の所定時間後における透過光強度の変化を測定することにより、減少傾向を示す検体は遠心分離機に投入し、また、増加傾向を示す検体は検体バッファー機構に送り、次の所定時間経過後に同様な測定を行う選択処置が可能となる。これらの処置により、従来臨床検査技師が目視で行っていた凝固反応の完了判定を、自動で行うことが可能となる。
この結果、確実に凝固反応が完了した検体のみについて遠心分離処理を行うことが可能となり、フィブリノゲンやフィブリンが残存しない血清を容易に得ることができる。
(実施の形態2)
図5は、実施の形態2にかかる一つの検体について長時間の透過光強度の測定時の透過光強度曲線を示す図表である。この図5には、図4で用いた一つの検体をより長時間、例えば、30分間観察した結果を示す。そして、この図5に示すように、13分頃を底に透過光強度が増加傾向を示している。ここで、図4で説明した第1の過程Iと第2の過程IIに続く第3の過程IIIで、透過光強度が最小点を過ぎてから増加していることが示されている。これは血液凝固反応が完了後に血餅の退縮による高次の構造変化に伴い、より収縮した領域に血清が入り込んだ状態と解釈できる。
図5は、実施の形態2にかかる一つの検体について長時間の透過光強度の測定時の透過光強度曲線を示す図表である。この図5には、図4で用いた一つの検体をより長時間、例えば、30分間観察した結果を示す。そして、この図5に示すように、13分頃を底に透過光強度が増加傾向を示している。ここで、図4で説明した第1の過程Iと第2の過程IIに続く第3の過程IIIで、透過光強度が最小点を過ぎてから増加していることが示されている。これは血液凝固反応が完了後に血餅の退縮による高次の構造変化に伴い、より収縮した領域に血清が入り込んだ状態と解釈できる。
この第3の過程IIIは、既に血液凝固反応が完了しているため、上述した所定時間経過後(例えば、図4で説明した5分経過後)における透過光強度の減少傾向だけで凝固反応の完了を判定する方法では、凝固反応が未完了であると判定されるリスクがあることを示している。以下にこの問題を解決する手法を説明する。
血液凝固反応過程において、前記第1の過程Iおよび第2の過程IIにおいては、採血管1内で血球等による近赤外光の吸収挙動は、ランバート-ベア(Lambert-Beer)の法則に則り、採血管1内を透過する光路長に正比例することが本発明者により確かめられている。
ここで赤外線用カメラ6(エリアセンサー)の画素位置iにおける透過光強度μiの常用対数をωiと表す(下記式(1))。このときの相関係数rは下記式(2)で表される。
ここでliは測定画素位置iに於ける採血管1内の光路長を表す。本測定の場合、光路長は採血管1の中央部の内径に等しく、両横端面でゼロである。
図6は、実施の形態2にかかる血液凝固反応の経過過程における撮像エリアの各測定画素の透過光強度と採血管内の光路長との相関関係の時間変化を示す図表である。横軸は時間[min]、縦軸は相関係数である。図6には、初期の相関係数が1近傍で推移するが、やがて落ち始めることが示されている。
図5と図6を対比してみると、13分頃までは相関係数はほぼ1に近く、図5における第1の過程Iと第2の過程IIの透過光強度変化が光路長との相関が高いことを示している一方、13分頃以降では相関係数が顕著に低下し、0.8を下回っている状況を示している。これは血液凝固反応完了後の血餅の退縮がより進行し、撮像エリアでの血餅の形状がより不均一になるため、短波長赤外線用カメラ6の画素位置iにおける透過光強度と光路長との相関が小さくなっているものと解釈できる。これらの結果、仮に透過光強度が増加傾向を示したとしても、相関係数が0.8以下の場合には血液凝固反応は既に完了していると判定する必要がある。
このように受光素子として赤外線用カメラ6(エリアセンサー)を用いて、透過光強度と光路長との相関係数を調べることで、血液凝固反応が完了していることを判定することが可能となる。また、この実施の形態2で説明した方法を実施の形態1で説明した方法と併用することで、判定結果をより確かなものにすることが可能である。
(実施の形態3)
(血液凝固測定装置)
本発明は、血球成分の大部分を占める赤血球による1050ナノメートルから1350ナノメートルに属する特定波長域の近赤外光の吸収特性を直接測定し、凝固過程を観察する方法である。よって、上述した採血管1の代わりに、少量の全血検体に適した計測管を用いて、専用の血液凝固測定装置として利用することができる。
(血液凝固測定装置)
本発明は、血球成分の大部分を占める赤血球による1050ナノメートルから1350ナノメートルに属する特定波長域の近赤外光の吸収特性を直接測定し、凝固過程を観察する方法である。よって、上述した採血管1の代わりに、少量の全血検体に適した計測管を用いて、専用の血液凝固測定装置として利用することができる。
図7は、実施の形態3にかかる血液凝固測定装置に好適な計測管の概略図である。以下、計測管71の一例を説明する。例えば、計測管71は、ポリプロピレン製の容器からなる。計測管71は、計測部73に検体を投入するための注入口72を有する。
具体的には、例えば、計測部73は、直径8ミリメートル、厚み5ミリメートル、内容積0.25ミリリットルの空洞部であり、計測部73においては近赤外光の吸収はない。注入口72から予めAPTT試薬10マイクロリットルをピペットで注入しておき、これに実施の形態1で説明した検体0.2ミリリットルを計測部73に加えて緩やかに混和処理を行う。
図8は、実施の形態3にかかる血液凝固測定装置を示す概略図である。図8に示す血液凝固測定装置は、小型の近赤外光を出射する近赤外光光源82と、近赤外光に受光感度を有する受光素子85の間に、計測管71を挿入する構成である。検体入りの計測管71は、例えば37℃に調整された恒温装置81の内部に横向きにセットされる。これによって血球が沈降する時の重力の影響を軽減することができる。
近赤外光光源82には、測定装置を小型化する目的で市販のLED光源、一例として浜松ホトニクス社製、型番L12771(ピーク波長1300ナノメートル)を用い、検体上部に配置される。また、受光素子85にはInGaAsPIN型フォトダイオードが好適であり、浜松ホトニクス社製、型番G12180-02Aなどを、計測管71の下部に配置する。
近赤外光光源82から出射された光は凸レンズ83により平行光線にされて計測部73に照射される。計測部73の透過光は集光レンズ84により受光素子85の受光エリアに集光され、透過光強度の情報を得ることができる。受光回路部は、増幅回路86、A/D変換回路87、記憶部88から構成され、受光素子で生起した光電流を、増幅とデジタル変換した後蓄積する。蓄積された透過光強度の情報は、外部の演算処理装置89で処理され、透過光強度の最大値を示すまでの時間を計測することで、血液凝固時間を求めることができる。このような構成で小型の血液凝固測定装置を得ることができる。
(実施の形態4)
実施の形態4では、上述した透過光を利用する方式に対して、散乱光を利用する方式について説明する。本発明に用いる近赤外光の波長が短波長赤外領域に属する1050ナノメートルから1350ナノメートルであるのに対して、血球の大部分を占める赤血球の大きさが直径7~8マイクロメートルである。このため、従来血液凝固測定に用いられてきた可視光同様、レイリー散乱を起こす。
実施の形態4では、上述した透過光を利用する方式に対して、散乱光を利用する方式について説明する。本発明に用いる近赤外光の波長が短波長赤外領域に属する1050ナノメートルから1350ナノメートルであるのに対して、血球の大部分を占める赤血球の大きさが直径7~8マイクロメートルである。このため、従来血液凝固測定に用いられてきた可視光同様、レイリー散乱を起こす。
図9は、実施の形態4にかかる血液凝固測定装置の構成例を示す図である。全血と血液凝固促進剤とが転倒混和された採血管120の中心に対して、LED121及びLED122(共に浜松ホトニクス社製 型番 L12771-1)を用い、採血管120に近接して直交して配置した。このとき、LEDから放射される近赤外光は直径約4mmで、全面のレンズにより集光された光束で検体に入射する。受光素子には、InGaAsで形成された単画素の受光素子123(浜松ホトニクス社製 型番 G12180-02A)をLED121の直線方向に、かつ2つのLEDと受光素子が採血管120の周囲に同一平面になるよう配置した。これにより、受光素子123には、LED121からは透過光が、LED122からは直角方向の散乱光が入射する。
LED121とLED122は、それぞれ独立に駆動し、透過光のみ或いは散乱光のみを測定する方式でもよい。また図9ではLED122と受光素子123を直交配置としたが、これ以外の角度を選択することもできる。さらに2つのLED121,122の発光時間を交互に発光させることで、相互干渉を排除できるため、散乱光と透過光を同時に計測することもできる。この結果、受光回路を1系統で構成することができるため、LED1つと2系統の受光回路から成る構成に比べて、測定装置を安価に構成することが可能である。
次に計測部について説明する。受光素子123で生起された光電流は、従来技術と同様にオペアンプなどから成る増幅部124、アナログ情報をデジタル情報に変換するA/D変換部125によりデジタル化される。そしてデジタル化された情報を記憶する記憶部126に至り、制御部127よって透過及び/又は散乱光量が増加から減少に変化する時までの時間が測定される。
図10は、実施の形態4にかかる透過光と散乱光の同時測定結果を示す図表である。本実施の形態においては、実線で示す透過光に比べて、破線で示す散乱光の強度の方が大きいため、この測定時はLED121にはLED122よりも多くの電流を投入して発光輝度を上げている。これによると血液凝固過程の第1の過程I及び第2の過程IIについては、先に示した図4と同様に約4分程度の所に増加から減少に変化する変化点が観測され、かつ透過光と散乱光の傾向がほぼ同じであることが判る。
図10の結果、血液凝固測定装置としては、本発明の近赤外光による測定では光の浸透性が高いため、透過光のみ又は散乱光のみでも計測できることが判る。従来の可視光による血液凝固測定では検体の表面近くで散乱されてしまうため、透過光では測定が困難なのに対して、本発明の近赤外光では透過光での測定も可能であるし、また散乱光の場合でも検体の深い部分で起こっている構造情報を得られる利点がある。
(実施の形態5)
実施の形態5では、上述した方法を利用する血液自動遠心分離装置について説明する。この血液自動遠心分離装置は、主に採取後の血液検体を遠心分離機構に投入するまでの前処理を実施する。血液自動遠心分離装置は、遠心分離機構を備えた構成としてもよい。
実施の形態5では、上述した方法を利用する血液自動遠心分離装置について説明する。この血液自動遠心分離装置は、主に採取後の血液検体を遠心分離機構に投入するまでの前処理を実施する。血液自動遠心分離装置は、遠心分離機構を備えた構成としてもよい。
上記同様に、3.2%クエン酸ナトリウム溶液(抗凝固剤)と分離剤入りの採血管に血液検体を7ミリリットル採取する。これに血液凝固促進剤として、前述の活性化部分トロンボプラスチン時間キット トロンボチェックAPTT(シスメックス株式会社製)の2種の試薬を各200マイクロリットル加え、密栓後転倒混和したものを測定用の検体とした。
図11は、実施の形態5にかかる血液自動遠心分離装置の構成例を示す図である。血液自動遠心分離装置100は、血液凝固促進剤を含む全血入り検体を、人手を介さず自動で遠心分離機構まで各機構を介して搬送する。血液自動遠心分離装置100は、光強度測定機構111、凝固反応判定機構112、検体バッファー機構113、遠心分離機構114、検体の搬送機構(不図示)、および制御機構115を有する。
血液自動遠心分離装置100にセットした測定用の検体は、光強度測定機構111により光強度変化を所定時間(例えば上記5秒間)測定する。凝固反応判定機構112は、光強度の変化傾向に基づき血液凝固反応の完了/未完了を判定する。
血液凝固反応が完了していないと判定された検体は、一時的に検体バッファー機構113に搬送され、所定時間(例えば、7分間)保持される。その後、検体は、再度、光強度測定機構111および凝固反応判定機構112に戻され、血液凝固反応の完了/未完了を判定する。
凝固反応判定機構112は、血液凝固反応が完了していると判定した検体を次の遠心分離機構114に搬出し、遠心分離機構114は、検体を遠心分離処理する。一方、凝固反応判定機構112は、血液凝固反応が完了していないと判定した検体は、再度、検体バッファー機構113に戻される。検体バッファー機構113は、この再処理によっても血液凝固反応が完了していないと判定された検体を異常検体として血液自動遠心分離装置100から排出する。
制御機構115は、血液自動遠心分離装置100の各機構である、光強度測定機構111、凝固反応判定機構112、検体バッファー機構113、遠心分離機構114、検体の搬送機構(不図示)の各制御動作を統括制御する。ここで、血液自動遠心分離装置100の各機構がそれぞれ独立した制御機構を有してもよいし、各機構の制御動作を一つの制御機構115が集中して実行することもできる。
ここで、制御機構115は、凝固反応判定機構112における血液凝固反応の完了判定にかかる処理を実施することができる。例えば、上述した実施の形態1で説明したように、血液凝固測定にかかる各構成(近赤外光光源4、赤外線用カメラ6)を制御する。
そして、制御機構115は、減少傾向を示す検体は遠心分離機構114に搬送制御する。一方、増加傾向を示す検体は検体バッファー機構113に搬送制御し、次の所定時間経過後に同様な測定を行う選択処置を行う。これらの処置により、従来臨床検査技師が目視で行っていた凝固反応の完了判定を、自動で行うことが可能となる。
また、上述した実施の形態2で説明したように、血液凝固測定に赤外線用カメラ6(エリアセンサー)を用い、さらに、制御機構115(凝固反応判定機構112)が相関係数を用いるアルゴリズムを処理実行することによって、より血液凝固測定の判定精度を高めることができる。
血液自動遠心分離装置100の制御機構115は、CPU,ROM,RAM等を有する汎用のコンピュータ装置同様のハードウェア構成を用いて構成することができる。
図12は、実施の形態5にかかる血液自動遠心分離装置の処理例を示すフローチャートである。図12には、主に上述した制御機構115が実施する処理内容を示す。血液自動遠心分離装置100に、採血した血液と血液凝固促進剤が転倒混和処理された検体がセットされると、制御機構115は、検体を搬送機構により光強度測定機構に搬送させる。
このとき検体内では凝固反応が既に進行中であり、経過時間は定かではない状況にある。ここで、制御機構115は、光強度測定機構111に対し、光強度変化を5秒間測定させる(ステップS121)。この測定時間は、近赤外光の光源の強度および計測側のノイズに影響されるが、通常数秒から10秒程度あれば充分である。
この後、制御機構115は、凝固反応判定機構112に対し、検体の光強度の変化を検出させ、血液の凝固反応判定を行わせる(ステップS122)。ここで、制御機構115は、検体の光強度が増加傾向を示している場合、血液凝固反応が完了していないと判定し(ステップS122:No)、ステップS124の処理に移行する。一方、制御機構115は、光強度が減少傾向を示している場合には、血液凝固反応が完了していると判定(ステップS122:Yes)、ステップS123の処理に移行する。
ステップS123では、制御機構115は、判定に従って、血液凝固反応が完了していると判定された検体を搬送機構により次の遠心分離機構114に搬送し、以上の処理を終了する。遠心分離機構114は、検体を遠心分離処理する。
一方、ステップS124では、制御機構115は、血液凝固反応が完了していないと判定した検体を、搬送機構により一時的に検体バッファー機構113に搬送させる。制御機構115は、検体バッファー機構113に搬送させた検体を所定時間(例えば、7分間)保持した後に、再度、ステップS121(光強度測定機構111)の処理に再投入し(ステップS124:再投入)、ステップS121およびステップS122(凝固反応判定機構112)の処理を実施させる。一方、制御機構115は、検体バッファー機構113に搬送後の検体について、ステップS122での血液凝固反応が完了していない(ステップS122:No)と判定された検体(ステップS124:異常)については、異常検体として血液自動遠心分離装置100から排出させ(ステップS125)、一連の処理を終了する。排出された異常検体は、個別に処理される。
(実施の形態6)
実施の形態6では、上記図9に示した血液自動遠心分離装置に本発明を利用した実施例を説明する。図13は、実施の形態6にかかる透過光(実線)と散乱光(破線)の長時間に渡る同時測定結果を示す図表である。ここで「同時」とは、特定の単位時間内に、一つの検体に対して、異なる方向からの二以上の光を照射し、結果として当該単位時間内に複数の種類の光を出射させることを意味する。血液凝固過程の第1の過程I及び第2の過程IIについては、図10に示した例とほぼ同様の傾向を示しているが、第3の過程IIIでは透過光と散乱光の挙動が大きく異なり、透過光量の増大とは反対に、散乱光量が減少を示している。
実施の形態6では、上記図9に示した血液自動遠心分離装置に本発明を利用した実施例を説明する。図13は、実施の形態6にかかる透過光(実線)と散乱光(破線)の長時間に渡る同時測定結果を示す図表である。ここで「同時」とは、特定の単位時間内に、一つの検体に対して、異なる方向からの二以上の光を照射し、結果として当該単位時間内に複数の種類の光を出射させることを意味する。血液凝固過程の第1の過程I及び第2の過程IIについては、図10に示した例とほぼ同様の傾向を示しているが、第3の過程IIIでは透過光と散乱光の挙動が大きく異なり、透過光量の増大とは反対に、散乱光量が減少を示している。
第3の過程IIIの透過光量の変化については、血餅中におけるフィブリン血栓溶解等による線溶反応により、光抜けが生じているものと推察している。一方第3の過程IIIの散乱光量の変化については、血餅の退縮によるゲル化と周囲に水を主成分とする血清が生じることにより屈折率差が生じ、特に反射光が増大するものと推察している。
この結果、第3の過程IIIでは透過光と散乱光の光量変化に差異が見られることを、以下のように利用することができる。特に血液凝固反応が未完了との判定を、任意の短い時間内での光量増大の情報に依拠する場合、透過光の光量情報だけで第1の過程Iか第3の過程IIIの状態にあるのかの判定が困難である。しかし、図13に示すように、透過光量が増大していても、散乱光量が減少している場合には、第3の過程IIIとして凝固反応は完了していると判定することが可能である。このように透過光と散乱光の光量情報を同時計測することで、第1の過程Iと第3の過程IIIの判定がより確実にできる。
上記処理によれば、血液凝固反応が完了した検体のみを遠心分離機構114に投入することが可能になる。
以上説明したように、本発明によれば、血液凝固反応を容易に検知可能であるため、新たな血液凝固測定装置に利用できる。また、採血管や計測管に入った全血の状態で血液凝固反応過程を検知できるため、血液凝固反応が完了した検体のみをその後の遠心分離機構に投入できる。これによって、遠心分離後にフィブリノゲンやフィブリンを含まない血清層を得ることができ、結果として血清の分注時に分注ノズルを詰まらせるトラブルを未然に防ぐことができる。さらに、これまで目視で行っていた血液凝固反応の完了判定を自動でできるため、遠心分離装置の前処理作業が自動化でき、臨床検査を省力化・効率化できる。
また、採血管の赤外線用カメラ側に紙製のラベルが貼り付けられている場合であっても、近赤外光は良好に透過するため、光学的な支障とならず、正確に血液凝固測定できることも本発明の利点である。
本発明は、検体内部を通過した短波赤外線の光量変化を演算処理することにより、血液凝固反応の過程を簡便に検知する技術である。その光量の変化は、前述したように、血球が均一に遊離・浮遊している最初の状態から、フィブリン形成に伴う微細な血球の凝集構造が形成され、血餅と血清の隙間領域が現れることや、血餅形成による緻密な構造が形成されること等に基づくものであり、生じた血液凝固反応が凝固カスケード上のどの作用機序によるものかは、ほとんど影響しない。そのため、本発明は、血液検体を、抗凝固剤入り採血管で採取するような用途(たとえば血液凝固測定装置)にも、血液凝固促進剤入り採血管で採取するような用途(例えば血清分離目的の血液遠心分離処理の前の凝固完了判定方法)にも、広く応用することができ、非常に有用な技術と言える。
本発明は、血液凝固検査にかかる技術に適用でき、特に、全血の遠心分離処理の前処理作業の自動化に有用である。
1 採血管
2 キャップ
3 全血
4,82 近赤外光光源(測定用光源)
5 光ファイバー
6 赤外線用カメラ
71 計測管
72 注入口
73 計測部
81 恒温装置
83 凸レンズ
84 集光レンズ
85 受光素子
100 血液自動遠心分離装置
111 光強度測定機構
112 凝固反応判定機構
113 検体バッファー機構
114 遠心分離機構
115 制御機構
2 キャップ
3 全血
4,82 近赤外光光源(測定用光源)
5 光ファイバー
6 赤外線用カメラ
71 計測管
72 注入口
73 計測部
81 恒温装置
83 凸レンズ
84 集光レンズ
85 受光素子
100 血液自動遠心分離装置
111 光強度測定機構
112 凝固反応判定機構
113 検体バッファー機構
114 遠心分離機構
115 制御機構
Claims (16)
- 全血と血液凝固促進剤とを混合した試料を保持する計測管と、
前記計測管を一定温度で保持可能な恒温装置と、
前記計測管に1050ナノメートルから1350ナノメートルに属する特定波長域の近赤外光を照射可能な測定用光源と、
前記計測管内の検体内部を通過する前記特定波長域の光量を継続的に測定する受光回路部と、
前記血液凝固促進剤を混合した時を起点とし前記光量が増加から減少に変化する時までの時間を測定する演算処理装置と、
を備えたことを特徴とする血液凝固測定装置。 - 前記特定波長域の波長が1250ナノメートルから1300ナノメートルの範囲内に存在することを特徴とする請求項1に記載の血液凝固測定装置。
- 前記測定用光源が、ピーク波長が1050ナノメートルから1350ナノメートルにある単波長のLED光源であることを特徴とする請求項1に記載の血液凝固測定装置。
- 容器内に採取された全血と血液凝固促進剤とを混合した検体に対して測定用光源から近赤外光を照射する工程と、
前記検体内部を通過する光強度を測定する工程と、
前記光強度は波長1050ナノメートルから1350ナノメートルに属する特定波長域の光量であり、
任意の測定時における光量が増加又は減少した情報に基づいて血液凝固反応の完了又は未完了を判定する判定工程と、
を含むことを特徴とする血液凝固反応の完了判定方法。 - 前記特定波長域の波長が1250ナノメートルから1300ナノメートルの範囲内に存在することを特徴とする請求項4に記載の血液凝固反応の完了判定方法。
- 前記測定用光源のピーク波長が1050ナノメートルから1350ナノメートルにある単波長のLED光源であることを特徴とする請求項4に記載の血液凝固反応の完了判定方法。
- 前記判定工程は、前記光量が増加しているときは凝固反応が進行中であると判定し、前記光量が減少しているときは凝固反応が完了していると判定することを特徴とする請求項4乃至請求項6に記載の血液凝固反応の完了判定方法。
- 前記判定工程に関して、透過光及び散乱光強度を同時に測定する工程であることを特徴とする請求項7に記載の血液凝固反応の完了判定方法。
- 円筒形の容器内に採取された全血と血液凝固促進剤とを混合した検体に対して測定用光源から近赤外光を照射する工程と、
前記検体内部を透過する透過光強度を測定する工程と、
前記透過光強度は波長1050ナノメートルから1350ナノメートルに属する特定波長域の透過光量であって、
前記透過光量をh×wの画素領域を有するエリアセンサーを使用して画素ごとの透過光量を測定し、
下記式(2)で表される相関係数rの値によって、血液凝固反応が完了又は未完了であると判定することを特徴とする血液凝固反応の完了判定方法。
(下記式(1)のωiはエリアセンサーの画素位置iにおける透過光強度μiの常用対数、下記式(2)のliは画素位置iに於ける計測管内の測定試料の光路長)
- 前記相関係数が0.8以下である場合には、血液凝固反応が完了していると判定することを特徴とする請求項9に記載の血液凝固反応の完了判定方法。
- 全血と血液凝固促進剤とを混合した測定試料を含む採血管を遠心分離するための臨床検査用の遠心分離機構と、
前記採血管に1050ナノメートルから1350ナノメートルに属する特定波長域の近赤外光を照射可能な測定用光源と、
前記採血管内の検体内部を通過する前記特定波長域の光量を測定する光強度測定機構と、
前記光量が増加傾向を示しているときは凝固反応が進行中であると判定し、減少傾向を示しているときは凝固反応が完了していると判定する凝固反応判定機構と、
凝固反応が完了したと判定された採血管を前記遠心分離機構に搬送する搬送機構と、
を有することを特徴とする血液自動遠心分離装置。 - 前記特定波長域の波長が1250ナノメートルから1300ナノメートルの範囲内に存在することを特徴とする請求項11に記載の血液自動遠心分離装置。
- 前記測定用光源のピーク波長が1050ナノメートルから1350ナノメートルにある単波長のLED光源であることを特徴とする請求項11に記載の血液自動遠心分離装置。
- 前記採血管を一時的に保管する検体バッファー機構と、
前記凝固反応判定機構は、凝固反応が進行中と判定された前記採血管を前記検体バッファー機構に移送し、所定時間待機させた後に、再度、光強度測定機構に戻し光強度を測定させる移動機構と、
を有することを特徴とする請求項11に記載の血液自動遠心分離装置。 - 臨床検査用の遠心分離機構と、
採血管に対してピーク波長1050ナノメートルから1350ナノメートルの近赤外光を照射する機構と、
前記採血管に照射された前記近赤外光の透過光強度の時間変化をh×wの画素領域を有するエリアセンサーで測定する機構と、
前記透過光強度の単位時間当たりの変化量から血液凝固反応が完了しているかどうかを判定する凝固反応の判定機構と、
前記凝固反応の判定機構は、下記式(2)で表される相関係数rの値によって、血液凝固反応の完了又は未完了を判定し、
血液凝固反応が完了したと判定された採血管を前記遠心分離機構に搬送させる搬送機構 を有することを特徴とする血液自動遠心分離装置。
(下記式(1)のωiはエリアセンサーの画素位置iにおける透過光強度μiの常用対数、下記式(2)のliは画素位置iに於ける計測管内の測定試料の光路長)
- 前記相関係数が0.8以下である場合には、血液凝固反応が完了していると判定することを特徴とする請求項15に記載の血液自動遠心分離装置。
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