JPS5822939A - 血液分析装置 - Google Patents
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- G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume or surface-area of porous materials
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は一血液中の白血球などの成分を分析する装置、
詳しくは白血球のうち、リンパ球および顆粒球の割合お
よび数を求めることができる分析装置に関するものであ
る。
詳しくは白血球のうち、リンパ球および顆粒球の割合お
よび数を求めることができる分析装置に関するものであ
る。
白血球はリンパ球系白血球と顆粒球系白血球に大別され
るが１両者の割合は種々の血液疾患と大いに関係があり
、この割合、数を求めることにより、病気の治療１診断
に役立てることができる。
るが１両者の割合は種々の血液疾患と大いに関係があり
、この割合、数を求めることにより、病気の治療１診断
に役立てることができる。
従来、血球計数器を用いて白血球計数を行なうには、静
脈などから採血した血液を０．８５＜食塩水などの血球
浮遊用希釈液に希釈（たとえば５００倍）し、界面活性
剤などからなる溶血剤を滴下し赤血球のみを溶血させて
ゴースト化した後、測定していた。すなわち溶血剤を滴
下して赤血球のみを溶血させた血球浮遊希釈液中には、
白血球、血小板。
脈などから採血した血液を０．８５＜食塩水などの血球
浮遊用希釈液に希釈（たとえば５００倍）し、界面活性
剤などからなる溶血剤を滴下し赤血球のみを溶血させて
ゴースト化した後、測定していた。すなわち溶血剤を滴
下して赤血球のみを溶血させた血球浮遊希釈液中には、
白血球、血小板。
赤血球のゴースト（膜部分）が存在し−この血球扉遊希
釈液を電気的または光学的検出原理に基づく血球計数器
によシ測定すると、第２図に示すような検出信号が得ら
れる。このとき−白血球信号に比し血小板およびゴース
ト信号はきわめて小さ１ｎ（ｉＤで、所定の検出レベル
を設定し、そのレベル以上の信号を通過させることによ
り一白血球数を測定していた。なお第１図は溶血剤滴下
前の検出信号を示している。
釈液を電気的または光学的検出原理に基づく血球計数器
によシ測定すると、第２図に示すような検出信号が得ら
れる。このとき−白血球信号に比し血小板およびゴース
ト信号はきわめて小さ１ｎ（ｉＤで、所定の検出レベル
を設定し、そのレベル以上の信号を通過させることによ
り一白血球数を測定していた。なお第１図は溶血剤滴下
前の検出信号を示している。
白血球細胞は溶血剤の影響により体積が溶血剤滴下後直
小する。この縮小割合は白血球の種類によって異なり、
また溶血剤滴下後の時間によっても経時変化する。前述
のように白血球細胞を大別すると、リンパ球系と顆粒球
系に分かれる。リンパ球系の白血球細胞は顆粒球系の白
血球細胞に比べ１体積の縮小が早い時間、つまり溶血剤
滴下後直ちに始まり−ある一定時間後縮小は止まり安定
する。このとき第３図に示すように一リンパ球系の白血
球細胞の検出信号パルス高さと、顆粒球系の白血球細胞
の検出信号パルス高さとでは明らかな差が生じる。この
差を利用して白血球計数と同時にリンパ球系細胞数、顆
粒球系細胞数などを得ることができる。なお第４図は溶
血剤滴下後−長時間経過した後の検出信号を示しており
、顆粒球系−リンパ球系の弁別はできなくなっている。
小する。この縮小割合は白血球の種類によって異なり、
また溶血剤滴下後の時間によっても経時変化する。前述
のように白血球細胞を大別すると、リンパ球系と顆粒球
系に分かれる。リンパ球系の白血球細胞は顆粒球系の白
血球細胞に比べ１体積の縮小が早い時間、つまり溶血剤
滴下後直ちに始まり−ある一定時間後縮小は止まり安定
する。このとき第３図に示すように一リンパ球系の白血
球細胞の検出信号パルス高さと、顆粒球系の白血球細胞
の検出信号パルス高さとでは明らかな差が生じる。この
差を利用して白血球計数と同時にリンパ球系細胞数、顆
粒球系細胞数などを得ることができる。なお第４図は溶
血剤滴下後−長時間経過した後の検出信号を示しており
、顆粒球系−リンパ球系の弁別はできなくなっている。
以上の現象を効果的にとらえる方法の１つとして、第５
図に示すようないわゆる粒度分布曲線を得、その面積比
かへ求めることができる。しかしこの方法は従来の粒子
計数装置のほかに一粒度分布測定装置を必要とし、１個
１個の血球信号をその高さに応じて分類計数を行なう必
要があり、装置が複雑でかつ高価なものとなってし壕つ
という欠点があった。さらに別の方法として１粒子計数
装置の閾値回路に予め複数個の閾値レベルを設定し一２
群に大別したパルス高さの信号を別々に計数し、これら
の信号の差をとり、それぞれの粒子数を求める方法が考
えられるが、この方法は正常な健康人においては傾向が
ほぼ一定しているために、満足な結果が得られるが、病
的な血液においては赤血球の溶血度合も−また上記傾向
が生ずる時間もまちまちであり一必ずしも定められたレ
ベルでは満足されない。したがって時間とともに変動す
る第５図のａ−ｂのレベルを追従する何らかの方法をと
らえ、これに関連づけて閾値レベルを移動させる必要が
ある。
図に示すようないわゆる粒度分布曲線を得、その面積比
かへ求めることができる。しかしこの方法は従来の粒子
計数装置のほかに一粒度分布測定装置を必要とし、１個
１個の血球信号をその高さに応じて分類計数を行なう必
要があり、装置が複雑でかつ高価なものとなってし壕つ
という欠点があった。さらに別の方法として１粒子計数
装置の閾値回路に予め複数個の閾値レベルを設定し一２
群に大別したパルス高さの信号を別々に計数し、これら
の信号の差をとり、それぞれの粒子数を求める方法が考
えられるが、この方法は正常な健康人においては傾向が
ほぼ一定しているために、満足な結果が得られるが、病
的な血液においては赤血球の溶血度合も−また上記傾向
が生ずる時間もまちまちであり一必ずしも定められたレ
ベルでは満足されない。したがって時間とともに変動す
る第５図のａ−ｂのレベルを追従する何らかの方法をと
らえ、これに関連づけて閾値レベルを移動させる必要が
ある。
木発明は上記の諸点に鑑みなされたもので、血球検出装
置と、この血球検出装置に接続され比較電圧に基づいて
血球パルス信号を通過させる２つの比較回路と、これら
の比較回路に僅かの電位差をもった比較電圧を与える回
路と、前記比較回路を通過する血球パルス信号を周波数
・電圧変換してパルスの時間割合に変換する回路と、前
記２つの電圧に基づいて血球の累積粒度分布曲線の傾斜
部分を過ぎた位置で制御信号を発生し閾値電圧を得る回
路とを内蔵させて血液分析装置を構成することにより、
２つのレベルにおいてリンパ球系および顆粒球系の白血
球を分類計数できる血液分析装置を提供せんとするもの
である。
置と、この血球検出装置に接続され比較電圧に基づいて
血球パルス信号を通過させる２つの比較回路と、これら
の比較回路に僅かの電位差をもった比較電圧を与える回
路と、前記比較回路を通過する血球パルス信号を周波数
・電圧変換してパルスの時間割合に変換する回路と、前
記２つの電圧に基づいて血球の累積粒度分布曲線の傾斜
部分を過ぎた位置で制御信号を発生し閾値電圧を得る回
路とを内蔵させて血液分析装置を構成することにより、
２つのレベルにおいてリンパ球系および顆粒球系の白血
球を分類計数できる血液分析装置を提供せんとするもの
である。
以下、木発明の構成を図面に基づいて説明する。
第６図は木発明の血液分析装置の一実施態様を示してい
る。この血液分析装置は、白血球の浮態液を狭い通路に
通過させ液と血球との電気的または光学的な差異に基づ
ｂて血球を１個ずつ検出し血球の大きさに応じた高さの
電気信号を発生する血球検出装置１と−この血球検出装
置１に並列に接続された比較回路２．３，４と、比較回
路３，４にそれぞれ接続された周波数・電圧変換回路（
Ｆ／Ｖ変換回路）５−６と−このＦ／Ｖ変換回路５，６
に接続されたアナログ引算回路７と、このアナログ引算
回路７に接続された比較回路８．９と、比較回路８に接
続された変極点検知回路１０と、この変極点検知回路１
０および前記比較回路９に接続された制御信号発生回路
１１と、この制御信号発生回路１１に接続された制御回
路１２と一比較回路２に接続された基準電圧発生回路１
６と、比較回路６，４および制御回路１２に接続された
基準電圧発生回路１１１５と、比較回路８に接続された
基準電圧発生回路１６と、比較回路２および制御信号発
生回路１１に接続されたゲート回路１７と一比較回路３
および制御信号発生回路１１に接続されたゲート回路１
８と−これらのゲート回路１７．１８にそれぞれ接続さ
れた計数回路１９−２０と、これらの計数回路１１２０
に接続された演算回路２１とからなっている。
る。この血液分析装置は、白血球の浮態液を狭い通路に
通過させ液と血球との電気的または光学的な差異に基づ
ｂて血球を１個ずつ検出し血球の大きさに応じた高さの
電気信号を発生する血球検出装置１と−この血球検出装
置１に並列に接続された比較回路２．３，４と、比較回
路３，４にそれぞれ接続された周波数・電圧変換回路（
Ｆ／Ｖ変換回路）５−６と−このＦ／Ｖ変換回路５，６
に接続されたアナログ引算回路７と、このアナログ引算
回路７に接続された比較回路８．９と、比較回路８に接
続された変極点検知回路１０と、この変極点検知回路１
０および前記比較回路９に接続された制御信号発生回路
１１と、この制御信号発生回路１１に接続された制御回
路１２と一比較回路２に接続された基準電圧発生回路１
６と、比較回路６，４および制御回路１２に接続された
基準電圧発生回路１１１５と、比較回路８に接続された
基準電圧発生回路１６と、比較回路２および制御信号発
生回路１１に接続されたゲート回路１７と一比較回路３
および制御信号発生回路１１に接続されたゲート回路１
８と−これらのゲート回路１７．１８にそれぞれ接続さ
れた計数回路１９−２０と、これらの計数回路１１２０
に接続された演算回路２１とからなっている。
上記のように構成された血液分析装置は、白血球の計数
開始の前に、第７図に示す累積の粒度分布曲線にあられ
れるＢ点の位置を自動的に検出し。
開始の前に、第７図に示す累積の粒度分布曲線にあられ
れるＢ点の位置を自動的に検出し。
それを大粒子用の閾値レベルとして固定し一子め設定し
であるＡ点のレベルにより全粒子数を、Ｂ点により大粒
子のみを計数することができる。すなわち−Ｂ点のレベ
ルを顆粒球の閾値レベルとし。
であるＡ点のレベルにより全粒子数を、Ｂ点により大粒
子のみを計数することができる。すなわち−Ｂ点のレベ
ルを顆粒球の閾値レベルとし。
Ａ点をリンパ球を含む全白血球の閾値レベＶとすること
によって、それぞれのレベルで計数を行ない、計数終了
後に引算をすることによって、顆粒球系とリンパ球系そ
れぞれの白血球数を求めることができる。
によって、それぞれのレベルで計数を行ない、計数終了
後に引算をすることによって、顆粒球系とリンパ球系そ
れぞれの白血球数を求めることができる。
つぎに上記Ｂ点を求める方法を第６図および第７図に基
づいて説明する。血球検出装置１から発生された粒子信
号は、それぞれ比較回路２−３゜４に送られる。比較回
路３−４には基準電圧発生回路１４−１５から第７図に
示すＣ，Ｄのように−僅かにレヴル差をもった２つの比
較電圧が送られる。これらの２つの比較電圧は所一定の
電位差を保ちなから鋸歯状の電圧上昇を行なう。したが
ってＦ／Ｖ変換回路５−６の出力電圧は、比較電圧Ｃ１
ＤがＡよりも上の平坦な位置においては、それぞれに入
力する血球信号が等しいために差、が生じない。さらに
電圧が上昇して第７図の曲線の傾斜部分Ｅに達すると一
比較電圧（、Ｄよりも大きい血球信号を有する粒子数に
差が生じ、したがってＦ／Ｖ変換回路５−６の出力電圧
に差が生じ、アナログ引算回路７に出力電圧が生ずる。
づいて説明する。血球検出装置１から発生された粒子信
号は、それぞれ比較回路２−３゜４に送られる。比較回
路３−４には基準電圧発生回路１４−１５から第７図に
示すＣ，Ｄのように−僅かにレヴル差をもった２つの比
較電圧が送られる。これらの２つの比較電圧は所一定の
電位差を保ちなから鋸歯状の電圧上昇を行なう。したが
ってＦ／Ｖ変換回路５−６の出力電圧は、比較電圧Ｃ１
ＤがＡよりも上の平坦な位置においては、それぞれに入
力する血球信号が等しいために差、が生じない。さらに
電圧が上昇して第７図の曲線の傾斜部分Ｅに達すると一
比較電圧（、Ｄよりも大きい血球信号を有する粒子数に
差が生じ、したがってＦ／Ｖ変換回路５−６の出力電圧
に差が生じ、アナログ引算回路７に出力電圧が生ずる。
この出力電圧が基準電圧（固定）発生回路１６の設定電
圧を越えると、比較回路８が作動し変極点検知回路１０
をトリガーしてリセット状態力為らセット状態とする。
圧を越えると、比較回路８が作動し変極点検知回路１０
をトリガーしてリセット状態力為らセット状態とする。
さらに比較電圧（、Ｄが上昇し第２の平坦な部分に達す
ると、変極点検知回路１０がセット状態から再びリセッ
ト状態にもどり−このときトリガーパＶスを発し制御信
号発生回路１１に信号を送る。一方、比暢回路９はゼロ
電位を検知する回路でありニアナログ引算回路７の出力
電圧がゼロ、すなわち傾斜部分Ｅから第２の平坦な部分
に移ったことを検知し、制御信号発生回路１１に信号を
送る。これらの２つの信号により一制御信号発生回路１
１から制御信号が発せられ、制御回路１２を作動させて
基準電圧発生回路１１１５の基準電圧（、Ｄの上昇を停
止させる。すなわちＢ点がこれに該当する。同時に制御
信号はゲート回゛路１７１８にも送られ一計数回路１９
．２０にパルス信号を送り計数が開始される。したがっ
て計数回路１９には閾値電圧Ａ以上の全白血球が。
ると、変極点検知回路１０がセット状態から再びリセッ
ト状態にもどり−このときトリガーパＶスを発し制御信
号発生回路１１に信号を送る。一方、比暢回路９はゼロ
電位を検知する回路でありニアナログ引算回路７の出力
電圧がゼロ、すなわち傾斜部分Ｅから第２の平坦な部分
に移ったことを検知し、制御信号発生回路１１に信号を
送る。これらの２つの信号により一制御信号発生回路１
１から制御信号が発せられ、制御回路１２を作動させて
基準電圧発生回路１１１５の基準電圧（、Ｄの上昇を停
止させる。すなわちＢ点がこれに該当する。同時に制御
信号はゲート回゛路１７１８にも送られ一計数回路１９
．２０にパルス信号を送り計数が開始される。したがっ
て計数回路１９には閾値電圧Ａ以上の全白血球が。
計数回路２０には閾値電圧８以上の顆粒球系の白血球の
みが計数される。単にリンパ球系と顆粒球系の白血球数
の割合だけで良い場合には、計数回路１９の計数値が百
とか千といつだ分母にしても計算が簡単な値に達したと
きに、計数回路２０の計数値を読み取ることによって単
純に顆粒球系の割合を求めることができる。なお残りが
リンパ球系の白血球である。
みが計数される。単にリンパ球系と顆粒球系の白血球数
の割合だけで良い場合には、計数回路１９の計数値が百
とか千といつだ分母にしても計算が簡単な値に達したと
きに、計数回路２０の計数値を読み取ることによって単
純に顆粒球系の割合を求めることができる。なお残りが
リンパ球系の白血球である。
さらに白血球の全数、顆粒球系の数、リンパ球系の数の
絶対値を得たいときにはｍｍ球検出装置１に水銀０字管
などからなる血球浮懸液の定量装置を設け（図示せず）
−１これによって所定体積分の血球浮懸液を計数測定す
るように、スタート信号−ストップ信号を発生させ一針
数回路１９．２’０を制御する。すなわち、制御信号発
生回路１１の出力信号を測定リセット信号とし一上記操
作を測定のだめの前処理とすることができる。しかしな
がら一般には−スタートボタンを押し一水銀Ｕ字管など
のスタート信号・ストップ信号発生回路においてスター
ト信号が発生するまでの間に、数秒間の時間的な余裕が
あるために一上記操作はこの間に行なわれる。ちなみに
、顆粒球系白血球とリンパ球系白血球の２種に分離、す
るのは、溶血剤としてサポニンを添加後、１〜１．０分
程度の間であり、これを過ぎると白血球も溶血を開始し
上記測定は不可能となる。
絶対値を得たいときにはｍｍ球検出装置１に水銀０字管
などからなる血球浮懸液の定量装置を設け（図示せず）
−１これによって所定体積分の血球浮懸液を計数測定す
るように、スタート信号−ストップ信号を発生させ一針
数回路１９．２’０を制御する。すなわち、制御信号発
生回路１１の出力信号を測定リセット信号とし一上記操
作を測定のだめの前処理とすることができる。しかしな
がら一般には−スタートボタンを押し一水銀Ｕ字管など
のスタート信号・ストップ信号発生回路においてスター
ト信号が発生するまでの間に、数秒間の時間的な余裕が
あるために一上記操作はこの間に行なわれる。ちなみに
、顆粒球系白血球とリンパ球系白血球の２種に分離、す
るのは、溶血剤としてサポニンを添加後、１〜１．０分
程度の間であり、これを過ぎると白血球も溶血を開始し
上記測定は不可能となる。
以上説明したように本発明の装置によれば、白血球の計
数測定前に顆粒球系白血球測定の閾値の設定固定操作が
自動的に行なわれ、それぞれの検体試料に応じた閾値を
選定できるために、測定が確実に行なわれ、かつ計数測
定値の精度がきわめて良くなる。また従来のようにいち
いち粒度分布曲線を求めることなく、簡単な回路構成で
２種の比率が求まシ、従来の血球計数装置に内蔵するこ
とができるなどの効果がある。
数測定前に顆粒球系白血球測定の閾値の設定固定操作が
自動的に行なわれ、それぞれの検体試料に応じた閾値を
選定できるために、測定が確実に行なわれ、かつ計数測
定値の精度がきわめて良くなる。また従来のようにいち
いち粒度分布曲線を求めることなく、簡単な回路構成で
２種の比率が求まシ、従来の血球計数装置に内蔵するこ
とができるなどの効果がある。
第１図は血球浮遊希釈液に溶血剤を滴下する前の検出信
号波形図−第２図は溶血剤滴下直後の検出信号波形図−
第３図は溶血剤滴下一定時間後の検出信号波形図−第４
図は溶血剤滴下長時間経過後の検出信号波形図−第５図
は白血球の粒度分布曲線図、第６図は本発明の装置の一
実施態様を示す系統的説明図、第７図は白血球の累積粒
度分布曲線図である。 １・・・血球検出装置、２．１４・・・比較回路、５−
６・・・周波数・電圧変換回路、７・・・アナログ引算
回路−８，９・・比較回路、１０・・・変極点検知回路
。 １１・・・制御信号発生回路、１２・・制御回路、１６
゜１、Ｌ １５．１６・・・基準電圧発生回路、１７．
１８・・・ゲート回路、１９．２０・・計数回路、２１
・・・演算回路 特許出願人 東亜医用電子株式会社
号波形図−第２図は溶血剤滴下直後の検出信号波形図−
第３図は溶血剤滴下一定時間後の検出信号波形図−第４
図は溶血剤滴下長時間経過後の検出信号波形図−第５図
は白血球の粒度分布曲線図、第６図は本発明の装置の一
実施態様を示す系統的説明図、第７図は白血球の累積粒
度分布曲線図である。 １・・・血球検出装置、２．１４・・・比較回路、５−
６・・・周波数・電圧変換回路、７・・・アナログ引算
回路−８，９・・比較回路、１０・・・変極点検知回路
。 １１・・・制御信号発生回路、１２・・制御回路、１６
゜１、Ｌ １５．１６・・・基準電圧発生回路、１７．
１８・・・ゲート回路、１９．２０・・計数回路、２１
・・・演算回路 特許出願人 東亜医用電子株式会社
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 血球の浮懸液を狭い通路に通過させ液と血球との電
気的または光学的な差異に基づいて血球を１個ずつ検出
し血球の大きさに応じた高さの電気信号を発生する血球
検出装置と。 この血球検出装置に接続され比較電圧に基づいて血球パ
ルス信号を通過させる２つの比較回路と、これらの比較
回路に僅かの電位差をもった比較電圧を与える回路と、
前記比較回路を通過する血球パルス信号を周波数・電圧
変換してパルスの時間割合に変換する回路と。 前記２つの電圧に基づいて血球の累積粒度分布曲線の傾
斜部分を過ぎた位置で制御信号を発生し閾値電圧を得る
回路とを備えてなるこことを特徴とする血液分析装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56122696A JPS5822939A (ja) | 1981-08-05 | 1981-08-05 | 血液分析装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56122696A JPS5822939A (ja) | 1981-08-05 | 1981-08-05 | 血液分析装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5822939A true JPS5822939A (ja) | 1983-02-10 |
Family
ID=14842345
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP56122696A Pending JPS5822939A (ja) | 1981-08-05 | 1981-08-05 | 血液分析装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5822939A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN104515725A (zh) * | 2013-09-30 | 2015-04-15 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 一种识别异常粒子的方法和系统及其细胞分析仪 |
| CN110411925A (zh) * | 2019-07-26 | 2019-11-05 | 中节能天融科技有限公司 | 一种基于声表面波技术的超细颗粒物测量系统及方法 |
-
1981
- 1981-08-05 JP JP56122696A patent/JPS5822939A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN104515725A (zh) * | 2013-09-30 | 2015-04-15 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 一种识别异常粒子的方法和系统及其细胞分析仪 |
| CN110411925A (zh) * | 2019-07-26 | 2019-11-05 | 中节能天融科技有限公司 | 一种基于声表面波技术的超细颗粒物测量系统及方法 |
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