JPH06502486A - 血液テスト装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 血液テスト装置 関連出願のクロス・レファレンス 本出願は、先に出願し、現在も係属中の１９８９年６月９日出願の特許出願筒０ ７／３６３．８５４号の一部継続出願であり、同出願第０７／３６３．８５４号 は１９８６年８月２８日出願の出願筒０６／９０２．３１３号（現在は放棄）の 継続出願である。出願筒９０２．３１３号自体は、１９８６年９月３０日付けで アメリカ特許第４．６１４．７２２号として特許された、１９８３年１１月１日 出願の出願筒０６１５４７．７６７号の一部継続出願である。

本出願は、また、本出願より先に出願した、１９８８年１１月２９日付けでアメ リカ特許第４．７８８．１５５号として特許された１９８６年１０月１日出層の 出願筒０６／９１３．９４０号に関連している。出願筒０６７９１３．９４０号 も、上記の出願筒０６／９０２．３１３号及び第０６１５４７　、７６７号の一 部継続出願であった。

さらに、本出願は、本出願より先に出願した上記の出願筒０７／３６３．８５４ 号に一部継続出願である１９８９年１２月２０日出願の同時継続出願筒０７／４ ５３．８６９号の一部継続出願である。

発明の背景 本発明は、医療用試験装置、更に詳しくは、被検者の血液をテストするための装 置に関する。

先の特許（特許第４．６１４，７２２号、第４，７８８．１５５号で、その内容 は本出願に参考として記載されている）及び特許出ａ（第３６３、８５４号で、 その内容も参考として記載されている）において、アレルギーを含む様々な病気 について被検者の血液をテストするための方法を開示した。ここに記載した血液 のテストでは、被検者の血液のサンプルを２個用意することで、病気の診断をす ることができる。

第１のサンプルは対照用サンプルで、第２はテスト用サンプルである。問題とな っている病気について予測された関係を持つテスト物質をテスト用サンプル内に 入れて、血液と同物質の反応を試してみる。２個のサンプル内の血液細胞を数え て、数及びサイズ分布の両方について比較する。２個のサンプル内の血液細胞の 間に顕著な差異が見られた場合には、その被検者は、テストの対象となった病気 であると、判断することができる。本発明者は、また、上記テストを行う際に使 用する装置を発明して、１９８９年１２月２０日出願の同時継続出馴第０７／４ ５３．８６９号に記載した。この器具は、テストを行う際に使用する各種消耗部 品を含む。

しかしながら、現在に至るまで、このテストは既存の技術を用いて行われてきた 。このテストを行うために特に設計された装置は従来何ら存在しない。

更に、本発明者の特許に係るテストを行うだけでなく、他の血液テスト、例えば 、ＣＢＣ（“完全血球計算″）として知られたヘモグロビン即ち血液化学分析も 行うことができる装置を提供することは有益である。このような一般用速用の血 液テスト装置は、多数の病気の診断分野において、有用性が広い。

本発明の目的及び概略 従って、本発明の目的は、本明細書に記載のテストを行う為に発明されれ血液テ スト装置を提供することである。

本発明の第２の目的は、本明細書に記載のテストと他の血液テストとを組み合わ せて行うことができる血液テスト装置を提供することである。

本発明の第３の目的は、本明細書記載のテストを行うことができ、しかも他の血 液テストを行う際にも使用できる血液テスト装置を提供することである。

簡単に説明すると、血球を含んだ流体を電磁場を通して移動させて、血球が通過 することによって発生する電磁場の変化を検知するための、流体フロー制御シス テムを有する血液テスト装置である。この流体フロー制御システムは、制御装置 で制御されるポンプ及び一群の弁を有する。ポンプは、弁の一側から空気を抜い て、同側に部分的な真空状態を発生させ、そして他側にある弁のラインに空気を 送り込んで、弁の両側に圧力差を発生させる。この圧力差は、弁の両側を閉じて いる間中維持されていて、弁を開くと、流体は弁を通って流れはじめ圧力差を無 くし均等にする。この流体の流れが、電磁場を介して血球を引きつける。血球の サイズは、血球が電磁場を通過することによって起こる電圧変化の値を計測する ことで測定可能となる。

誤った読取を避けるために、測定は、異なる時間間隔を置いて二回行われる。そ の３回の測定値を比較して、設定した誤差率（ｅｒｒｏｒ　ｆａｃｔｏｒ）以上 には相違していない場合には、この計測値は血球の正しい測定値として認められ る。その他のエラーは、別個独立に、電圧を継続して測定することによって避け ることができる。即ち、血球が電磁場を通過するに要すると考えられる時間より も長い期間、電圧が乱れている場合には、測定値は誤りとして破棄される。

本発明の上記及び他の目的を達成するため、以下の構成を有する、被検者の血液 をテストするための装置を提供する。

即ち、同装置は、対照用サンプルとして用いる被検者の血液の第１サンプルを保 持する手段と、上記第１サンプル内の血球を計算し、第１結果を出す第１手段と 、テストサンプルとして用い、テストされる病気と一定の関係を有する物質を含 むる被検者の血液の第２サンプルを保持する手段と、第２サンプル中の血球を計 算し、第２結果を出す第２手段と、第１結果と第２結果とを比較し、比較結果を 得る手段とを具備し、上記比較結果が設定量より大きい場合は、被検者はその病 気に罹っていると診断することができる。

本発明は、さらに、流体内に含まれる血球細胞を数えるための以下の方法を提供 することを特徴とする。

同方法は、流体中に電磁場を形成し、流体中の電磁場の基礎ラインレベルを測定 し、制御された速度で電磁場を通して流体を引き込み、血球を電磁場内で横断さ せ、上記電磁場が上記基礎ラインレベルから変化した後の第２タイムインターノ 〈ルで上記電磁場のレベルを測定し、上記電磁場が上記基礎ラインレベルから変 化した後の第２タイムインターバルで上記ｔｌ場のレベルを測定し、第１、第２ タイムインターバルでの電磁場のレベルを比較し、上記基礎ラインからの電磁場 のレベルの各変化はエラーとして破棄することを特徴とする流体中に含まれる血 関連して以下の説明から明らかとなる。図面において同一の符号は同一の部材を 示す。

図面の簡単な説明 図１は本発明に係わる血液テスト装置の一部切欠正面図である。

図２は図１の血液テスト装置の一途を含むりけうだい圧力制御装置の斜視図的線 図である。

図３は血液テスト装置に用いられる有孔管の下部の詳細断面図である。

図４は図３に示す有孔管のさらに詳細な断面図である。

図５ａと図５ｂとは血液テスト装置における電圧の読み取り値の波形を示す図で ある。

図６は本発明に係わる血液テスト装置の回路図である。

好適な実施例の詳細な説明 図１において、１０は本発明に係る血液テスト装置を示す。

血液テスト装置１０は、被検者の血液を多様な方法でテストするのに用いられる ものである。そのような方法には、本出願人の発明に係わるａｎｔｉｇｅｎ−１ ｅｕｋｏｃｙｔｅ　ｃｅｌｌｕｌａｒ　ａｎｔｔｂｏｄｙ　ｔｅｓｔ　（ＡＬＣ ＡＴ）や、ヘモグロビン分析や血液化学テストや標準完全血液計数（ＣＢＣ）等 がある。

しかし、実際には、ＣＢＣとＡＬＣＡＴとは通常同時には行われない。但し、装 置が用いられる設備の必要性によっては、異なっ・　た時に、同じ装置によって 行われる場合がある。

標準ヘモグロビン、ＣＢＣ及び血液化学テストに要求される技術は当業者に周知 であり、ここでは、ＡＬＣＡＴテストにおける血液テスト装置１０の使用につい て説明する。

本発明に係る血液テスト１０は、容器１２と、その内部空間１６内に配設した台 座１４とからなる。テスト補助装置１８が内部空間１６内の上面から吊下されて ている。

テスト補助装置１８は、赤血球用孔管２２と、ヘモグロビンノズル２４と、複数 の化学ノズル２６と、白血球用孔管２８とを具備する血液テスト装置の使用に際 しては、まず、血液を被検者から採取する。採血量は使用する装置の使用（条件 ）如何による。

というのは、操作者（装置の）は、その装置の性能を最大限に使用する必要はな いからである。従って、例えば、ＡＬＣＡＴテストによって、５０回の食物アレ ルギーテスト（一般的な回数）を行いたい場合は、約１０−１の血液が必要とな る。所望量の血液が被検者から、凝固防止剤（好ましくは標準ＰＴまたはＰＴＴ テストを行う際使用するようなりエン酸塩）を含む真空容器（ｖａｃｕｔａある 。

採血は好ましくは、４．５■１を採血可能な、３．８％溶液の殺菌された無緩衝 （ｎｏｎ−ｂｕｆｆｅｒｅｄ）のクエン酸ソーダ血液捕集管内に静脈穿刺される 。

このような管は市販されており、特に、Ｃｕｒｔｉｓ　Ｍａｔｈｅｓｍ　５ｃｉ ｅｎｔｉｆｉｃ　Ｉｎｃ、製のものを使用できる。１（ｌｓｌを採血するために は、２本の管が必要である。採血後、激しく振ることな（真空容器（ｖａｃｕｔ ａｉｎｅｒ）を数回さかさまにする。これは、泡を生じることなく、血液と凝固 防止剤を確実に混合するためである。その後、血液は、中性塩（正塩）のような 希釈剤を収納する容器中に入れられ、そして混合される。好ましくは、血液と希 釈剤の場合は、中くらいの速度で１分間磁気撹拌によって行う。この混合方法に よって、希釈された溶液中に血球が均一に分散されることになる。

血液は以下に説明する精密な手法によって、所望の濃度に希釈される。これは単 なる設計事項の一つであり、行われる精密なテスト如何によって使用者によって 決められる。例えば、ＡＬＣＡＴテストはそれぞれ全血液中で濃度を異にする白 血球、赤血球や血小板の変化の測定に用いられる。白血球はマイクロリットル中 に通常４５００〜１１０００の濃度で存在し、−万券血球と血小板は、それぞれ マイクロリットル中に３６０００００がら５１００００００の間の濃度で存在す る。従って、例えば全部で約５０００の白血球を測定したい場合は、全血液を５ ００倍に希釈する。一方、赤血球又は血小板について同じ濃度を得たい場合は、 全血液を５ｏｏｏ。

倍に希釈する必要がある。

希釈は常法でよく、いかなるＵ様で行ってもよい。しがし、好ましくは、５ｅｑ ｕｏｉａ　Ｔｕｒｎｅｒ社から市販されている外部希釈器を用いる。

所望の希釈液を得た後、操作者は血液をテストに供することができる。

図１に戻って、皿３０は、使用に際して、台座１４の上面に載置される。

皿３０は複数の血球テスト容器３２と複数の化学テスト容器３４とを具備する。

血球テスト容器３２と化学テスト容器３４とは同一構造であり、ただ、血球容器 ３２は、以下に説明するように、本出願人の発明に係るテストに使用する物質を 含む円板３６を収容している。しかし、血液化学テスト容器３３は、血球テスト 容器３２より若干小さくするのが望ましい。というのは、血液化学テスト容器３ ４内で行うテストは、血球テスト容器３２中で行われるテストより少ない血清な いし血漿（ｓｅｒｕｍ）又は血液の使用でよいからである。

所望の濃度に希釈された血液は、血球テスト容器３２中に注入され、希釈化され た血清または血液は、血液化学テスト容器３４内に注入される。血球が血球テス ト容器３２中にいったん注入されると、血球はそれぞれの容器３２中の円板３６ と反応する。特定の血球テスト容器３２を対照（ｃｏｎｔｒｏｌ）として使用す る場合は、その容器３２中の円板３６は反応物質を含まず、血液に対して中性で ある。約０．５ｍｌの血液／懸濁液の混合物が各血球テスト容器３２内に注入さ れる。かかる量の液体は計数可能な所望の血球濃度を有する。

いったん血液が皿１６中に載置されると、反応が行われる。これは、血液を円板 ３６と接触するように置いた後、約４５分間、略体温（３６，６℃）で血液を培 養することによって得られる。その期間の経過後、被検査血液が培養器から取り 出され、さらに、３０〜４５分間室温に置かれる。すなわち、合計で７５〜９０ 分間、培養が行われる。テストを赤血球又は血小板のいずれかについて行う場合 は、血液が供試体としζ用いられる。しかし、白血球の解析の場合は、懸濁液中 の赤血球が溶解（Ｉｙｚｅ）されなければならない。

この方法ないし手段の妥当性（合理性）は本出願の先の特許中に詳細に記載され ている。

溶解は、溶解剤、好ましくは６１ＯＡｎｔｉ　Ｃｏｒｐ製のＡＬＣＡＬＹＳＥと １０００　ｍｌのＣｏｕｌｔｅｒ　Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ製のｌ５ｏｔｏｎの 混合物である溶解剤を用いる。

この１００ｈｌの混合物は、５０の異った食物アレルギーをテストするのに十分 な量である。使用目的によって、混合物の量は適宜増減できる。測定すべき血液 濃度を計算する際に溶解剤の添加量を考慮することは、当業者に容易に理解でき るであろう。

けだし、液状溶解剤の追加は血液溶液を希釈することになるからである。上述し たように、単位量者たりの血球濃度の精密性は設計事項に過ぎない。

溶解剤を用意した後、同溶解剤は血球テスト容器３２中に注入されなければなら ない。溶解剤は注意深（監視した時間間隔でそれぞれ異なった血球テスト容器３ ２中に注入されなければならない。上述した溶解液は約３０秒で赤血球と反応な いし作用する。溶解剤はまた約５０〜５５秒後に白血球と反応する。白血球が溶 解剤によって影響されないように、赤血球が溶解された後で白血球が溶解される 前に存在するわずかな時間内に測定は行わなければならない。

さらに、本発明に係る装置は、１分間に、２又は３つのテストを行うので、溶解 剤は、各血球テスト容器３２が血球テスト装置１０中に挿入する約３０秒前に各 血球テスト容器３２中に注入されなければならない。従って、血液は適当な時期 にテストのため用意しなければならない。

このように、操作者は約３０秒間隔で血球テスト容器３２中に溶解剤中を注入し 、十分な時間をかけて、溶解剤は赤血球と反応するが、白血球とは不十分な時間 でしか反応しない。従って。

白血球の正確な計測が可能となる。

溶解が行われると、実際のテストが行われる。

所望のテストを行うためには、容器３２．３４の内容物は各種のテスト補助装置 １８の各種成分の下端に接触させなければならない。これは、テスト補助装置１ ８を降下するか、または、台座１４を上昇させることによって行われるやいずれ も周知の方法で行うことができ、そのための構造は簡単であるため、ここでは詳 細には説明しない。

血球溶液を製造した後、血球の計測が可能となる。以下に説明する実際の計測に おいては、制御した速度で血球を移動させることが必要であり、そのため、液状 の血液中の懸濁物の移動を制御するための手段が必要である。この流体制御装置 は、図２において、３８で示されている。

流体制御装置３８は同モータ４０を制御するモータ制御器４３と、モータ４２に よって駆動されるポンプ４０とを具備する。

ポンプ４０は正圧ライン４４（同正圧ライン４４は分岐部４６で二つのラインに 分離する）と、大気に連通ずるベント４８とライン５０とを具備する。ベント４ ８とライン５０は弁５２によって制御され、ヘント４８が大気に開放していると き、ライン５０は閉じており、一方、ライン５０の圧力を検出する。ライン５０ は終端を圧縮空気槽（ａｉｒ　ｂｏｔｔｌｅ）５５に連通連結しており、同圧縮 空気壜５５はライン５７によって電気分解槽５６に連結されている。

ライン５８が電気分解槽５６の底部から導出され、２孔ストツパー６０の一方の 孔を通して、Ｃｏｕｌｔｅｒ　Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ　Ｉｎｃ製のｌ５ｏｔｏ ｎＨのような電解液を充填した有孔管６２の底部が連通連結している。有孔管６ ２は、通常、水晶ガラスやポリエチレン等の非導電素材からなり、広く市販され ている。２孔ストツパー６０は、上記した数量上の孔を有してもよく、この場合 、例えば、さらに測定用導管や液体供給導管を追加することができる。しかし、 ここでは、本発明の説明上、２つの孔を用いている。

有孔管６２は赤血球用孔管２２（図１）又は白血球用孔管２８（図１）のいずれ としても用いることができる。両前孔管の操作手順は同じであり、以下、一般的 に説明する。なお、単一の流体制御装置３８によって、並列して作動する二つの 有孔管６２を制御することもできる。ただし、説明の明確化のため、一つの方法 のみについて説明する。

有孔管６２の下端は、血球テスト容器３２中に位置している。血球テスト容器３ ２は血球懸濁物６６を含む。ライン６８は有孔管６２の頂部から、２孔ストンバ ー６０の第２孔を通して導出し、弁７ｏを通して廃棄物容器（ｗａｓｔｅ　ｃｏ ｎｔａｉｎｅｒ）７２の底部と連絡している。廃棄物ライン７４が廃棄物容器７ ２の頂部から導出してバランス容器７６に連絡する。さらに、ライン７８をバラ ンス容器７６から導出し、真空センサ８０及び弁８２を通して分岐部８４に連絡 する。真空センサ８０はライン７８の負圧を検出する。

分岐部８４によって、ライン７８はポンプへの流入源として働くライン８６と、 大気に開放するベント８８に分岐される。

弁８２はライン７８とベント８８の開閉を制御し、ライン７８が開のとき、ベン ト８８は閉じ、ベント８８が開のとき、ライン７８は閉じている。

弁５２．７０．８２は制御装置４３によって制御される。圧力センサ５４と真空 センサ８０の出力は制御装置４３に入力される。

流体制御装置３８の操作に際して、操作者は制御装置４３からの入力によって行 う。好ましくは、制御装置４３は所定のプログラムを内蔵するＸＴ又は高級なコ ンピュータを用いる。プログラムは、コンビエータの精度や使用目的に応じて変 わるので、プログラム自体はここでは再生しない。しかし、本明細書の開示内容 により、当業者は追加実験を行うことな（、所望の用途の為に十分なプログラム を作ることができる。

ポンプ４２を操作する前に、そして、血液テスト装置１０及び流体制外装置３８ の初期作動の前に、全てのラインは雰囲気圧力（ａｍｂｉｅｎｔ　ｐｒｅｓｓｕ ｒｅ）下にあり、有孔管６２は電解液によって完全に満たされており、電気分解 槽５６もまた電解液を充填している、圧縮空気壜５５、電気分解槽５６、廃棄物 容器７２及びバランス容器７６は大気から遮蔽している。

ポンプ４０を操作すると、制御装置４３によって弁５２を操作してベント４８を 閉じ、ライン５０を開ける。制御装置４３は、また、弁７０を閉じ、ライン６日 を遮断し、弁８２によってライン７８を閉じ、ベント８８を開ける。これによっ て、ポンプ４０が、その周囲の空気をベント８８から引き出し、分岐部８４を通 して、ライン８６に沿って、ポンプ４０を通して、ライン４４と５０に沿って圧 縮空気壜５５に流入する。エアの流れは、圧縮空気槽５５内の圧力を増大し、そ の後、電気分解槽５６内の電解液の表面にかかる下方向圧力によって、電解液は ライン５８によって有孔管６２に流入し、その後、有孔管６２からライン６８を 通して弁７０にいたる。弁７０は閉じているので、ライン５０からの弁７０への 圧力は、上記した雰囲気圧力を増大する。この圧力は、圧力センサ５２によって 検出されるライン５０内の圧力に影響を与え、その検出出力は制御装置４３に入 力を与える。

所定の圧力レベルに達する、すなわち、好ましくは大気圧プラス１７３大気圧（ 約２２０ｍｏ＋水銀柱）になると、制御装置４３は弁５２を駆動してライン５０ ．５８を閉じ、ベント４８を開ける。これによって、正圧が弁５２と弁７０との 間にシールされることになる。

正圧が弁７０の左側（図２）にシールされると、制御装置４３は、弁８２を駆動 してベント８８を閉じ、ライン７８を開ける。ポンプ４０は、その後、ライン７ ４がら空気を取出し、バランス容器７６、ライン７８．７６．４６を通してベン ト４８に供給する。このように、負圧（真空圧）が廃棄物容器７２の頂部に発生 し、材料を弁７０の右側から６８に沿って９引する。このように、弁７０の両側 において圧力差が生じる。ライン７８の真空圧が所定レベル、好ましくは真空セ ンサ８０によって測定して、大気圧マイナス１ノ３大気圧に達し、その値が制御 装置４３に入力すると、制御装置４３は弁８２を操作して、ライン７８を閉じ、 ベント８日を開ける。ポンプ４０はその時封止されている。

この時点で、弁５２と７０間には完全にシールされた正圧ラインが形成され、弁 ７０と８２間には完全にシールされた真空ラインが形成される。

圧力形成に少し影響する他の要因（ｆａｃｔｏｒ）について図３を参照して説明 する。

図３は有孔管６２の下部の詳細な構造を示しており、同下部は図３には示してい ない血球テスト容器３２中に吊支されている。

電解液６４が有孔管６２内に存在し、血液懸濁物６６が有孔管６２の外部に存在 する。有孔管６２は完全には中空ではない。有孔管６２は小さな孔９０を有し、 開孔９０を通して有孔管６２の内部と外部が連通ずる。孔９２を有する石（ｊｅ ｔｓｅｌ）９１が有孔管６２の外面をなす孔９０の開口部に装着されている。孔 ９０は有孔管６２の内部と外部を連通ずる単一の手段である。

好ましくは、有孔管６２は約１ｍ１Ｉ＋の厚さを有し、その下端の外径は約１０ 順である。従って、孔９０は約１ｍｍの長さを有する。孔９０は、また、約１ｍ ｎの直径を存する。石９Ｉの外径は孔９０の内径と少なくとも同程度としている ので、孔９０内を完全に満たし、その厚みは約３００ミクロンである。石９１の 孔９２は漏斗形状を有しており、直情部分は１２０〜２００ミクロンの直径を有 しており、最適直径は約１４０ミクロンである。直情部分は、石９１内であって 、有孔管６２の外側をなす側の中央部に位置している。孔９２の残りの部分は４ ５°の角度で拡開している。

以下詳述するように、血球は、その数の計算のため、孔９０の全長を移動するが 、液体もまた開孔９０を通して流れる。従って、有孔管６２の内側に形成された 圧力は、電解液６４を孔９０から流出し、血球テスト容器３２内に流入する。し かし、孔９０は図３では実際の寸法で記載されていない。実際には、孔９０の長 さは、１２０〜１４０　ミクロンのオーダーであり、その直径は１６０　ミクロ ンである。孔９０の直径は血球（白血球は７０ミクロン程度である）の直径より はるかに大きいが、ライン５８の直径（約３ＩＩＩＩｌ）より数倍小さくなって いる。従って、少量の電解液６４が孔９０を通して強制的に流出されるが、流出 量は、ライン５８を通して有孔管６２に強制的に流入される流体の量と比較して 著しく小さい量である。従って、孔９０を通しての電解液６４の流出量は有孔管 ６２内の圧力を著しく低減することはない。

しかし、孔９０からの流出流は一定の有益な効果を有する。すなわち、圧力によ って孔９０を通して少量の流体が流れるが、その流体は比較的高圧である。従っ て、孔９０に存在する障害物を除去し、その後に行われる測定を正確なものとす ることができる。

図２に戻って、ポンプ４０によって、弁７０の両側に圧力差を生じる。なお、弁 ７０は測定に先立って閉じている。

弁７０を介して、（約１分間経過後に）、所定の圧力差が生じると、その後、実 際の測定が行われる。

図１及び図３に、血液テスト装置１０に用いられる方法において使用する一対の 電極９３．９３’を示す。第１の電極９３は、好ましくは、有孔管６２の底部に 巻回したプラチナワイヤからなる一巻の絶縁ワイヤからなる。その露出端は、有 孔管６２の側面上に、孔９０から離隔して位置する。同電極９３は孔９０より高 い個所に位置しており、孔９０が液体で封止された場合、電極９３になる。これ によって、以下に説明するように、有孔管６２の内部との電気的接続が可能とな る。

他の電極９３″が開位置に明確に示されている。電極９３′は有孔管６２内で、 有孔９０から好ましくは８〜１０ｃａｌｌれた位置で、吊支されている。この距 離によって、電極９３”は孔９０近傍の乱流の影響を受けることがない。

電極９３．９３’のいずれかが、（図３に図示しない）！圧発生手段に接続され ており、もう一方の電極は（図３に同様に図示しない）！圧検出手段に接続され ている。いずれの電極９３．９３’の組みが電圧を発生し、又は測定に用いられ るかは関係ない。本実施例では、二つの電極は、陽極及び陰極として交互に働き 、その間を流れる電子は測定中、交互に流れを変えながら流れることになる。

これによって、一方の電極をずっと陽極として用いる場合に付着する不純物（ｃ ｏｎｔａｍｉｎａｎｔｓ）の蓄積を防止できる。

孔９０における電圧をＶとする。なお、本実施例では孔９０における電圧測定を 行うようにしているが、孔９０を流れる電流を読み取る（ｒｅａｄｉｎｇ）こと によっても同様な測定を行うことができる。これらは均等な読取り値となる。

一方の対の電極９３に電圧が印加されると、電流が均等に電解液６４又は血液懸 濁液中を流れる。ともに導電性だからである。

しかし、有孔管６２は非導電性であるので、電極９３と９３′間の唯一の導電路 は、孔９０内に存在する電解液に沿って形成される。

孔９０に電解液のみが存在する場合は、周知の大きさの定常電圧が孔９０内を流 れる。この電圧は比較基準電圧として用いられる定常基礎ライン電圧（図５８の ６参照）を形成する。血球（実寸ではない）が孔９０に流入すると、電圧を変動 し、電圧■を低下する。電圧■は制御装置４３によってモニターできる。そのた め、制御装置４３は、測定を始める前に電圧レベル■を特定でき、制御装置４３ はまず測定し、その後、レベル、例えばＶ、を記憶する。

このように、異なった被検体毎に異なった測定を行う′ためにＶｌｌを補正し、 特に、各測定毎に血球テスト装置１０の基準値を設定しなおす、というのは、各 被検体の基礎ライン電圧Ｖ８は新しく決定され、各被検体に適合した値となる。

制御装置４３が、弁５２．８２と、シーリング・オフライン５０，６８゜７４及 び７８を、大気との連通から遮断すると、血球容器３２中の電解液６６上には圧 力は殆どかからず、実質的に休止状態にある。

閉塞の後、測定が始まると、制御装置４３が弁７０が開け、廃棄物容器７２とバ ランス容器７６内に負圧を発生し、有孔管６２から電解液を取出す、電解液容器 ５６に通じるライン５８が弁５２によって閉じられると、ライン６８に沿った流 体の流れは孔９０内に吸引力を発生しく図３参照）、孔９０を通して血液の懸濁 液６６を引き出し、同血液とともに、測定されるべき血球を運ぶ。

ライン７８内の圧力、孔９０の直径及び血液の懸濁液の濃度は全て公知であり、 血液懸濁物６５６の流速もまた公知である。すなわち、血球のような孔９０を流 れる固定粒子の流速は公知である。血球の寸法と比較して流速は非常に速く、本 実施例のパラメータでは、５　（ｍ／ｓ）である。

本発明に係る装置によって測定される血球の移動軌跡が図４に示されており、時 間経過において測定した電圧が図５３に示されており、同時に基準が示されてい る。

図４に示すように、血球９４を孔９０を通して引き込むと、血球９４は矢印９６ ．９８．１００で示される軌跡を経て有孔管６２の外部から内部に流入する。孔 ９０を通して引き込む血球９４の時間経過に伴うそれぞれの位置が添字を有する Ｔによって図４に示されている。

同時期における一対の電極９３間の電圧値が図５８に示されている。

血球９４が孔９０内に存在しないとき（例えば、血球９４が図４の位置Ｔ。の左 側にあるとき）、孔９０を通した一対の電極９３間の電圧に影響を与えない。こ の電圧は安定したラインＶＩ％すなほち、図５ａに示す基礎ライン電圧として示 されている。好ましくは、電極９３と９３′間の電圧は約１８０ボルトである。

孔９０内の圧力変化が孔９０を通して血液懸濁液を引き始めると、血球９４も、 同血球９４が完全に孔９０中にくるまで、回礼９０を通して吸引される。

時間Ｔ０から時間Ｔ、にかけて、血球９４が徐々に孔９０に入るにつれ、電圧■ が下がる（図５８に縦軸に示す負の電圧の増加）。いったん孔９０内に完全に入 った後、血球９４の抵抗は、血球９４が時間Ｔ２で孔９０から離れ始めるまで電 圧を押さえ続ける。

血球９４が孔９０を出ると、血球９４が時間Ｔ、で重速Ｖに影響を与えない距離 移動するまで電圧を変動させる。

血球の抵抗値は公知であり、血球の容積に比例して大きくなる。

すなわち、Ｖｌと測定した最高電圧（時間Ｔ１と７２との間の平たい部分）との 差は、孔９０を通過した血球の寸法を決定することになる。

これによって、寸法の異なる血球の測定が極めて容易になるというのは、各血球 は、その寸法を示す最大電圧でユニ、トバルスとして働くからである。異なる寸 法のパルスを測定することによって所望の結果を得ることができる。

誤差が生じる可能性があるが、補正が必要となる。

まず、上記方法は単に血球のみならず、孔９０に入るすべての粒子を測定するよ うになっており、また、全ての粒子は血球と仮定する。従って、この仮定は誤差 は生じる。これは、白血球を測定する問題がある。

白血球の測定は赤血球の溶解を伴い、その結果、いくらかの球の破片を生じる。

これらの破片は白血球より小さく、小さな血球の虚偽の読取量を追加することに なり、測定結果を不正確なものとする。血液中に存在するその他の粒子、例えば 測定に影響を与えないような小さな混入物も測定結果を同様に不正確なものとす ることになる。

これらの読み取りにおける誤差は最小しきい電圧（図５８に示す電圧■υを設定 することによって補正される。

もし測定した電圧がｖＩより大きな値でＶＩｌから相違すると、測定は行われな い。好ましくは、■１は５ボルトとする。いったん制御装置４３がＶ、を上述し たように測定した後、各被検体毎に適切な■１を設定する。ここで、■１は基礎 ライン電圧■１からの固定した値である。

もう一つの誤差の原因は、有孔管６２内に生じる自然撹拌である。

ライン５８を通して電解液６４を円滑かつ強力に引き込んだとしても、いくつか の血球の軌跡は、血球９４を孔９０の出口にきわめて近い位置まで持っていくの で、電圧の読み取りに影響を及ぼす。そのような軌跡が、図４に、１０２．１０ ４及び１０６として示されている。そのような軌跡によって、次に続く血球は有 孔管６２０対向する壁に衝突し、孔９０の内側端の近くを通過する。孔９０を通 る血球９４の移動速度を考慮すれば、このことは十分に予測されうる。

時間Ｔ４で、血球９４が孔９０の内側端に近づくと、■の値が変化する。その変 化が小さく、■、を越えないときは、読み込みは行われない。

しかし、もし血球９４が孔９０に十分近接しＶをＶｔより大きなレベルまで下げ た場合は、戻りの血球は誤って小径の追加血球として計算されるおそれがある。

この種の誤りは二段階計算（測定）方式によって防ぐことができる。時間Ｔ０で ＶがＶｔより大きなレベルに変化したこと・　が検出された場合、タイマーが作 動し、孔９０の近くのエリアへの最初の粒子の流入から時間１．経過後に■を測 定する。ｔ、の期入った位置との間を移動するのに要する時間より大きくしてい ）　る。従って、変動はＴ１経過後に最大またはほぼ最大になる。

好ましくは、遅れ時間は８マイクロセカンドである。

この測定方法によって孔９０内の血球９４の存在によってＶの最）　大レベルを 一回読み取れば良いことになる。しがし、図５８の右側に示す波形からも明らか なように、孔９０の外部において、血球９４の°影′を誤って計算することにな る。

と　この誤った計算は、ｔ０後に時間１．経過した後行うＶの２回目）　の読み 取りによって防止できる。この読み取りは、孔９０を実際１　に移動する血球が いまだ孔９０中に存在する時間の内、一時点、及び孔９０の外部を単に通過する 血球９４が過ぎ去った時点で行わなければならない。好ましい動作条件下では、 血球は約２５マイクロセコンドで孔９０の長さを横切るのが望ましい。この場合 ｔ０からの適切な期間ｔ２は１６マイクロセカンドということになる。

第２測定値は第１測定値と比較され、もし、第２測定値もまた■１より大きい場 合は、二つの測定値は平均化され、血球９４の寸法の平均測定値を得ることがで きる。もし第２測定値が■１より小さい場合は、両側定値は破棄ないし無視され る。これによって電極９３の近傍を血球が通過することにより虚偽の読み取りを 除去でき、計算ないし計数をより正確なものとすることができる。単位容積当た りの血球濃度は血液懸濁液６６では十分に低いので孔９０内での第１血球の寸法 の正確な読み取りは、孔９０の外側で電極９３の近くを通過する第２血球の存在 によってマスクされたり、変更されたりすることは期待できない。同様に、二つ の血球が同時に孔９０を通過することも期待できない。

いずれかの事１ｑ　（ｅｖｅｎ　ｔ）が生じる可能性は統計的には小さい、統計 的に有意差が認められる程度に真の測定値ないし計算値な予測される誤差に対処 するため、別途モニタリングを行う必設定すると同様の方法で、同時に制御装置 ４３によって設定される。

いったんＶがＶｔより大きい値に変動した場合は、タイマーが作動する。タイマ ーは、血球が孔９０の通過を完了したと想定される時間の経過後であるｔ、に再 度測定するようにセントされている。本実施例では、ｔ、の間隔は５０マイクロ セカンドであり、これは血球９４が孔９０を完全に通過するに要するとされる時 間の倍である。

もし、時間ｔ、における■の測定値がＶｔよりも大きい場合は、■の変化はエラ ー状態の発生を検出したとして、対策手段を取らなければならない。

まず、流体制御装置３８がエラー状態を補正するのが望ましい。そのようなエラ ーは孔９０の閉塞の結果化じたので、閉塞を除孔９０から除去し、再度血球テス ト容器を取付けた際、破片は孔９０から離れた位置に存在することになる。

このように、エラー状態は検出され、補正され、そして、操作者の最小の介入に よって再使用可能となる。

もし、孔９０が再度閉塞され、又は、最初の閉塞除去が何らかの理由でうまくい かなかった場合は、供試体の信鯨性に問題があるからである。

各種測定を行うのに有用な回路を図６に１０８で示す。回路１０８は、二つの入 力ＶとｖＩ（制御装置４３から）を有する第１比較器１１０を有する。ＶがＶ、 を越えると、パルスが比較器１１０より出力され、遅延回路１１２を作動する。

遅延回路１１２は二つの異なった能動的（ｅｎａｂ　ｌ　ｉｎｇ）信号を出力可 能にセットされている。すなわち、ｔ、に相当する遅延時間後の第１信号と、ｔ ２に相当する遅延時間後の第２信号である。二つの遅延回路を用いることもでき る。これは単に設計的事項にすぎない。

第１能動的信号は■を受ける増幅器１１４を駆動し、時間ｔｌ後に■の大きさで 表される信号を出力する。この信号は、１．とｔ２との差に相当する時間だけ遅 延回路１１６によって遅延される。

遅延された第１信号は比較器１１８と１２０に入力される。

第２能動的回路は、■を受ける増幅器１２２を駆動し、時間ｔ２後に、■の大き さで表される信号を出力する。この信号もまた比較器１１８と１２０及び同様に デバイダ１２４にも入力される。

比較器１１８は時間１．と１．における■の差に基づいて、その差に相当する信 号を発生して、比較器１２６に出力する。

デバイダ１２４は、時間ｔ２におけるＶの値を入力し、設定蓋で分割する。この 設定量は使用者に許容可能なエラーレベルであり、好ましくは約１０％である。

デバイダ１２４の出力は比較器１２６に入力される。比較器１２６は、時間１． とｔ２での測定値間の差とデバイダ１２４からのエラーレベルとを比較する。

もし、■の測定値間の差がデバイダ１２４にセントされたエラーレベルより大き い場合は、エラー状態が発生しており、エラー信号が発生する。上記したように 、二つの異なった時間でのＶの測定によって、計算をより信頼できるものとする ことができる。図５ａの右側に示す誤った読み取りを生じる図４に示すようなは ね返る血球の場合、二つの読み取り値開の相違は第１測定の全体値となり、デバ イダ１２４により発生する許容エラーレベルを越えることになる。

ここでの比較の目的は、■のわずかな統計的変化によって、回路が真の読み取り を破棄しないようにすためである。

測定したいずれかの電圧は比較器１２６の基準電圧として用いることができ、１ ０％以外のいくつかのレベルを広い範囲にわたって用いることができる。当業者 が適切な選択をなすことは設計事項にすぎない。

次に、比較器１２０について説明すると、比較器１２０は二つの測定した電圧を 入力として取り込み、平均化し、これら二つの信号の平均値を表す信号を発生し 、これによって、関連した時間において孔９０を通過する血球の寸法を測定する 。上記方法に代えて、いずれかの電圧を取ることも可能である。しかし、二つの 信号の平均値によってより正確な測定する必要がある。

平均測定値は増幅器１２８に入力され、増幅器１２８は比較器１２６によって生 ずるエラー信号の非動態的入力を有する。従って、比較の結果読み取りがエラー と判明した場合は、増幅器１２８は不能となり、その読み取り値を積算値に入れ ない。

すべての実際の測定値は増幅器１２８を通して積算器１３０に入力され、同積算 器１３０は各信号の値を蓄積され、実際に計数した血球の数と各血球の寸法を示 す情報を保持する。この情報はさらにフローエラーが生じない限りメモリ１３２ に入力される。

閉塞等のフローエラーは回路の第２部によって検出される。

比較器１３４は定常的に■をモニターし、モニター結果を第２しきい値Ｖｔと比 較する。

■がしきい値を越える場合は、信号がトリガーされ、同信号は遅延回路１３６に 送られる。遅延回路１３６は駆動信号を時間ｔ２の経過後に比較器１３８に送る 。比較器１３８は■とＶｔとを比較し、もし■が上述した理由によってＶｔより 大きい場合には、エラー状態となり、エラー信号が発生する。このエラー信号は 積算器１３０をクリアし、制御装置４３に適当な警報を生じさせ、閉塞物の除去 のため孔９０内を逆流させる。

その後、制御器４３は、血液テスト装置をリセットし、操作者が血球テスト容器 を移動し、測定を初めからやり直す。

実際の計算は全体の血液の単位容積（通常１マイクロリフドル）当たりの血球の 数を測定することによって行われる。

実際の生の計算値はこの数に関連していなければならない。たとえば、本実施例 では、白血球に対しては、計算値は、全血液の血球濃度の１１５００の希釈容積 に対するものでなければならない。

このように、実際の計数は、１１５０Ｑに希釈された懸濁液の５００マイクロリ ツトル中の白血球の数を設定するために行われる。従って、生の計数値が、全血 液中のマイクロリットル当たりの血球数と直接対応することになる。より高い濃 度の赤血球や血小板の場合、計数は、同じ容積でさらに１００を掛け、希釈率を １　：　５００００とするのが望ましい。

もし、使用者が全体の血液をさらに大きな比率で、又は、より少ない比率で希釈 したい場合は、かかる場合の実際の血球濃度の計算は容易であり、また、手間の かかる実験を行うことなく計算できる。

この装置によって、使用者は、いままでにない容易さと正確さでＡＬＣＡＴテス トを行うことができる。

ヘモグロビン、血液化学テストやＣＢＣを行うために用いられる血球テスト装置 １０の他の構成要素は周知なので、ここでは説明は省略する。

本発明を添付図を参照して説明してきたが、本発明は具体的実施例に何ら限定さ れるものではなく、いろいろな変形例や変容例が添付の請求の範囲に規定されて いる発明の精神の範囲から逸脱することなくなし得る。

ｎ 寸 補正書の翻訳文提出帯（特許法第１８４条の８）平成　５年　１月１８日

Claims (7)

【特許請求の範囲】
1. １．対照用サンプルとして用いる被検者の血液の第１サンプルを保持する手段と 、 上記第１サンプル内の血球を計算し、第１結果を出す第１手段と、 テストサンプルとして用い、テストされる病気と一定の関係を有する物質を含む る被検者の血液の第２サンプルを保持する手段と、 第２サンプル中の血球を計算し、第２結果を出す第２手段と、 第１結果と第２結果とを比較し、比較結果を得る手段とを具備し、 上記比較結果が設定量より大きい場合は、被検者はその病気に罹っていると診断 可能な被検者の血液をテストするための装置。
2. ２．上記物質を第２サンプルに導入する手段を具備することを特徴とする請求項 １記載の被検者の血液をテストするための装置。
3. ３．第１サンプル内の血球の一部を溶解する手段を具備することを特徴とする請 求項１記載の被検者の血液をテストするための装置。
4. ４．第２サンプル内の血球の一部を溶解する手段を具備することを特徴とする請 求項１記載の被検者の血液をテストするための装置。
5. ５．第１サンプル内の血球の一部を溶解する手段を具備することを特徴とする請 求項４記載の被検者の血液をテストするための装置。
6. ６．第２サンプルを保持する手段は複数の異なったテストサンプルを含む手段を 具備し、各テストサンプルは複数の異なった病気にそれぞれ一定の関連性を有す る異なった物質を含み、第２サンプル中の血球を計算する手段は複数の異なった テストサンプルのそれぞれ中の血球を計算し、複数の第２結果を出す手段を具備 し、比較手段は上記第２結果のそれぞれを第１結果と比較する手段を含み、被検 者は、上記複数の病気のそれぞれについて診断の対象となることを特徴とする請 求項１記載の被検者の血液をテストするための装置。
7. ７．流体中に電磁場を形成し、 流体中の電磁場の基礎ラインレベルを測定し、制御された速度で電磁場を通して 流体を引き込み、血球を電磁場内で横断させ、 上記電磁場が上記基礎ラインレベルから変化した後の第２タイムインターバルで 上記電磁場のレベルを測定し、上記電磁場が上記基礎ラインレベルから変化した 後の第２タイムインターバルで上記電磁場のレベルを測定し、第１、第２タイム インターバルでの電磁場のレベルを比較し、 上記基礎ラインからの電磁場のレベルの各変化に対応する電磁場のレベルを蓄積 し、 よって、上記比較によって、第１と第２タイムインターバルでの電磁場のレベル の差が設定エラーファクターより大きいときは、個々のレベルの蓄積はエラーと して破棄することを特徴とする流体中に含まれる血球を計算する方法。