JPH06502486A - 血液テスト装置 - Google Patents
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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)
- 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.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.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.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.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.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.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。
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-
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