JPS627966B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は流体に懸濁された粒子の濃度を測定す
る装置に係り、特に、１方の濃度が容易に探知で
きるか又は標準値である様な少なくとも２種類の
粒子を懸濁した流体に於いて第１の種類の粒子の
濃度を測定するための装置に係る。本発明は全血
の単位容積当たりの粒子数に対応する数を測定す
るのに特に適している。かゝる数をしばしば血小
板の密度又は濃度と称している。この濃度は単位
容積当たりの粒子に関して表わしてもよいし、ヘ
マトクリツト即ち分数容積に関して表わしてもよ
い。

血液の検査は、医学診断のうちの最も一般的で
且つ最も頻繁に用いられている方法の１つであ
る。赤血球や白血球や血小板や血液のその他の構
成粒子の正常な標準計数値、並びに健康な各個人
の間のかゝる計数値の統計的な分布が確立されて
いる。かゝる計数値は通常は単位容積当たりの計
数、即ち濃度として表わされる。これらの標準値
からのずれが、しばしば、伝染病やその他の医学
的な問題の存在を表わしている。

単位容積当たりの血小板数は血液検査に於ける
臨床診断の重要な手段をなす。血液中の単位容積
当たりの血小板数が正常値から実質的にずれるこ
とは、しばしば病気の存在を示している。例え
ば、結核はしばしば血小板数の増加を生じ、そし
て他の急性伝染病は正常の数より小さな数を生じ
ることがある。血小板数の著しい減少はしばしば
急性白血病を表わしている。血小板数の中程度の
低下は薬品による悪影響を示している。

血小板は小さなものであり、そして赤血球より
も少数である。代表的には、正常な人間の血液は
全血１マイクロリツトル当たり約５百万個の赤血
球と、１マイクロリツトル当たり約250000個のみ
の血小板とを含んでいる。赤血球は通常直径約８
ミクロンの両凹形のデイスクであり、そして血小
板は約2.5ミクロン直径の丸形、楕円形、又は棒
形の粒子である。

血小板は寸法が小さく且つ赤血球に比べて数が
少ないので、赤血球の存在する中で計数するのが
困難である。然し乍ら、血小板の計数を行なう前
に血小板を分離させたり又は赤血球を破壊したり
する特殊なプロセスはこの計数プロセスに遅れや
経費を追加するだけでなくプロセスの信頼性を低
下することにもなるので、赤血球の存在する中で
血小板を計数することが望ましい。

血小板の濃度を探知するこれまでの間接的な方
法に於いては、顕微鏡のスライドグラスに付着さ
れた血小板及び赤血球が、選択された領域に於い
て、或る最低数の赤血球が計数されるまで同時に
計数される。次いで赤血球に対する血小板の比率
と、より容易に測定された赤血球の濃度とによつ
て血小板の数が得られ、上記赤血球の濃度は同じ
サンプル血液の既知の容積から得られた計数より
探知されたものである。

かゝるプロセスの１つに於いては、通常、全血
１部がCoulter Electronics Companyの製品であ
るイソトン（ISOTON）の様な生理学的な塩類溶
液99部に希釈される。次いでこの混合体がスライ
ドグラスに移され、そして15乃至45分後にこのス
ライドグラスが顕微鏡の下で検査される。或る時
には、小さな方形のブロツクを複数個持つた計数
室の助けによつて計数が行なわれる。例えば10個
のかゝるブロツクに於いて計数された粒子の数
が、希釈比及びブロツク寸法に基いた或る定数に
よつて乗算される。スライドグラスの共通の領域
中で1000個の赤血球が計数されるまで血小板が赤
血球と同時に目で見て計数される。計数された血
小板の数は例えば68である。単位容積当たりの赤
血球数、即ち赤血球の濃度は既にわかつており、
或いは又血液のその他の一般に必要とされている
試験によつて知ることができる。解説の目的上、
赤血球の濃度が１マイクロリツトル当たり
4480000個であると仮定しよう。これは本発明が
適用されたサンプルに於いて測定された実際の濃
度を表わしている。

血小板の濃度Ｐ_Dは、計数された赤血球に対す
る計数された血小板の比率で赤血球の濃度RBC_D
を採算したものに等しい。

この例に於いては、 Ｐ_D＝RBC_D×６８／１０００＝4480000×0.068＝304640血小板／マイクロリツトル この方法は、得られたサンプルの容積が実質的
な数の血小板（好ましくは少なくとも50個）、従
つて相当に正確な血小板濃度指示、を与えるに充
分な程大きなものである限りは、サンプルの容積
に拘りなく計数プロセスを行なうことができると
いう効果を与える。血小板を計数するこの方法及
び他の方法が、1969年W.B.Saunders Company
出版、Israel Davidsohn及びJohn Bernard
Henry著のTodd−Sanford Climical Diagnosis
by Laboratory Methods、第14版の157乃至161頁
に記載されている。

血小板及び赤血球を同時に計数するというこの
様なこれまでの間接方法は、非常に時間浪費であ
るか、又は計数された粒子が少数であるために比
較的不正確である。例えば上記説明に於いては、
血小板の計数に於けるたつた１つの血小板の誤差
でも血小板濃度数に1.5％の誤差を生じさせる。
更に、赤血球及び血小板の同時計数に基いたこれ
までの血小板濃度計算方法は、計数プロセスの終
了に続いて代数的な処理を必要とする。

電子式の粒子カウンタは、これまでの顕微鏡式
技術を用いて可能であつたものよりも相当な正確
さで非常に短時間の内に血液中の粒子を計数でき
る様にする。

感知トランスジユーサに既知量を流すところの
液体サンプル中に懸濁されそして区別できる物理
的な特性を有している様な色々な種類の粒子を電
子的に計数する一般的な概念は公知である。例え
ば、Coulter氏の特許第2656508号を参照された
い。

然し乍ら、本出願人の知る限りでは、希釈され
た全血の不定容積の血小板計数濃度を測定するた
めに赤血球及び血小板を同時計数するというこれ
までの間接方法には電子式の粒子計数がこれまで
適用されていない。更に、本出願人の知る限りで
は、ここに述べる本発明より以前に、血液サンプ
ルの赤血球及び血小板の同時計数に続いて単位容
積当たりの血小板計数を計算するのに必要とされ
る代数的な処理を回避する既知の方法はない。

液体媒体中の粒子濃度乃至は密度は通常は単位
容積当たりの計数に関して表わされるが、パーセ
ント容積の様な別の仕方で表わされることもあ
る。特に、血液の分析においては、サンプルの赤
血球数とヘマトクリツト、即ち赤血球により占有
された血液容積のパーセントとの両方のルーチン
化された測定がしばしば行なわれる。

ヘマトクリツトの厳密な基準値は通常は既知の
遠心分離プロセスによつて作り出される。

ヘマトクリツトを測定する公知の電子プロセス
においては、計数さるべきパルスが、先ず、計数
されている各粒子の容積に比例して重み付けされ
る。そしてそれにより重み付けされたパルスが加
算され、即ち積分され、粒子によつて占有された
液体のパーセント容積に比例した信号が発生され
る。

本発明は他の仕方でも適用できるが、簡単化の
ために、単位容積当たりの計数によつて表わされ
た密度乃至は濃度に関して特に説明することにす
る。従つて、本発明の基礎となる広い概念は単位
容積当たりの計数以外の他の仕方で測定され且つ
表わされた密度乃至は濃度に適用することもでき
るということを理解されたい。

本発明の主たる目的は、血液サンプル中の赤血
球及び血小板の量を同時に電子的に測定すること
によつて不定容積の血液サンプルの血小板濃度を
測定するための改良された装置を提供することで
ある。

又、本発明の目的は、赤血球及び血小板数の代
数的な処理を必要とすることなく不定容積の血液
サンプルの単位容積当たりの血小板数を測定する
装置を提供することである。

本発明の更に別の目的は、希釈された不定容積
の血液中の血小板及び赤血球を電子的に同時に計
数しそして１方が赤血球数に対応しそしてもう１
方が血小板数に対応する別々の計数を発生する装
置を提供することである。赤血球の計数が所定値
に達した時に計数プロセスを自動的に終わらせ
て、表示された血小板計数が単位容積当たりの血
小板数を直接指示する様にし、データの代数的な
処理を不要にする手段をかゝる装置に備えること
も本発明の目的である。

本発明の更に別の目的は、ノイズの様なスプリ
アス信号に応答して偶発的にパルスを発生する可
能性を少なくした回路により、且つほとんど同時
に検出された２つの粒子のうちの小さい方が初め
に検出された粒子であつたとしてもこの初めの粒
子を計数する回路により、粒子計数の確度を改善
することである。

本発明の更に別の目的は、所定の状態が生じた
時に計数プロセスを自動的に終了させることであ
る。

本発明の更に別の目的は、粒子感知トランスジ
ユーサに粒子の流れを通すことによつて発生され
たパルス数には一致作用によるエラーがあること
を自動的に考慮に入れる装置を提供することであ
る。

ここに詳細に述べる本発明の特定実施例におい
ては、血小板の検出により発生された電気信号を
赤血球の検出により発生された電気信号から弁別
する回路を設け、且つ又計数された赤血球パルス
数が所定値に達するまで、検出された血小板に一
般的に対応する電気パルスと検出された赤血球に
一般的に対応する電気パルスとを別々に計数しそ
して血小板計数プロセスを自動的に停止する回路
を設けることにより、検出された血小板に一般的
に対応するパルス計数又は単位容積当たりに対応
する血小板計数を自動的に表示することができ
る。

本発明の好ましい実施例の非常に効果的な特徴
は、単位容積当たりの血小板数を直接測定する近
代的な高速電子計数装置を適用して、これを適用
しなければその後に通常必要とされた代数的な処
理を排除できるようにした回路手段を設けること
にある。

本発明の好ましい実施例の別の非常に効果的な
特徴は、電子計数を自動的に停止させる既知の赤
血球計数濃度にセツトすることのできる計数終了
手段を設けたことにある。

本発明のなお別の非常に効果的な特徴は、測定
がサンプル容積とは無関係であるからサンプルの
希釈の精度が厳密でなくてよい様にしたことであ
る。この特徴は、以下で述べる様に本発明の或る
実施例に於いては粒子トランスジユーサの中心部
にサンプル流を集束即ち限定するシースを用いる
ことが好ましいので特に好都合である。

本発明の他の目的は、特徴並びに効果は、添付
図面に関連した以下の詳細な説明より明らかであ
ろう。

一般的な説明 さて第１図を参照すれば、血小板計数装置は検
出された粒子の或る物理特性に相関された振巾を
持つ電気信号の流れを発生するために、血液の希
釈されたサンプルが通流される粒子感知トランス
ジユーサ１０を備えて一般的に示されている。

赤血球と血小板との寸法の差が、これら粒子を
弁別するための比較的好都合の物理特性を与え
る。希釈された全血に懸濁された赤血球や血小板
の様な、流体中に懸濁された粒子の寸法を左右さ
れる振巾を持つた電気信号を発生する既知の方法
及び装置は多数ある。導電性流体中に懸垂された
１対の電極間の電気インピーダンスを、粒子がそ
の直径より若干大きな穴を通過する時に相対的に
変えることがかゝる公知方法の１つである。光検
出器の使用を含む他の方法も知られている。

粒子感知トランスジユーサ１０は、検出される
粒子の寸法に基いた特性を持つ電気信号を発生す
るものである限りかゝる公知装置のいかなるもの
でもよい。以下に述べる本発明の実施例に於いて
は、粒子感知トランスジユーサが、検出される粒
子の寸法に実質的に比例した振巾を持つ電気信号
を発生する型式のものである。

更に、好ましくは粒子感知トランスジユーサは
粒子が該トランスジユーサの感知領域を通過した
後に若循環するということに関連した問題を回避
するものでなければならない。この種の問題が解
消されなければ、同じサンプルに懸濁された異な
つた寸法の粒子を正確に計数することを困難なも
のにしたり不可能にさえもすることになろう。例
えば、かゝる好ましいトランスジユーサの１つが
Hogg氏の特許第3902115号に開示されている。別
の適当なトランスジユーサが、1976年３月、
Scientific American、第234巻、第３号の108乃
至117頁に記載された、Herzenberg、Sweet、及
びHerzenberg著の“Fluorescence−Activated
Cell Sorting”と題する論文に述べられている。
上記問題を解消しそして本発明に適したなお別の
トランスジユーサが、1973年７月、Medical and
Biological Engineering、447乃至454頁のSchultz
及びThom著、“Electrical Sizing and Counting
of Platelets in Whole Blood”と題する論文に
述べられている。

実際には、粒子の流れが感知領域に通流する時
に上記型式のトランスジユーサにより発生される
パルスの数は感知領域に流れる粒子の数よりも少
ない。この１つの理由は、２つ或いはそれ以上の
粒子が互いに接近して感知領域に流れて、２つの
部分的に重畳したパルスの様な重畳パルスを発生
したり或いは単１のパルスしか発生しなかつたり
するためである。従つて異なつた寸法の２種類の
粒子を検出すべき場合には、１方の粒子の存在
が、他方の粒子の存在によるパルスを覆い隠す様
なパルスを発生し勝ちである。本発明はこの様な
覆い隠しやその他の一致作用によつて生じるかも
しれないエラーを減少するものである。然し乍
ら、本発明の説明を簡単化するため、かゝる干渉
を生じることなく粒子が感知領域に流れるという
ことを先ず初め仮定し、次いで多数のかゝる覆い
隠し作用は生じるが排除されるか又は少なくとも
減少される様な本発明の実施例を説明し、そして
一致作用により生じ勝ちなエラーを完全には排除
しないが本発用の全ての実施例が通常相当に減少
することを示す。いずれの場合も、本発明を最も
良い形態で実施する場合は、一致現象に於いて生
じる計数パルスのエラーが実質上問題でなくなる
様にされる。

赤血球及び血小板が均一な寸法をしていないこ
とは良く知られている。実際には各種類の粒子の
寸法が広範に分布しているが、これらはわずかな
程度重畳するだけである。説明の便宜上、特に示
さない限り、本発明はこの重畳が無視できるもの
として説明する。

粒子感知トランスジユーサ１０により発生され
た信号は、０乃至15ボルトの電圧レンジで作動す
るものの様な容易に入手できる市販の部品に用い
ることができるようになるまでには一般的に増巾
を必要とする。インピーダンス変化型の粒子感知
トランスジユーサに対しては代表的に約2000の電
圧利得と約50KHzの帯域とを持つた簡単な交流
増巾器１２が用いられる。粒子感知トランスジユ
ーサにより発生される直流（DC）電圧は粒子寸
法に関する情報を与えるものでなく、そして以下
に述べる様に異なつた寸法の粒子を区別するのに
用いられる弁別回路の動作に干渉し勝ちであるの
で、交流増巾器を用いるのが好ましい。

高いスレツシユホールド検出器１６及び低いス
レツシユホールド検出器１８は、血小板に対応す
るパルスを赤血球に対応するパルスから区別し且
つ偶発的に計数され勝ちな低レベルノイズから
かゝるパルスを区別するために用いられる。

スレツシユホールド検出動作を簡単化するた
め、血小板及び赤血球電気信号の下限が接地にク
ランプされる。このクランプは基線復帰回路１４
によつて達成される。ピーク検出器２０は、血小
板及び赤血球電気信号のピークを検出しそして高
いスレツシユホールド検出器及び低いスレツシユ
ホールド検出器の出力信号を、ほゞ電気信号のピ
ーク振巾発生時にサンプルできる様にタイミング
信号を与えるための手段をなす。

交流増巾器１２と基線復帰回路１４との結合
は、粒子感知トランスジユーサに於ける基線の不
安定さに対して計数動作を比較的不感にする様に
も働く。基線の不安定さ、即ち固定作動電圧のラ
ンダムな変化は、例えば気泡が形成されるために
流体導電率測定装置に於いて生じることがある。

パルス分類ユニツト２２は、高いスレツシユホ
ールド検出器１６と低いスレツシユホールド検出
器１８とピーク検出器２０との出力信号を各々受
け取り、そしてそれに応答して、検出された粒子
の種類、即ち赤血球又は血小板に対応する２つの
ライン３３及び３５の１方にパルスを発生する。
従つて、パルス分類ユニツト２２は粒子の検出に
より発生された各電気信号、赤血球に対応するパ
ルスか又は血小板に対応するパルスかに変換し、
そしてかゝるパルスを別々のライン、即ち赤血球
パルスに専用に用いられる第１パルスライン３３
と血小板パルスに専用に用いられる第２パルスラ
イン３５とを経てカウンタに転送する。

第１図の右側に示された様に、パルス分類ユニ
ツト２２からの２本のパルスライン３３及び３５
は別々のカウンタに接続される。血小板パルスラ
イン３５は血小板パルスカウンタ２４に接続さ
れ、そして赤血球パルスライン３３は赤血球パル
スカウンタ２８に接続される。各カウンタは指定
された特定種類の粒子に対応するパルスによつて
のみ作動されるので、各カウンタにより発生され
る計数はその種類の粒子の数にのみ対応する。従
つて、赤血球パルスカウンタは粒子感知トランス
ジユーサ１０を通過した赤血球の数を計数し、そ
して血小板パルスカウンタ２４は粒子感知トラン
スジユーサ１０を通過した血小板の数を計数す
る。

第１図の右側に示されている様に、血小板パル
スカウンタ２４は、発生された血小板計数が表示
され従つて利用者によつて観察される血小板表示
ユニツト２６に接続される。一方、赤血球パルス
カウンタ２８の出力は親指操作ホイールスイツチ
配列体３０の形態のレジスタに接続され、この配
列体３０は試験されている血液サンプルの単位容
積当たりの既にわかつている即ち仮定された赤血
球数に代表的に対応する所定の計数にセツトされ
ている。赤血球パルスカウンタ２８の出力が親指
操作ホイールスイツチ配列体３０にセツトされた
プリセツト計数に対応した時は、計数終了信号
STOPが発生され、これは赤血球パルスカウンタ
２８及び血小板パルスカウンタ２４で行なわれて
いる計数プロセスを自動的に且つたゞちに終わら
せる。計数された赤血球の数は親指操作ホイール
スイツチ配列体３０にセツトされたプリセツト値
に等しく、そして血小板パルスカウンタは同時に
計数された血小板の数を表示する。この時血小板
表示装置は、赤血球を計数するのに用いられたサ
ンプル中の単位容積当たりの血小板数に対応す
る。

第１図の実施例は本発明を実施するのに適して
いるが、或る実験室的な状態の下で望ましいと考
えられ且つ第２Ａ図及び２Ｂ図に示された本発明
の回路の好ましい実施例によつて与えられる様な
或る付加的な効果がある。例えば第２Ａ図の回路
は、回路が60Hz交流の様な低周波ノイズ信号に感
じるのを減少するため、高域フイルタとしても働
く基線復帰回路を用いている。更に例えば、第２
Ａ図の回路を用いた本発明の実施例は、感知トラ
ンスジユーサの出力信号に重畳されたノイズ信号
に応答して誤つたパルス数を発生することはほと
んどあり得ない。更に、第２Ａ図の回路は赤血球
と一致する直前であつて且つほとんど一致して検
出された血小板に対応する血小板パルスを発生す
るのにより適している。従つて第２Ａ図の回路は
計数過程に於いて大きな赤血球に本来的にある覆
い隠し作用を回避する。第２Ａ図及び２Ｂ図の回
路のこれらの効果及び他の効果は、本発明の種々
の実施例の詳細な説明により充分に明らかとなる
であろう。

本発明を実施する最も良い形態に於いては、行
なわれている２つの計数動作を終わらせるために
計数終了信号STOPが用いられる。然し乍ら、プ
リセツトされた赤血球数に達した時に生じた血小
板数が利用者に得られる様にされる限りは、たと
え血小板計数動作のみが終了されてもそして又計
数動作が停止されなくても本発明の主たる効果が
達成されよう。

本発明の装置の好ましい実施例に於いては、供
試サンプルの赤血球濃度が既知であり、感知トラ
ンスジユーサはシース集束装置を用いている。本
発明を用いるのに最も適したもの、即ち粒子寸法
及び計数の正確な測定を含む様な流れ系統に於い
ては、サンプル流体の芯が粒子のない流体のシー
スの中心に流れる様な集束装置を用いることが望
ましい。かゝる装置は感知領域の中心に沿つてサ
ンプルと正確に投射できる。然し乍ら、かゝる装
置に於いては、シース集束装置が制御されないサ
ンプル希釈を生じるのでサンプルとシースとの相
対的な容積を大きさ定めすることが非常に困難で
ある。この制御されない希釈がサンプル−流れ容
積の測定を排除する。というのは、測定された流
れ容積がサンプル及びシースの未知の大きさに対
するものとなり、且つかゝる集束装置に於いては
集束されない装置に於けるよりも容積及び流量が
代表的に約50倍も小さいからである。

集束装置に於いては、10乃至30マイクロリツト
ルのサンプル容積と、１秒当たり0.1乃至0.5マイ
クロリツトルの流量とが代表的なものである。
かゝる小さな容積及び流量を測定する装置は、正
確で、信頼性があり然も安価である様にするのは
困難である。然し乍ら、本発明を用い、そしてサ
ンプルの構成粒子のうちの１つの粒子密度乃至濃
度が前以つてわかれば、サンプルの別の型式の構
成粒子の粒子密度乃至は濃度を探知することがで
きる。唯一の条件は、種々の型式の粒子を或る物
理的な特性によつて互いに区別できるということ
である。更に、希釈の比率が制御されず且つサン
プル流量が未知であつて然もわずかなものである
にも拘わらず、粒子の濃度を探知することができ
る。

本発明に於いては、供試サンプルの構成粒子の
うちの１つについての前以つた知識が通常用いら
れる。かゝる前以つた知識が得られない場合は、
サンプルの全ての構成粒子の同時計数を進める前
に１つの構成粒子の密度乃至濃度を正確に測定す
るため先ず初めに同じトランスジユーサをシース
なしで用いることができる。

更に、サンプルの１つの構成粒子についての前
以つた知識が得られない場合には、本発明は、或
る物理的に区別できる既知の濃度の粒子を含んだ
第２のサンプルを供試サンプルに混合するという
更に別の段階を意図している。初めのサンプルの
混合は正確でなければならないが、この混合体の
その後のサンプリング及び希釈は正確でなくても
よい。従つて、フロントシースを用いつつ異なつ
た寸法の粒子を同時計数するという前記した問題
が本発明のこの実施例に於いて解消される。第２
サンプルの粒子は、サンプル中の未知の濃度の粒
子と区別できる限り、トランスジユーサの感知領
域に於いて感知するのに適した粒子であれば何で
もよい。既知の寸法及び既知の濃度の合成粒子が
代表的にかゝる目的に適している。例えば、米国
ミシガン州ミツドランドのDow Corningにより
製造されたポリエチレン又はポリエスチレンのビ
ーズが、本発明により行なわれる血液サンプル測
定のために適当な合成粒子である。

詳細な説明 本発明のこの詳細な説明に於いては、血小板を
検出した結果として発生されたパルスと赤血球を
検出した結果として発生されたパルスとを弁別し
そしてかゝるパルスを計数するための装置及び方
法を、一般の当業者がこの装置を作ることができ
且つ現在意図されている最良の形態でこの方法を
実施できるに充分な程詳細に説明する。第１図に
示された粒子感知トランスジユーサ１０及び交流
増巾器１２は各々良く知られたものであり、更に
詳しい説明はいずれも不要であろう。粒子感知ト
ランスジユーサ１０を通る全血のサンプル容積の
流れが、第１図の波形WA′で示された様な電気
信号を交流増巾器１２出力に発生するということ
についてのみ注意されたい。この波形WA′は回
路点A′に現われる電気信号、即ち粒子感知トラ
ンスジユーサ１０によつて赤血球が、次いで血小
板が検出された時の交流増巾器１２の出力信号に
対応している。

第１図に於いては、波形WA′の形状が、サン
プルがトランスジユーサ１０に流れる時にトラン
スジユーサ１０の電極間に生じる抵抗値の変化に
対応している。図示された様に、赤血球が検出さ
れるか血小板が検出されるかに基いて異なつた高
さのパルスが発生される。本発明の１つの変形態
様に於いては、この電気信号が微分され、そして
それにより生じた波形に於けるパルスの相対的な
高さが再び検出される。図示された波形WA′に
於いては、大きなパルスが赤血球に対応しそして
小さなパルスが血小板に対応している。微分した
後、この微分された信号に於けるパルスの相対的
な高さが保持され、小さなパルスが血小板に対応
しそして大きなパルスが赤血球に対応する様にさ
れる。従つて本発明の実施に於いては、異なつた
粒子に対応する別のパルス特性が用いられてもよ
い。然し乍ら、説明を簡潔にするため、特定の波
形WA′により表わされた型式の電気信号のみを
参照して本発明を詳細に説明することにする。

基線復帰回路１４は第１図に示した様に直列キ
ヤパシタ１１と、ダイオード１３と、点Ａと接地
Ｇとの間に並列接続された抵抗１５とを備えてい
る。前記した様に、この基線復帰回路１４の目的
は、スレツシユホールド電圧検出器１６及び１８
をより好都合に使用できる様に０ボルド直流基線
を交流増巾器１２の交流結合出力信号に復帰させ
ることである。

波形WA′に相当する入力信号に対する基線復
帰回路１４の出力信号は波形WA即ち２つのパル
スに相当し、その大きい方が早目に検出された赤
血球に対応しそして小さい方が後で検出された血
小板に対応し、共通の基線はほぼ直流０ボルトで
ある。各波形の基準時間“to”は同一であり、第
１図に示された全ての波形WA′，WA，WB，
WC，WD，WE及びWFの相対的な時間関係の大
体の指示を与える様に意図されている。

高いスレツシユホールド検出器１６及び低いス
レツシユホールド検出器１８は各々電圧比較器１
７及び１９を用いる。これら２つのスレツシユホ
ールド検出器１６及び１８は、ポテンシヨメータ
２１及び２３に各々印加される電圧以外はあらゆ
る観点に於いて同一である。高いスレツシユホー
ルド検出器１６のポテンシヨメータ２１はその第
１の端が直流約３ボルトの電源に接続され、そし
てその第２の端が直流約５ボルトの電源に接続さ
れ、従つてポテンシヨメータ２１のアームに於け
る接地に対する電圧を直流３ボルトと５ボルトと
の間で変化させることができる。一方、低いスレ
ツシユホールド検出器１８のポテンシヨメータ２
３はその第１の端が直流約１ボルトの電源に接続
されそしてその第２の端が接地され、従つてポテ
ンシヨメータ２３のアームに於ける接地に対する
電圧を直流０ボルトと直流１ボルトとの間で変え
ることができる。この場合には２つの電圧レンジ
が重畳しない。

各々のスレツシユホールド検出器１６又は１８
は高利得増巾器１７又は１９である電圧比較器を
各々用いており、場合によつてその出力信号は、
ターミナル２の正入力ラインに印加された入力電
圧がターミナル３の負入力ラインに印加された基
準電圧を越えた時に高い限界に押しやられそして
これと反応のことが生じた時に低い限界に押しや
られる。かゝる電圧比較器の１つは、“Linear
Integrated Circuit”と題するNational
Semiconductor publication（1975年版）の頁３
−21乃至３−25に記載されたNational
Semiconductor Model LM311電圧比較器／バツ
フアである。

各電圧比較器のターミナル４及び８は各々直流
−15ボルト及び直流＋15ボルトに接続され、そし
てターミナル１は接地Ｇに接続されている。各々
の比較器の出力ターミナル７はフイードバツク抵
抗Ｒ_fによつて入力ターミナル２に接続される。
入力抵抗Ｒ_iを含むこのフイードバツク構成は、
正入力ラインと負入力ラインとの電圧差が出力信
号を１方の限界から他方の限界へと押しやる精度
を高める。

第１図に於いて波形WBは回路点Ａに対応する
波形WA入力信号を検出器１６に印加するのに応
答して点Ｂに発生された電気信号を表わしてい
る。この波形WBは、ポテンシヨメータ２１によ
り高いスレツシユホールド検出器１６にセツトさ
れた高いスレツシユホールドレベルを越えた赤血
球検出信号の部分に相当する巾の信号パルスであ
る。血小板の検出に相当する電気信号は点Ｂに対
応出力信号を発生しない。なぜならば、血小板パ
ルスの振巾が高いスレツシユホールド検出器１６
の赤血球弁別レベルより小さいからである。

又、第１図に於いて波形WCは低いスレツシユ
ホールド検出器１８の出力信号を表わしている。
波形WCは２つの電気信号即ちパルスを含んでお
り、その１方は血小板弁別レベルを越える赤血球
信号によつて発生されたものであり、そしてもう
１方はそのレベルを越える血小板信号により生じ
たものである。各粒子の検出により発生された電
気信号は両方共血小板弁別レベルを越えるので、
低いスレツシユホールド検出器１８の出力には２
つのパルスが発生される。赤血球電気信号に対応
するパルスは巾が大きいということに注意された
い。この大きな巾は、赤血球電気信号が血小板弁
別レベルを越える時間が、血小板信号がこのレベ
ルを越える時間よりも大きいために生じる。

ピーク検出器２０は、スレツシユホールド検出
器１６及び１８に用いるのに適した電圧比較器と
同じNational Semiconductor LM311である電圧
比較器２５を備えている。この電圧比較器２５の
ターミナル３、即ち負の電圧入力ラインは接地基
準Ｇに接続されている。電圧比較器２５の正電圧
ターミナルへの入力ラインは直列キヤパシタ２７
と、接地Ｇに接続された並列抵抗２９とを備えて
いる。このキヤパシタと抵抗は簡単な微分回路を
構成し、これは良く知られている様に、入力信号
が変化する時にのみ非零出力信号を発生しそして
入力信号が一定である時は零出力信号を発生する
に過ぎない。検出された赤血球及び血小板に対す
る入力信号は正の傾斜、零傾斜そして負の傾斜を
この順序で有しているから、上記微分回路は入力
信号の正の傾斜の過渡時間中は正の信号を、零傾
斜時間中は零出力を、そして負の傾斜の過渡時間
中は負の信号を発生する。電圧比較器２５の出力
信号が波形WDとして第１図に示されており、こ
れは入力波形WA′に対して点Ｄに発生する信号
に相当する。波形WDに示された様に、ピーク検
出器２０の出力信号は赤血球パルスの正の傾斜時
間中は正の信号であり且つ血小板パルスの正の傾
斜時間中は正の信号でありそしてその他の全ての
時間中は零である。この実施例に於いてピーク検
出器の目的は、粒子の検出により発生された電気
信号のピークがほゞ生じる時を指示するタイミン
グ信号を与えることである。National
Semiconductor Inc.の前記出版物の頁３−21に示
された型式のオフセツトバランシングを用いて、
差働入力電圧が零電圧のわずかに上である時に電
圧比較器が出力信号電圧を発生する様にこの電圧
比較器を調整することができる。

高いスレツシユホールド検出器１６、低いスレ
ツシユホールド検出器１８、及びピーク検出器２
０の目的は、赤血球の検出により発生された電気
信号と血小板の検出により発生された電気信号と
を区別するのに用いられる信号を発生し、そして
別々に計数されたパルスを別々のライン３３及び
３５に発生することであり、第１のライン３５上
の１方のパルスの組は血小板のみに対応しそして
第２のライン３３上の別のパルスの組は赤血球の
みに対応している。検出器１６，１８及び２０に
発生された信号を、別々のライン３３及び３５に
印加される別々のパルスに変換することは、パル
ス分類ユニツト２２に於いて達成される。

パルス分類ユニツト２２はアンドゲートAG
１、２つの論理インバータIN１及びIN２、及び
Ｄ型フリツプ−フロツプFF１から成る。アンド
ゲートはその各々の入力ラインに１即ち真の入力
信号が同時に印加された時にのみ１即ち真の出力
信号（例えば直流＋５ボルト）を発生する。アン
ドゲートはその他の時には零即ち偽の出力信号
（例えば直流０ボルト）を発生する。論理インバ
ータはその入力信号が零即ち偽である時に１即ち
真の出力信号を発生し、入力信号が１即ち真であ
る時は零即ち偽の出力信号を発生する。Ｄ型フリ
ツプ−フロツプのＱターミナルはそのリセツトタ
ーミナルＲに零即ち偽信号が印加される限り零即
ち偽出力信号を発生する。然し乍ら、リセツトタ
ーミナルＲに印加された信号が１即ち真の信号で
ある時は、Ｑターミナルは、正に向うクロツク信
号CLの縁が生じるたびに、データターミナルＤ
に印加された信号の論理状態と同じ論理状態を持
つ信号を発生する。

高いスレツシユホールド検出器１６及びピーク
検出器２０の出力信号は各々アンドゲートAG１
の２本の入力ラインに印加される。従つてアンド
ゲートAG１は、点Ｂ及びＤに現われる信号が同
時に正電圧である時にのみ１出力信号を発生す
る。それ故、検出された信号のピークがほぼ生じ
る際に、この検出された信号の振巾が、高いスレ
ツシユホールド検出器１６にセツトされた高いス
レツシユホールドレベルを越える時に、赤血球の
検出に対応するパルスが、赤血球パルスライン３
３に対応するアンドゲートAG１の出力に発生さ
れる。

第１図に示された様に、パルス分類ユニツト２
２は高いスレツシユホールド検出器１６の出力信
号WBの反転されたものをフリツプ−フロツプ
FF１のデータ入力Ｄへ印加するためにインバー
タIN１を用いている。ピーク検出器の出力信号
WDの反転されたものをフリツプ−フロツプFF
１のクロツクターミナルCLに印加するために別
のインバータIN２が用いられている。又、図示
された様に、低いスレツシユホールド検出器１８
の出力信号WCはフリツプ−フロツプFF１のリ
セツトターミナルＲに印加される。フリツプ−フ
ロツプFF１の出力ターミナルＱは血小板パルス
ライン３５に直結され、従つてフリツプ−フロツ
プFF１のＱ出力が血小板パルスライン３５に現
われる信号の状態を決定する。

検出された入力信号WAが低いスレツシユホー
ルドレベルを越えない場合は、フリツプ−フロツ
プFF１のリセツトターミナルＲが偽に保持さ
れ、フリツプ−フロツプFF１のターミナルＱの
出力信号WFが真にならない様にする。一方、検
出された入力信号が低いスレツシユホールドレベ
ルを越えることによつて低いスレツシユホールド
検出器１８の出力の信号が真になつた場合は、フ
リツプ−フロツプFF１のリセツトターミナルＲ
が真のレベルにセツトされる。その後、１即ち真
の信号がフリツプ−フロツプFF１のリセツトタ
ーミナルＲに印加される間に、出力ターミナルＱ
はフリツプ−フロツプFF１のクロツクターミナ
ルCLに印加される正に向う信号が生じる際に、
データターミナルＤに印加された信号と同じ論理
状態を持つ出力信号を発生する。

検出された信号WAが低いスレツシユホールド
検出器１８の低いスレツシユホールドレベルを越
え且つ又高いスレツシユホールド検出器１６の高
いスレツシユホールドレベルも越えた場合は、フ
リツプ−フロツプFF１が可能化され、そしてフ
リツプ−フロツプFF１のデータターミナルＤに
印加される入力信号が偽となる。それ故、ピーク
検出器２０が、この検出された信号のピークが発
生する際に又はほぼその際に出力信号を発生した
時は、フリツプ−フロツプFF１がクロツクさ
れ、そしてフリツプ−フロツプFF１のデータ入
力ターミナルＤに印加された偽の論理状態に対応
する偽の論理状態を持つた出力信号が出力ターミ
ナルＱに現われる。一方、前記した様に、アンド
ゲートAG１は真の論理状態を持つた信号WEを
発生する。それ故、赤血球が検出された時は、検
出された赤血球の存在に対応するパルスが赤血球
ライン３３に印加されそして血小板ライン３５に
はパルスが印加されない。

或いは又、検出された信号が、低いスレツシユ
ホールド検出器１８の低いスレツシユホールドレ
ベルは越えるが高いスレツシユホールド検出器１
６に対してセツトされた高いスレツシユホールド
レベルよりは小さい様な振巾を持つ場合は、フリ
ツプ−フロツプFF１のデータターミナルＤに印
加される信号が、インバータIN１により反転さ
れた後に真となる。従つて、ピーク検出器２０に
より発生されそしてフリツプ−フロツプFF１の
クロツクターミナルCLに印加されるピーク検出
器パルスが次に生じた際には、血小板パルスライ
ン３５に印加される血小板パルスに対応する真の
出力信号がフリツプ−フロツプFF１の出力ター
ミナルＱに現われる。同時に、アンドゲートAG
１は偽の信号を発生する。というのは、アンドゲ
ートAG１への２つの入力ラインのうちの１方の
信号が偽であり、即ち高いスレツシユホールド検
出器１６の出力に接続されたラインの信号が偽で
あるからである。それ故、検出された血小板に対
応する電気信号が発生された時は、血小板パルス
のみが発生され、そしてこの信号に対する赤血球
パルスは発生されない。

この様にして、スレツシユホールド規準を満た
す各々の検出された粒子が、どの規準が満たされ
たかに基いて赤血球として或いは血小板として計
数される。然し乍ら、或る実施例に於いては、た
とえ１種類の粒子しか検出されなくても両種類の
粒子に対する計数増分を発生することができ且つ
そうすることが望まれるということが第６図及び
７図の説明に関連して以下で明らかとなろう。か
かる実施例に於いては、或る限定された寸法レン
ジ内の１種類又は両種類の粒子が検出されたとし
てもいずれかの種類の粒子に対する計数増分を発
生しない様にすることもでき且つそうすることも
望ましい。

パルス分類ユニツト２２のアンドゲートAG１
は、テキサスインスツルーメント社により製造さ
れたクアドラツプル２入力正論理アンドゲート
Model SN408に於いて利用できるものの様な２
入力正論理TTLアンドゲートである。インバー
タIN１及びIN２はテキサスインスツールメント
社により製造されたHexインバータModel
SN7404に於けるものの様な普通のTTLインバー
タである。フリツプ−フロツプFF１はSN7474の
様なTTLD型フリツプ−フロツプユニツトであ
る。

別の実施例 第２Ａ図及び２Ｂ図の回路は、本発明の装置の
検出及びパルス分類部分の別の実施例を示してい
る。

第２Ａ図及び２Ｂ図の回路は、第１図の回路の
回路点A′と回路点Ｅ及びＦとの間の部分に対す
る直接取り替え体である。第２図は、第２Ａ図及
び２Ｂ図を互いに且つ第３図といかに結合するか
を示し、或いは又第２Ａ図及び２Ｂ図を互いに且
つ第３図及び４図の結合体といかに結合するかを
示している。

基線復帰回路 基線復帰回路１０１は、第１図の基線復帰回路
１４に関連して既に述べたものと同じ目的を果た
し、即ち交流増巾回路（第２図には示さず）によ
り発生された交流結合波形をほぼ直流０ボルトに
クランプし、それらの振巾の基底でパルスを弁別
するのをより好都合にするものである。第２Ａ図
に示された様に、基線復帰回路１０１はキヤパシ
タ１０２を含む高域フイルタ回路と、PNPトラン
ジスタ１０３と、増巾器１０７とを備えており、
トランジスタ１０３は変形共通コレクタ又はエミ
ツタホロワ形態に方向定めされそして抵抗１０
４，１０５，１０６によつて飽和状態にバイアス
されている。増巾器１０７はバツフア乃至はアイ
ソレーシヨン装置として働いて、基線復帰回路１
０１の出力信号BLROを多数の他の回路に印加で
きる様にする。基線復帰回路１０１への入力信号
はBLRIで示されている。

トランジスタ１０３の特殊な共通コレクタ形態
はそのベース−コレクタ接合に向つて流れるベー
ス電流に対しては高い入力抵抗を与え、且つベー
ス−コレクタ接合からキヤパシタ１０２へ向つて
流れるベース電流に対しては低い抵抗を与える。
従つて、基線復帰回路１０１キヤパシタとトラン
ジスタの組合せは直流０ボルトに対して直流クラ
ンプを与える。第５図の波形WG及びWHは代表
的な入力信号BLRI及び代表的な出力信号BLRO
を各々示しており、基線復帰回路１０１のクラン
プ動作を示している。又、基線復帰回路１０１
は、装置の検出及び計数の信頼性を低下させる60
Hz交流信号の様な低周波信号をフイルタ除去する
高域フイルタとしても働く。増巾器１０７は米国
アリゾナ州ホエニクスのモノトローラ社により製
造されたMotorola Model MC1741S、高スリユー
レイト（slew rate）、内部補償式演算増巾器であ
る。

低いスレツシユホールド検出器 第２Ａ図に示された様に、基線復帰回路１０１
の出力信号BLROは低いスレツシユホールド検出
回路１１１に印加され、この回路１１１は電圧比
較器１１２を備え、そして第１図に関して説明し
たものに類似しており、従つてここでは説明しな
い。第２Ａ図の低いスレツシユホールド検出回路
１１１の出力信号LLDOは、この入力信号即ち基
線復帰回路の出力信号BLROの振巾が電圧比較器
１１２の第２入力ターミナルに印加された基準電
圧の振巾を越えるか否かに左右される。第５図の
波形WIは波形WHの印加信号BLROに対する出力
信号LLDOを示している。

ストローブシーケンサ回路 低いスレツシユホールド検出器１１１の出力信
号LLDOはストローブシーケンサ回路１２１に印
加され、この回路は１対のワンシヨツト装置即ち
単安定マルチバイブレータ装置１２２及び１２３
を備え、これら装置はテキサスインスツルーメン
ト社のModel74123デユアル再トリガ可能単安定
マルチバイブレータに設けられたワンシヨツト装
置の如きである。ストローブシーケンサ１２１は
第２Ａ図及び２Ｂ図に示された本発明の実施例の
パルス発生及び検出動作を調時し且つリセツトす
るための回路に用いられるストローブ信号ST
１，ST２、及び２を発生する。ストローブシ
ーケンサ１２１に於いて発生されたストローブ信
号を第２Ａ図及び第２Ｂ図の回路に用いる仕方の
詳細は以下で述べる。第５図の波形WJ及びWK
は波形WHの信号BLROに応答してストローブシ
ーケンサ１２１によつて発生されたストローブ信
号ST１及びST２を表わしている。

ピーク保持回路 基線復帰回路１０１の出力信号BLROはピーク
保持回路１３１にも印加される。このピーク保持
回路１３１の目的は出力信号EPを発生すること
であり、この出力信号EPは第５図の波形WLに示
された様にBLRO信号に追従し、そしてストロー
ブシーケンサ１２１で発生されたストローブ信号
ST２によりこのピーク保持回路がリセツトされ
るまで信号BLROの２つのピークレベル（第１の
ピークレベルは検出された血小板に対応しそして
第２のピークレベルはその後に検出された赤血球
に対応している）のうちの第１のレベルを保持す
る。

ピーク保持回路１３１のトランジスタ１３２，
１３３及び１３４は結合して簡単な差動増巾器を
構成し、その正の入力信号は信号BLROでありそ
して負の入力信号はFETトランジスタ１３５の
ソースターミナルからトランジスタ１３３のベー
スターミナルへ印加される出力信号EP′である。
基線復帰回路１０１の出力信号BLROの電圧レベ
ルが増加すると、ピーク保持回路１３１のキヤパ
シタ１３６がダイオード１３７を経て充電され
る。キヤパシタ１３６間の電圧はFETトランジ
スタ１３５のゲートターミナルへ印加される。
FETトランジスタ１３５は利得１の追従装置と
して働く。第２Ａ図に於いて明らかな様に、
FETトランジスタ１３５のソースターミナルは
モトローラのModel MC1741S演算増巾器である
増巾器１３８の正入力ターミナルに接続される。
従つて、ここまで説明したピーク保持回路１３１
の部分は、入力電圧に従つてキヤパシタ１３６を
充電しそれによつて出力信号EPを発生するため
の手段をなし、この信号EPは実際には入力信号
BLROが増加し続ける限りこの入力信号に追従す
るが、阻止ダイオード１３７があるので入力信号
が減少する時はこの入力信号BLROに追従できな
いということは明らかであろう。第５図の波形
WLは信号EPの追従及びピーク保持特性を示して
いる。

この信号EPが赤血球に対応するパルス又は場
合によつては血小板に対応するパルスを計数する
のに用いられた後は、キヤパシタ１３６が放電さ
れてリセツトされ、次に検出された粒子に対応す
る次の信号に対して用意ができる。キヤパシタ１
３６の放電はトランジスタ１３９と、ストローブ
シーケンサ回路１２１によつてピーク保持回路１
３１に印加されるストローブ信号ST２とによつ
て達成される。このストローブ信号ST２は約５
μ秒巾の正の段階波形である（第５図の波形WK
参照）。この信号がトランジスタ１３９のベース
回路に印加されると、トランジスタがオンされ、
ダイオード１４０及び１４１の各アノード間の結
合部１４２を接地させる。その結果、正に充電さ
れたキヤパシタ１３６がダイオード１４１を経て
ほゞ接地電位まで放電せしめられ、そしてピーク
保持出力信号EPは第５図の波形WLで示した様に
結局０ボルトまで減衰する。

前記した様に、本発明のこの好ましい実施例の
効果的な特徴の１つは、後で検出された赤血球に
対応する大きな振巾のパルスの直前に生じた血小
板に対応する小振巾パルスが赤血球としてではな
く血小板として計数され易いということである。
第２Ａ図に示した回路の実施例のこの特徴は、ピ
ーク保持回路１３１のトランジスタ１４３のベー
ス回路に印加される保持信号HOLDの使用によつ
て可能となる。保持信号HOLDが発生される仕方
を、ピーク検出回路１６１の説明に関連して以下
に述べる。然し乍らこの点に於いては、保持信号
HOLDが正の段階波形であり（第５図の波形WM
参照）、そして信号BLROが減少を始めてそのす
ぐ手前のピークレベルより下に或る所定レベルだ
け下降した時に発生される波形であるということ
に注意すれば充分であろう。この保持信号HOLD
は、これを発生するために確立された規準を満足
する第１ピークレベルがピーク保持回路１３１に
より受け取られた後はキヤパシタ１３６の更なる
電荷の増加を禁止するために、ピーク保持回路１
３１へ印加される。この様にして、ピーク保持回
路は第１ピークのすぐ後で生じる信号に対して不
感にされ、そしてピーク保持回路１３１の出力信
号EPは低い血小板信号ピークに保持され、次に
検出された赤血球信号ピークへと偶発的に増加し
ない様にされる。

保持信号HOLD、即ち直流＋５ボルト段階信号
がトランジスタ１４３のベース回路に印加された
時は、トランジスタ１４３がオンにされる。この
トランジスタ１４３がオンにされると、トランジ
スタ１４４のエミツターベース接合が順方向バイ
アスされる様になりそしてトランジスタ１４４も
オンにされる。トランジスタ１４４がオンにされ
ると、抵抗１４５がバイパスされそしてトランジ
スタ１３４のエミツターベース接合がトランジス
タ１４４によつてストローブされて、トランジス
タ１３４をオフにし、キヤパシタ１３６が更に充
電されない様にする。

従つて、ピーク保持回路１３１の出力信号EP
は、保持信号HOLDの発生時に信号BLROが一定
レベルに保持されるまで、基線復帰回路１０１に
より発生された信号BLROの値に追従する信号で
ある。信号EPはストローブ信号ST２を印加した
際にリセツトされそして次の信号BLROに対する
準備ができる。

初めに生じた血小板パルスをなお検出できるパ
ルスの一致程度は、保持信号HOLDに関連したピ
ーク保持回路１３１の動作によつて決定され、そ
して保持信号HOLDが発生される前に信号BLRO
が下降しなければならない所定レベルに左右され
る。代表的には、赤血球信号のピークよりも約10
μ秒早く生じたピークを持つ血小板信号を区別す
ることができる。

ピーク検出回路 前記した様に、ピーク検出回路１６１の目的
は、出力信号BLROのレベルがその手前の最大値
から或る所定量だけ下降するたびに＋５ボルトの
段階信号HOLDを発生することである。第２Ａ図
に示された好ましい回路の実施例に於いては、信
号BLROが最大0.91BLRO−50ｍＶ下がつた時に
保持信号HOLDが発生される。第２Ａ図に示され
た様に、ピーク検出器１６１は第１図のスレツシ
ユホールド検出器に関連して既に述べたNSCの
Model LM311である電圧比較器１６２を用いて
いる。基線復帰回路１０１の出力信号BLROは電
圧比較器１６２の正入力ターミナルに印加され、
そしてピーク保持回路１３１の出力信号EPの一
定倍数Ｋである信号Ｋ（EP）が電圧比較器１６
２の負のターミナルに印加される。この係数Ｋは
直列抵抗１６３及びシヤント抵抗１６４の値に左
右され、且つ又直流−15ボルトに接続された抵抗
１６５の値にも左右される。

この実施例の１形態に於いては、抵抗１６３が
ほゞ10000Ωであり、抵抗１６４がほゞ100000Ω
であり、抵抗１６４がほゞ100000Ωであり、そし
て抵抗１６５がほゞ3300000Ωである。抵抗１６
３，１６４及び１６５がこれらの値であれば、Ｋ
（EP）は0.91EP−50ｍＶに等しく、そして電圧比
較器１６２の出力は基線復帰回路１０１の出力信
号BLROがＫ（EP）に等しいか又はそれ以上で
ある限り＋５ボルトである。然し乍ら、電圧比較
器１６２の負のターミナルに印加された信号Ｋ
（EP）の電圧レベルが出力信号BLROの瞬時レベ
ルを越えた時は、電圧比較器１６２の出力信号が
直流０ボルトに変化する。

電圧比較器１６２の出力信号は３入力ナンドゲ
ート１６６の１ターミナルに印加される。ナンド
ゲート１６６はナンドゲート１６７と結合してセ
ツト・リセツトフリツプ−フロツプ回路を形成し
ている。ナンドゲート１６６及び１６７から成る
セツト・リセツトフリツプ−フロツプ回路の出力
信号は簡単な論理インバータとして用いられた３
入力ナンドゲート１６８の１入力ターミナルに印
加される。このナンドゲート１６８の出力が保持
信号HOLDである。

第２Ａ図に示された様に、ピーク検出器１６１
のナンドゲート１６８の第２及び第３の入力ター
ミナルは両方共に直流＋５ボルトに結合されてい
る。従つてナンドゲート１６８の出力信号はナン
ドゲート１６６及び１６７から成るセツト・リセ
ツトフリツプ−フロツプの出力信号の論理レベル
に左右される。ナンドゲート１６８はその入力信
号の論理レベルを反転するので、セツト・リセツ
トフリツプ−フロツプ回路の出力信号が低状態で
ある時に高レベル保持信号HOLDが発生される。
然し乍ら、セツト・リセツトフリツプ−フロツプ
回路の出力信号は、ナンドゲート１６６の出力信
号が高状態であり且つナンドゲート１６７の入力
ターミナル３及び４の信号が共に高状態である時
しか低状態にならない。ナンドゲート１６７の入
力ターミナル４に印加される信号は低いスレツシ
ユホールド検出器１１１の出力であり、これは基
線復帰回路１０１の出力信号BLROが300ｍＶス
レツシユホールドレベルより小さい時に保持信号
HOLDを発生しない様にする。さもなければ、ピ
ーク保持回路１３１の出力信号EPがノイズ信号
に対応するレベルに保持されることがあり、これ
はたとえ次のパルスが実際上は検出された赤血球
に対応するものであつても、該次のパルスの発生
時に、検出された血小板として誤つて計数され勝
ちである。

ナンドゲート１６７への第３入力信号はストロ
ーブ信号２、即ちストローブシーケンサ１２
１により発生された信号であり、この信号はピー
ク保持回路１３１に関連して既に説明したストロ
ーブ信号ST２の論理否定形である。

ストローブシーケンサ回路１２１は単安定マル
チバイブレータ（ワンシヨツト回路とも称する）
１２２及び１２３を備えている。各ワンシヨツト
回路により発生されたパルスは公称的５μ秒の巾
である。ストローブ信号ST２はピーク保持回路
１３１の出力信号EPをリセツトするのにも用い
られ、そしてストローブ信号２はピーク検出
回路１６１のナンドゲート１６７への入力信号で
ある。

高いスレツシユホールド検出器 ３つの信号、即ちピーク保持出力信号EP、ス
トローブ信号ST１、及びストローブ信号ST２は
第２Ｂ図に示した回路に印加される。信号EPは
高いスレツシユホールド検出器１７１の正の入力
に印加され、検出器１７１は電圧比較器１７２を
備えており、そして第１図に関連して既に述べた
様に作動する。比較器１７２の負のターミナル３
に印加される電圧は信号EPを比較する基準電位
である。この基準電位は公称約3.5ボルトの直流
であり、これは代表的な最小赤血球寸法に対する
スレツシユホールドレベルに対応している。

パルス分類ユニツト 高いスレツシユホールド検出器１７１の出力信
号はパルス分類ユニツト１８１のＤ型フリツプ−
フロツプ１８２のデータターミナルＤに印加され
る。ストローブ信号ST１はこのフリツプ−フロ
ツプ１８２のクロツクターミナルCLに印加され
る。フリツプ−フロツプユニツト１８２の出力タ
ーミナルＱは２重入力ナンドゲート１８３の１方
の入力ターミナルに接続され、そしてフリツプ−
フロツプユニツト１８２の出力ターミナルは２
重入力ナンドゲート１８４の１方の入力ターミナ
ルに接続される。ストローブ信号ST２はこれら
ナンドゲート１８３及び１８４の各々は他方の入
力ターミナルに接続される。

第２Ａ図に示されたピーク保持回路１３１の出
力に発生された信号EPが、最小寸法の赤血球に
対して確立されたスレツシユホールドレベルを越
える場合には、第２Ｂ図に示された高いスレツシ
ユホールド検出器１７１の出力信号はほぼ＋５ボ
ルト直流となる。その結果、正のストローブ信号
ST１がその後生じる際に、出力ターミナルＱ及
びは各々正及び負の、即ち高及び低の信号をナ
ンドゲート１８３及び１８４へ与える。然し乍
ら、ストローブ信号ST２が通常は０ボルト直流
であるから、ナンドゲート１８３及び１８４の出
力ターミナルはこのストローブ信号ST２が正に
なるまで高い論理レベル信号を発生し、信号ST
２が正になると、ナンドゲート１８３の出力信号
が高レベル電圧から低レベル電圧へと変化し、そ
してパルスライン３３の信号の負に向う縁が赤血
球パルスとして計数される。

一方、ピーク保持回路１３１の出力信号EPの
信号レベルが、検出された血小板に対応する3.5
ボルトよりも小さい場合には、高いスレツシユホ
ールド検出器１７１の出力信号がほぼ直流０ボル
トであり、そしてストローブ信号ST１がＤ型フ
リツプ−フロツプ１８２のクロツクターミナル
CLに印加された際に、フリツプ−フロツプ１８
２の出力ターミナルＱ及びが各々負及び正の、
即ち低及び高レベルの電圧を発生する。その後、
パルス分類ユニツト１８１によつて高レベルスト
ローブ信号ST２が受け取られると、パルスライ
ン３５上のナンドゲート１８４の出力が正から負
へ即ち高レベルから低レベルへと変化する（第５
図の波形WN参照）。従つて血小板パルスが計数
される。

第１図のパルス分類ユニツトは検出された血小
板及び赤血球に対して正に向うパルスを発生した
が、第２図のパルス分類ユニツトは検出された赤
血球及び血小板に対応して負に向うパルスを発生
するということに注意されたい。然し乍ら、第３
図及び第４図に関連した本発明の計数回路の詳細
な説明より理解される様に、ここに示す実施例の
計数回路はパルスの負に向う縁に応答し、従つて
正パルスの場合はその戻り縁を又は負パルスの場
合はその始めの縁を計数する。特定の電圧極性又
は大きさに本発明の範囲を限定するものではな
い。

計数回路 第３図は本発明の計数部の詳細図を示してお
り、この計数部は血小板パルスカウンタ２４、血
小板計数表示ユニツト２６、赤血球パルスカウン
タ２８、及び親指操作ホイールスイツチ配列体３
０を備えている。

検出された血小板に対応するパルスは第１図の
パルス分類ユニツト２２又は第２Ｂ図のユニツト
１８１からライン３５を経て血小板パルスカウン
タ２４へと送られ、そこで２進化10進カウンタ３
２の可能化ターミナル圧に印加される。この２進
化10進カウンタ３２は、ライン３５を経て１個の
血小板パルスが送られるたびに１つの正パルスを
その出力ターミナルＱ４に発生する。モトローラ
社のModel MC14518cpは２つの２進化10進アツ
プカウンタを備えており、その各々がカウンタ３
２として本発明に用いるのに適している。

２進化10進カウンタ３２の出力は、３デジツト
の２進化10進カウンタ３４への入力ラインとなる
ライン３７に印加される。この３デジツトの２進
化10進カウンタ３４はそのクロツクターミナルＣ
に印加されたパルス数の３桁の10進計数を与え
る。又、カウンタ３４はマルチプレクサ（図示せ
ず）及びスキヤニング発振器（図示せず）をも備
えており、これらは３つの１デジツトカウンタの
各々を時分割マルチプレクスして、ターミナルＱ
０乃至Ｑ３の出力信号を各々シーケンスしこれら
信号が結合して１度に第１、第２又は第３桁の10
進数を表わすことができる様にする。３デジツト
カウンタ３４により発生された10進数に対して適
当な10進指示器を同期的に作動するため、ターミ
ナル１，２及び３に得られるデジツトセ
レクト信号もスキヤニング発振器によつてシーケ
ンスされる。モトローラ社のModel
MC14553CP、３デジツトBCDカウンタが、本発
明に用いるのに適したかゝるカウンタの１例であ
る。３デジツト２進化10進カウンタ３４のターミ
ナル３と４との間に接続されたキヤパシタＣ_fは
カウンタ３４の出力を時分割マルチプレクスする
のに用いられるスキヤン周波数を決定する。本発
明の目的としてはキヤパシタＣ_fの認められる値
は1000pfである。

３デジツト２進化10進カウンタ３４の出力信号
は各々ライン３９，４１，４３，４５に印加さ
れ、デコーダ３６に送られる。デコーダ３６は４
ビツトの２進化10進信号を受け取りそしてかゝる
信号をデコードして７セグメント表示装置４０，
４２，４４を駆動する。本発明に用いるのに適し
たかゝるデコーダの１つはテキサスインスツルー
メント社のModel SN7447A、BCD−７セグメン
トデコーダ／駆動装置である。デコーダユニツト
３６からの７つの出力信号の各々が適当な値の抵
抗により制限された電流となる様にデコーダ３６
の出力信号が抵抗回路網に印加される。各々約75
Ωの７つの抵抗の組を持つたスプラギユー
（Sprague）型914C−SR抵抗回路網が本発明に用
いる適当な抵抗回路網である。

抵抗回路網３８の出力ラインは３つの10進指示
器４０，４２，４４に各々接続される。ここに示
す目的のために本発明に用いるのに適した多数の
10進指示装置が入手できるが、本発明の好ましい
実施例は約7.5mm（0.3インチ）高さの文字を各々
持つた３つの共通アノードLED表示装置を用い
ている。ヒユーレツトパツカード社のModel
5082−7730ソリツドステート７セグメント指示器
が本発明に用いるのに適した10進指示器の例であ
る。

指示器４０，４２及び４４の各々はトランジス
タスイツチ４６，４８及び５０によつて各々＋５
ボルト直流に接続された単１のアノードを有して
いる。３デジツト２進化10進カウンタ３４により
ターミナル１，２，３に発生されたデジ
ツトセレクト信号によつて１度に１つのスイツチ
のみが閉成される。３デジツト２進化10進カウン
タ３４のスキヤニング発振器の周波数が充分高
く、例えば100Hzより大きい場合は、視覚の残像
性があるために、外見上の明滅は存在せず、10進
指示器が連続的に発光している様に見える。

３デジツト２進化10進カウンタ３４を３つ或い
はそれ以上の別個のカウンタと取り替えてもよ
く、且つ又オーバーフロー状態を指示するか、又
は非常に高い粒子計数が、表示できる最高の数を
越えた時に計数を停止したりするための回路手段
を設けてもよいということは電子技術に精通した
ものに明らかであろう。

従つて、血小板パルスカウンタ２４及び血小板
パルス計数表示装置２６は、パルス分類ユニツト
２２から印加された血小板パルスの計数を発生し
そしてこの計数の３つの上位デジツトを表示する
計数・表示装置を構成することは明らかであり、
上記デジツトは以下で明らかな様に試験されてい
る血液サンプルのマイクロリツトル当たり何千も
の血小板数である。血小板パルスの計数が進むに
つれて、表示されたデジツトは３デジツト２進化
10進カウンタの出力信号に基いて変化し続ける。
大部分の場合、血小板計数の表示は計数プロセス
中に目で観察できるに充分な程ゆつくりと変化す
る。この計数によつて確立されるリズムはトラン
スジユーサに流れるサンプル流の均一性の有用な
指示である。

計数プロセスが完了すると、以下に述べる様に
電力が除去されるか又はカウンタがリセツトされ
るまで最終的な血小板計数が表示される。

赤血球パルスはパルス分類ユニツト２２又は１
８１からライン３３を経て赤血球パルスカウンタ
２８へ転送されそして２進化10進カウンタ５２へ
印加される。このカウンタ５２は血小板パルスカ
ウンタ２４に用いられた２進化10進カウンタ３２
と同じ型式のカウンタである。入力パルスはカウ
ンタ５２のターミナル圧、即ち可能化ターミナル
に印加され、そして出力信号はターミナルＱ４に
得られる。カウンタ５２の出力信号は10個の入力
パルスが計数されるたびに１度発生されるパルス
である。２進化10進カウンタ５２の出力信号はラ
イン５３に印加され、該ライン５３は２進化10進
カウンタ５４の可能化ターミナル圧に接続され
る。このカウスタ５４は２進化10進カウンタ５２
と同型式のカウンタである。このカウンタ５４の
出力信号はターミナルＱ４に得られ、10個の入力
パルスがカウントされるたびに１度発生されるパ
ルスである。そた故、パルス分類ユニツト２２に
よつて100個の赤血球パルスが発生されるたびに
カウンタ５４が１つのパルスを発生する。従つて
２進化10進カウンタ５２及び５４は一定の２桁の
10進数（即ち100）の除算器即ち予めの換算装置
５１を構成する。或る程度の調節性を与えそして
この予めの換算回路５１に直接置き替わる様な別
の予めの換算回路が第４図に示されており、これ
について以下に説明する。

この点に於いて、血小板と共に赤血球を計数す
る目的は、供試血液サンプルの既にわかつている
即ち仮定された赤血球濃度に対応する数の赤血球
の計数に到達させることであるということを想起
されたい。この既にわかつている濃度即ち仮定さ
れた濃度に対応する数に赤血球計数が達した時
は、赤血球パルスカウンタ２８及び血小板パルス
カウンタ２４の両カウンタで行なわれている計数
プロセスを停止して、その時表示される血小板の
数を供試血液サンプルの血小板濃度に対応させる
ことが望ましい。

前記した様に、赤血球パルスカウンタがプリセ
ツト計数に達した時に血小板パルス計数プロセス
のみを停止すること、及び赤血球パルスカウンタ
がプリセツト計数に達した時にいずれの計数プロ
セスも停止せずに血小板の計数のみを記録するこ
とも、各々本発明の範囲内に含まれる。

計数操作を始める前に、予めわかつている赤血
球計数濃度の３つの上位デジツトが、親指操作ホ
イールスイツチ配列体３０を構成する２進化10進
親指操作ホイールスイツチ６５，７５，８５にセ
ツトされ、即ちこれらに記録されて保持される。
計数操作中に、２進化10進カウンタ５４の出力信
号は３つの２進化10進カウンタ５６，６６，７６
の直列結合体に各々印加される。これら３つのカ
ウンタは、赤血球計数の３つの上位デジツトのう
ちの１つの10進数に対応する計数を各々が発生す
る様に直列に接続されている。

２進化10進カウンタ５６，６６及び７６は各々
２進化10進カウンタ５２と同じ型式のカウンタで
ある。親指操作ホイールスイツチ配列体３０の各
親指操作ホイールスイツチは、例えばDigitranの
Model 28015、２進化10進親指操作スイツチであ
る。各々の２進化10進カウンタ５６，６６，７６
は、対応する10進数の１、２、４及び８の２進デ
ジツト欄に各々相当する出力ターミナルＱ１，Ｑ
２，Ｑ３及びＱ４に４つの出力信号を発生する。
かゝる出力信号の各々はダイオードを経て各親指
操作ホイールスイツチ６５，７５，８５の適当な
２進欄ターミナル（即ち１、２、４又は８）に印
加される。２進化10進カウンタ５６のターミナル
Ｑ４の出力信号は２進化10進カウンタ６６の可能
化ターミナルＥに印加され、そして２進化10進カ
ウンター６６のターミナルＱ４の出力信号は２進
化10進カウンタ７６の可能化ターミナルＥに印加
される。その結果、２進化10進カウンタ５６は
1000個の赤血球パルスがカウントされるたびにそ
のターミナルＱ４に１つのパルスを発生し、そし
て２進化10進カウンタ６６は10000個の赤血球パ
ルスがカウントされるたびにそのターミナルＱ４
に１つのパルスを発生する。従つて、例えば第１
図の親指操作ホイールスイツチ配列体３０に表示
されて示されたデジツト４８８に対応する実際の
計数は48800個の赤血球である。48800の赤血球数
は単位容積当たり488万赤血球を含む血液サンプ
ルの0.01に実際上対応する。

第３図に関連して前記した様に、赤血球計数は
100の係数によつて予め換算されそして血小板計
数は10の係数によつて予め換算される。それ故、
親指操作ホイールスイツチ配列体３０が数値488
を表示する様にセツトされた場合には、かゝる計
数に対応する赤血球パルスライン３３上の赤血球
パルスの実際の数が48800である。従つて、１マ
イクロリツトル当たり48800の赤血球濃度を持つ
希釈されたサンプルに対しては、かゝる計数を生
じさせる様にトランスジユーサの感知領域を通し
てこの希釈されたサンプル１ミリリツトルが流さ
れる。それと同時に、血小板パルスライン３５に
生じる血小板パルスの数はこの同じインターバル
中に約3040である。明らかな様に、元の濃度の1/
１００に希釈された全血の１マイクロリツトル容積
に於ける3040個の血小板は、希釈されない全血の
１マイクロリツトル当たり304000個の血小板の濃
度に対応する。それ故、血小板パルス計数を10で
予め換算することは304の計数表示を生じ、これ
は次いで全血１マイクロリツトル当たり何千とい
う血小板計数として表示される。

２進化10進カウンタ５６，６６，７６の各々は
２進０に対してはターミナルＱ１，Ｑ２，Ｑ３及
びＱ４にほゞ直流０ボルトを発生し、そして２進
１に対してはこれらのターミナルの各々にほゞ直
流＋５ボルトを発生する。２進化10進カウンタ５
６，６６又は７６の各々により発生された２進計
数が、それに対応する親指操作ホイールスイツチ
６５，７５，８５の各々にセツトされた10進計数
より小さい限り、共通ライン９０はダイオード５
８，６０，６２，６４，６８，７０，７２，７
４，７８，８０，８２及び８４の少なくとも１つ
を通して接地電位に電気的に接続されたまゝであ
る。然し乍ら、２進化10進カウンタ５６，６６，
７６の各々により発生された２進計数が、それに
対応する親指操作ホイールスイツチ６５，７５，
８５の各々のセツテイングに等しくなつた時は、
適当なダイオードを通る12の可能な経路がどれも
接地電位Ｇに接続されない。この時には、プルア
ツプ抵抗Ｒ_pに流れる電流はなく、ライン９０の
電圧が直流＋５ボルトまで増加し、真の計数終了
信号STOPを発生させる。

第３図に示された様に、計数終了信号STOPは
赤血球パルスカウンタ２８の２進化10進カウンタ
５２のクロツクターミナルＣと、血小板パルスカ
ウンタ２４の２進化10進カウンタ３２のクロツク
ターミナルＣとに印加される。真の計数終了信号
STOPはこれら２つの２進化10進カウンタに於け
るそれ以上の変化を禁止し、従つて両計数プロセ
スはたゞちに終了される。

リセツトラインＲ／Ｓは、新たな試験を開始す
る前に全ての２進化10進カウンタをリセツトする
のに用いることができる。リセツトラインが＋５
ボルト源に接続された時は、全てのカウンタが零
計数にリセツトされ、新たな試験に対する用意が
できる。リセツトラインＲ／Ｓは、オペレータが
適当な時間にこれらカウンタをリセツトするのを
便利にするため、都合良く位置された瞬間的にバ
ネ負荷されるスイツチ（図示せず）によつてかゝ
る源に接続される。

前記した様に、第３図に示した一定の予めの換
算装置５１は或る程度の調節性を与える予めの換
算装置と取り替えてもよい。かゝる調整可能な予
めの換算装置２５１が第４図に一般的に示されて
いる。一定の予めの換算装置５１を調整可能な予
めの換算装置２５１と取り替えることは、赤血球
の計数を100乃至109の範囲内のいかなる整数で除
算することもできる様にする。

赤血球カウンタに於いて100以外の整数で除算
することは、赤血球の計数を偏倚させてそれによ
り血小板濃度を高くしそしてかゝる高い濃度を普
通指示する他の型式の血小板カウンタにより密接
に相関させるために時々所望される。

調整可能な予めの換算装置の詳細を第４図を参
照して以下に説明する。第４図に示された様に、
調整可能な予めの換算装置２５１は２つの２進化
10進カウンタ２５２及び２５４を備えており、こ
れらカウンタは第３図の一定の予めの換算装置５
１の２進化10進カウンタ５２及び５４とあらゆる
観点で同一である。赤血球パルスライン３３は２
進化10進（BCD）カウンタ２５２の可能化ター
ミナルＥに接続される。このBCDカウンタ２５
２はそのターミナルＱ４にパルスを発生する。接
続ライン２５３はBCDカウンタ２５２の出力パ
ルスをBCDカウンタ２５４の可能化ターミナル
Ｅに転送する。BCDカウンタ２５４はその可能
化ターミナルＥに10番目の入力パルスが印加され
るたびにその出力ターミナルＱ４にパルスを発生
する。従つて、BCDカウンタ２５２及び２５４
は第３図の一定の予めの換算装置５１の２つのカ
ウンタ５２及び５４と厳密に同様に作動する。然
し乍ら、第３図の予めの換算装置５１とは異な
り、出力ターミナルＱ４に得られるBCDカウン
タ２５４の出力信号は、親指操作ホイールスイツ
チ２５７のスイツチセツテイングに等しい数の更
に別のパルスが赤血球パルスライン３３を経てこ
の予めの換算装置２５１に受け取られるまで、ラ
イン５５に印加されない。

BCDカウンタ２５４のターミナルＱ４の出力
信号は導体２６８，２６９，２７０によりノアゲ
ート２６０の形態のインバータに印加される。ノ
アゲート２６０の出力信号が導体２７１によりＤ
型フリツプ−フロツプ２５８のクロツクターミナ
ルCLに印加される。このＤ型フリツプ−フロツ
プ２５８は例えばモトローラ社のModel MC4013
デユアルＤ型フリツプ−フロツプ回路の半分であ
る。第４図より明らかな様に、フリツプ−フロツ
プ２５８のデータターミナルＤは直流＋5Vに常
時接続されている。その結果、このフリツプ−フ
ロツプがそのクロツクターミナルCLに印加され
たパルスによつてクロツクされた時は、その出力
ターミナルＱが正、即ち真になり、そして出力タ
ーミナルが負、即ち偽になる。フリツプ−フロ
ツプ２５８の出力ターミナルＱ及びはBCDカ
ウンタ２５２及び２５６のクロツクターミナル
CLに各々接続されている。カウンタ２５２のク
ロツクターミナルに印加された正の信号はこのカ
ウンタの更なる変化を禁止しそしてカウンタ２５
６のクロツクターミナルに印加された負の信号は
このカウンタがその入力ターミナルＥに送られた
パルスの計数を開始できる様にする。それ故、実
際には、Ｄ型フリツプ−フロツプ２５８はパルス
ライン３３を経て予めの換算装置２５１に送られ
た赤血球パルスをBCDカウンタ２５２又は２５
６のいずれかが計数できる様にする判断ゲートで
ある。ライン３３のパルスの計数をBCDカウン
タ２５２から２５６へ切換えることは、BCDカ
ウンタ２５２によつて100個のパルスが計数され
た時に生じるということは明らかであろう。
BCDカウンタ２５６の出力ターミナルＱ１，Ｑ
２，Ｑ３及びＱ４は、BCDカウンタ５６，６
６，７６が第３図に関して既に述べた各々の親指
操作ホイールスイツチ６５，７５，８５に接続さ
れたのと同様に、各々ダイオード２６３乃至２６
６によつて親指操作スイツチ２５７に接続され
る。

親指操作ホイールスイツチ２５７の共通ターミ
ナルＣは、BCDカウンタ２５６がこのスイツチ
２５７にセツトされた計数に対応する計数に達す
るまで、接地電位即ち直流０ボルトのまゝであ
る。親指操作ホイールスイツチ２５７の共通ター
ミナルＣが導体２８２によつてＤ型フリツプ−フ
ロツプ２５９のＤターミナルに接続されているの
で、このフリツプ−フロツプ２５９の状態も固定
されたまゝであり、その出力ターミナルは真の
状態に対応するほゞ直流５ボルトでありそして出
力ターミナルＱは偽の状態に対応する直流Ｏボル
トである。Ｄ型フリツプ−フロツプ２５９のクロ
ツクターミナルCLは接続部２７５によつてパル
スライン３３に接続され、従つてこのフリツプ−
フロツプ２５９はライン３３を経てパルスを受け
取るたびにクロツクされる。

Ｄ型フリツプ−フロツプ２５９のＤターミナル
に接続部２７３により抵抗２６７を経てＤ型フリ
ツプ−フロツプ２５８のＱターミナルにも接続さ
れている。抵抗２６７は第３図の抵抗Ｒ_pに類似
したプルアツプ抵抗として働く。フリツプ−フロ
ツプ２５８のターミナルＱは、親進操作ホイール
スイツチ２５７の共通ターミナルが接地電位から
切断された時にフリツプ−フロツプ２５８のター
ミナルＤを直流＋５ボルトに接ぐための直流５ボ
ルト源として働く。親指操作ホイールスイツチ２
５７の共通ターミナルＣはこのスイツチ２５７に
セツトされた計数に等しい計数にBCDカウンタ
２５６が達した時に接地電位から切断される。こ
れに応答してフリツプ−フロツプ２５９のターミ
ナルＤの電圧はフリツプ−フロツプ２５８のター
ミナルＱの電圧、即ち直流約＋５ボルトまで上昇
する。その結果、Ｄ型フリツプ−フロツプ２５９
の出力ターミナルＱ及びは、ライン３３を経て
受け取られる次の赤血球パルスが生じた際にその
状態を変える。この時には、フリツプ−フロツプ
２５９の出力ターミナルＱが正、即ち直流約＋５
ボルトとなり、出力ターミナルが負、即ち直流
約０ボルトとなる。次いで、フリツプ−フロツプ
２５９の出力ターミナルの負に向う信号がライ
ン５５に印加され、このラインは第３図に示され
た様に100倍BCDカウンタ５６の可能化ターミナ
ルＥに接続される。

従つて、この調整可能な予めの換算装置２５１
により、ライン３３を経て受け取つたパルス数が
100と、親指操作ホイールスイツチ２５７にセツ
トされた数との和に等しくなるたびに、ライン５
５にパルスが印加されるということが理解できよ
う。

Ｄ型フリツプ−フロツプ２５９の出力ターミナ
ルＱは導体２７７によつてノアゲート２６１の１
方の入力に接続されている。ノアゲート２６１の
出力は導体２７８によつてノアゲート２６２の両
入力ターミナルに接続される。ノアゲート２６２
の出力は接続部２７９，２８０，２８１により
BCDカウンタ２５６及びＤ型フリツプ−フロツ
プ２５８のリセツトターミナルに各々接続され
る。従つて、Ｄ型フリツプ−フロツプ２５９の出
力ターミナルＱの信号が正になつた時は、正の信
号がBCDカウンタ２５６及びＤ型フリツプ−フ
ロツプ２５８の各リセツトターミナルに印加され
る。その結果、BCDカウンタ２５６は計数０に
リセツトされそしてフリツプ−フロツプ２５８は
その出力ターミナルＱの信号が偽即ち約０ボルト
になり且つ出力ターミナルの信号が真即ち直流
約５ボルトになる様にリセツトされる。従つて
BCDカウンタ２５６が０にリセツトされた時、
このカウンタ２５６はそのクロツクターミナルＣ
の電圧を正にセツトさせることによつて不能化も
され、そしてBCDカウンタ２５２はそのクロツ
クターミナルＣの電圧を負にセツトさせることに
よつて可能化され、それによつてBCDカウンタ
２５２及び２５４はパルスライン３３を経て受け
取つた次の100パルスを計数する用意ができる。

調整可能な予めの換算装置２５１の動作を説明
するため、親指操作ホイールスイツチ２５７が数
５にセツトされ、従つて105個のパルスがライン
３３を経て受け取られるたびに負に向うパルスが
ライン５５に印加されるものと仮定する。初めの
100パルスが受け取られる間に、BCDカウンタ２
５２及び２５４が可能化されそしてBCDカウン
タ２５６が不能化される。100番目のパルスがラ
イン３３を経て受け取られた時は、BCDカウン
タ２５４がそのターミナルＱ４に正の出力信号を
発生する。これに応答してＤ型フリツプ−フロツ
プ２５８がクロツクされ、その出力ターミナルＱ
を正にセツトし、その出力ターミナルを負にセ
ツトし、そしてBCDカウンタ２５２を不能化し
且つBCDカウンタ２５６を可能化する。次いで
このBCDカウンタ２５６が計数を引き継ぎ、ラ
イン３３を経て受け取られる更に別のパルスによ
つて計数を進める。105番目のパルス、即ちBCD
カウンタ２５６の可能化状態中にこのカウンタ２
５６により受け取られる５番目のパルス、がライ
ン３３を経て受け取られた時は、BCDカウンタ
２５６がその出力ターミナルＱ１乃至Ｑ４の各々
に計数５に対応する出力を発生し、然してこの計
数は親指操作ホイールスイツチ２５７にプリセツ
トされたものである。その結果、親指操作ホイー
ルスイツチの共通ターミナルＣが接地電位即ち直
流０ボルトから切断され、Ｄ型フリツプ−フロツ
プ２５９にデータターミナルＤをフリツプ−フロ
ツプ２５８の出力ターミナルＱの電位即ち直流約
５ボルトに到達せしめる。その後、フリツプ−フ
ロツプ２５９によりクロツクパルスを受け取つた
際に、このフリツプ−フロツプ２５９のターミナ
ルが負に向う信号をライン５５に印加し、この
信号はBCD赤血球カウンタ５６によつて計数さ
れる（第３図）。

第３図に示した一定の予めの換算装置５１に於
いて行なわれた様に100で除算することが所望さ
れる場合には、調整可能な予めの換算装置２５１
の親指操作ホイールスイツチ２５７が０にセツト
され、従つて可能化された際にたゞちに生じる
BCDカウンタ２５６の０状態がフリツプ−フロ
ツプ２５９のデータターミナルをフリツプ−フロ
ツプ２５８の出力ターミナルＱの直流＋５ボルト
電位に到達せしめるということが観察される。

リセツトラインＲ／Ｓ上のリセツト信号とライ
ン９０上の計数終了信号STOPは第３図に関して
前記したのと同様の機能を果たす。

一致作用及びその他のエラー源 粒子トランスジユーサに流れる赤血球の流量が
非常に小さければ、非常にわずかな赤血球しか計
数されないか、又は試験を完了するのに長時間を
要するかのいずれかであるということは明らかで
ある。いずれの場合に於いても合計計数が少なけ
れば、流路の軸に沿つて赤血球が均一に離間され
ている訳ではないから統計学的なサンプリンかエ
ラーが生じることになる。一方、粒子濃度が非常
に高ければ、若干の粒子は互いに接近してトラン
スジユーサに流れ、従つて重畳したパルスを発生
することになる。本発明に於いては、各種類の粒
子に対する合計計数が、小さな範囲に於ける著し
い統計学的エラーを避けるに充分な程大きくなさ
れ、そして接近作用によるパルス間の最大の干渉
に対応する値以下に流量がセツトされる。更に、
本発明に於いては、かゝる干渉により生じ勝ちな
エラーを実質的に減少するため異なつたレンジの
振巾を持つパルスが計数されそして計数の比が決
定される。

２種類の粒子が計数される時は両計数に於ける
エラーの割合がほゞ等しいので、１方の種類の粒
子の計数に於けるエラーが他方の種類の粒子の計
数に於けるエラーによつて補償される。本発明に
於いては、かゝる補償が、等しい時間中の計数の
比を求めることによつて達成されるか、或いはよ
り簡単には、１方の粒子の所定計数の発生を用い
て、他方の粒子が計数される時間を自動的に決定
することによつて達成される。いずれの場合に
も、１方の種類の粒子例えば赤血球の濃度を知る
ことが、別の種類の粒子例えば血小板の濃度を決
定する助けとなる。濃度の値がマイクロリツトル
当たりの粒子数又はヘマトクリツト即ち容積分数
に関して表わされるということを理解されたい。

一致による干渉があるために、検出されたパル
スの数はトランスジユーサに流れる粒子の数より
少ないということを理解されたい。トランスジユ
ーサの流れた粒子の数と計数されたパルスの数と
の差をしばしば一致ロスと称する。

パルスが発生される速度は次の式によつて近似
的に与えられる。

ｎ＝Ｎ（１−CN） 但し、 ｎは１秒当たりに発生されるパルス数であり、 Ｎは１秒当たりにトランスジユーサに流れる粒
子数であり、 Ｃは一致ロスの係数であり、 そして単位時間に於ける“一致ロス”はCN²の積
で与えられる。

時間インターバルＴ中に検出される粒子の全数
はnTである。統計学的なエラー、即ち長い時間
に比べて短い時間インターバルＴ中に検出される
計数の差は、Ｔを増加することによつて減少する
ことができる。

一般に計数速度は最大の理論値ｎ＝1/4Ｃを有
しているということが示される。

長さ78μそして直径55μの粒子トランスジユー
サに対しては、一連の実験から一致ロス係数Ｃの
値が Ｃ＝43.6μ秒／赤血球 ということが決定され、ここで流量はトランスジ
ユーサに流れる赤血球の遷移時間が66μ秒である
様にされた。

一致ロス係数を測定するための方法が、1965年
10月21−22、カリフオルニア州サンフランシス
コ、Proceedings of the 5th Counter Counter
User´s ConferenceのL.H.Princen氏による
“Calibration、Coincidence Correction and
Interpretation of Counter Counter Data”に記
載されており、且つ1966年10月、Review of
Scientific Instruments第37巻10号頁1416乃至
1418のL.H.Princen氏による“Improved
Determination of Calibration and Coincidence
Correction Constants for Counter Counters”
に記載されている。

対応する最大の理論的計数速度はｎ_nax＝5733
赤血球／秒と計算されている。

この理論的最大値の半分よりやや上の3000パル
ス／秒の計数速度で作動する時は、トランスジユ
ーサに流れる赤血球の実際の数が3500であり、
14.3％の一致ロスエラーを表わしている。

第１の近似として、血小板の濃度が赤血球の濃
度に比べて小さいので、赤血球と同時にトランス
ジユーサに流れる血小板の一致によるエラーは
ほゞ同じ、即ち14％であろう。赤血球によるパル
スを電子的に自動計数しそして血小板によるパル
スを電子的に自動計数し、そして前記した様に所
定の赤血球計数に達した時に血小板パルスの計数
を自動的にオフにすることにより、少なくとも理
論的には２つのエラーが互いに完全に補償されそ
して血小板計数の正しい値が指示される。たとえ
赤血球濃度が高くて赤血球流量が１秒当たり
11000粒子程度であつたとしても、一致エラーに
対して実質的に完全な補償によつて実質的に正し
い結果を得ることができる。実際の結果はこの様
に良くはない。特に、第２Ａ図及び第２Ｂ図に示
された本発明の形態に於いては、血小板が赤血球
にほゞ一致してトランスジユーサに流れる時にパ
ルスが赤血球カウンタによつてカウントされ易い
ことによつて覆い隠し作用が生じる。実際には本
発明のこの例に於いて赤血球計数速度が3000赤血
球／秒である時、一連の試験の約90％以上に対し
て血小板計数のロスが、一致作用を含む色々な原
因により３％乃至７％であつた。

この理由は、一致に近い状態が生じた時に若干
の血小板パルスが赤血球パルスの急激な立上り部
分に於いて失なわれるために赤血球がより頻繁に
計数されるからである。

２つのパルス数の比をとることにより、パルス
数が最大の約20％乃至75％であれば一致作用のみ
によるエラーは実質的に減少される。本発明の最
良の実施例に於いてはこの比が電子的に自動的に
計算される。系統的なエラーが現われる場合に
は、赤血球パルスの予めの換算装置２５１（第４
図）を適当な値にセツトして正しい血小板計数を
計器から直接読み取りできる様にすることによつ
て読みが自動的に補正される。

或る状態の下では全ての一致が赤血球の様な１
種類の粒子として読み取られる。例えばこれは、
重畳した２つのパルスの初めのものによつて計数
を制御する様に予防策がとられなかつた本発明の
前記第１の形態に於いて生じる。かゝる場合に
は、本発明の全ての効果が得られない。これに対
し、本発明の第２の実施例の様に第１パルスの検
出及び信号保持特微が用いられる場合には本発明
の効果が広範囲に得られる。

ほとんどの場合、赤血球の寸法は血小板の寸法
範囲の外にありそしてこれと反応のことも云え
る。然し乍ら、赤血球の寸法範囲と血小板の寸法
範囲とが少なくとも若干程度重畳する様な場合も
ある。一般的には、27.5μ^３以上の大きさを持つ
た血小板はわずかであり且つ27.5μ^３以下の大き
さを持つた赤血球は非常にわずかであることが知
られている。従つて、27.5μ^３或いはそれ以上の
赤血球の濃度を測定しそしてたとえその中の若干
が血小板であり且つその中の或る数が白血球であ
つたとしてもこれらを赤血球であるかの様に取り
扱うのが一般的である。このために、高いスレツ
シユホールド検出器１６のスレツシユホールド
は、27.5μ^３以上の大きさの粒子により発生され
たパルスを用いて赤血球パルスカウンタを作動さ
せるために27.5μ^３の赤血球の大きさに対応する
電圧にセツトされる。この場合には、たとえ赤血
球以外の粒子が計数されてもパルスカウンタ２８
は血液サンプルの元の容積に対応する信号を発生
するということに注目することは興味あることで
ある。

“赤血球”の計数がカウルタ（Coulter）Ｓ機
械の如き機械から導出され、全ての粒子が、計数
される規準寸法以上の容積を持つている場合に
は、この計数が血液の特定の既知の容積に対応し
ているということに注意されたい。従つて本発明
の装置がかゝる全ての粒子を計数する様に同様に
セツトされた時は、パルスカウンタ２８が粒子感
知トランスジユーサ１０に同じ容積の血液が流れ
た時を正しく指示する。それ故、血小板パルスカ
ウンタ２４により発生された対応指示はこの同じ
容積内の27.5μ^３以下の大きさの血小板の数を指
示する。従つてこの点に関しては、わずかな割合
の粒子が規準量より大きな容積を持つことから生
じる若干のエラーを除けば、血小板の濃度が正し
く測定されるという事に注目されたい。

本発明の変形態様 本発明の前記説明から、スレツシユホールド電
圧は血液サンプルが特定トランスジユーサに流れ
る時の粒子の特定寸法に対応しているということ
が明らかである。従つて、２つの所定寸法レンジ
の粒子に対応するパルスを発生する様にポテンシ
ヨメータを色々な位置にセツトできる。

他の機械で測定された赤血球計数を使用する時
は、本発明の装置で発生された赤血球計数が上記
他の機械で発生された計数に対応する様な点にス
レツシユホールドをセツトすることが望ましい。
これは、たとえ他の機械が赤血球以外の若干の粒
子を誤つて計数しそしてあたかもこれらが赤血球
であるかの様に処理したとしても適用できる。
かゝるエラーは現在市場に出まわつている実質上
全部のいわゆる赤血球計数装置に於いて生じ、こ
れら装置は27.5μ^３以上の容積を持つた全ての粒
子を計数してしまう。従つてかゝる機械に於いて
は、白血球は赤血球より大きいので赤血球として
計数され、そして計数にはより大きな血小板も若
干含まれる。本発明により血小板を計数する場合
は、赤血球パルスを血小板パルスから分離するス
レツシユホールドが、約27.5μ^３に対応する値に
通常セツトされる。それにより生じる血小板濃度
のエラーはわずかである。

相当数の血小板が約30μ^３の大きさを有する様
な血小板分布を持つた著しい数の血液試料がある
とわかつている。この理由及び別の理由で、赤血
球を計数するのに用いられる低いスレツシユホー
ルドが、計数されるパルスが血小板に関与すると
ころの高いスレツシユホールドより下にある様な
構成体を設けることが望まれる。この結果を得る
ための２つの簡単な回路が各々第６図及び７図に
示されている。

第６図の構成体に於いては、第１図の高いスレ
ツシユホールド検出器１６が２つのスレツシユホ
ールド検出器１６′及び１６″と取り替えられてい
る。この構成に於いては、スレツシユホールド検
出器１８を第１の低いスレツシユホールド検出器
と称する。スレツシユホールド検出器１６″は、
血小板として計数されるパルスの高いスレツシユ
ホールド検出レベルを決定するので高いスレツシ
ユホールド検出器と称する。一方、スレツシユホ
ールド検出器１６′は赤血球として計数されるパ
ルスの低いスレツシユホールド検出レベルを検出
するので第２の低いスレツシユホールド検出器と
称する。この低いスレツシユホールド検出器１
６′の出力はアンドゲートAG１に接続され、そし
て高いスレツシユホールド検出器１６″の出力は
インバータIN１を経てフリツプ−フロツプFFL
のターミナルＤに接続される。２つのスレツシユ
ホールド検出器１６′及び１６″はいずれかが他方
の上になる様に異なつたレベルにセツトされる。

この構成では、第２の低いスレツシユホールド
検出器１６′は赤血球を表わすものとして処理さ
れるパルスの最小のカツトオフ点を確立する。第
２の低いスレツシユホールド検出器１６′により
決定されたこのスレツシユホールドより上の振巾
を持つパルスが赤血球信号をライン３３に発生す
る。赤血球に対する最大のカツトオフ点は回路素
子の制約の関数である。

第６図の構成では、高いスレツシユホールド検
出器１６″にセツトされたスレツシユホールドよ
り上の振巾を、検出されたパルスが持つ場合に、
回路点Ｎに現われるパルスがフリツプ−フロツプ
FF１を禁止する。従つて、第１の低いスレツシ
ユホールド検出器１８により確立された低いレベ
ルと高いスレツシユホールド検出器１６″によつ
て確立されたレベルとの間の範囲の振巾をパルス
が有する場合には、ライン３５にパルスが現われ
るが、さもなくば現われない。

第６図の構成に於いては、検出器１６″に確立
されたスレツシユホールドが第２の低いスレツシ
ユホールド検出器１６′にセツトされたスレツシ
ユホールドより上であれば、パルスがライン３３
及び３５の両方に現われ、従つてたとえパルスが
通常は赤血球及び血小板の１方しか表わさないと
してもその範囲内にある各パルスが赤血球及び血
小板の両方として計数されることに注意された
い。この作動モードは、もともとサンプルの赤血
球を計数するのに用いられた機械が大きな血小板
をあたかも赤血球として誤つて計数した時に特に
有用である。以下により詳細に説明する様に、第
２の低いスレツシユホールド検出器１６′は、た
とえ誤りであつてもなされた赤血球計数に対応す
る数のパルスをライン３３に発生し然してライン
３５に発生されたパルスの数をサンプルの血小板
の濃度に対応させることができる様にする点にセ
ツトされる。特にこの構成では、かゝる大きな血
小板を赤血球として誤つて計数した機械に於いて
発生されたものに対応するパルスがライン３３に
発生される。

一方、第２の低い検出器１６′に対して確立さ
れたスレツシユホールドが高いスレツシユホール
ド検出器１６″にセツトされたスレツシユホール
ドより上の場合は、ライン３３又は３５にパルス
が発生されない状態が生じる。従つて、血小板パ
ルス振巾レンジの上限と赤血球パルス振巾レンジ
の下限との間のギヤツプ内にあるパルスは全く計
数されない。

例えば、血小板スレツシユホールド検出回路１
８及び１６″は血小板を検出するため2.0μ^３乃至
30.0μ^３の容積を持つ粒子に対応する電圧にセツ
トされ、一方検出器１６′によつて粒子が検出さ
れるところの第２の低いスレツシユホールドは赤
血球と、上記機械に於いて誤つて赤血球として計
数された大きな血小板とを検出するため、27.5μ
^３の容積を持つ粒子に対応する電圧にセツトされ
る。いずれの場合も、計数ユニツト２４，２８並
びにその関連回路は、前記した様に、近似したも
のではあるが血小板の濃度を表わす血小板パルス
カウンタ２４の計数を表示する様に作動する。

第７図の構成体は第２Ｂ図に示されたものに類
似している。この場合には、第２Ｂ図の高いスレ
ツシユホールド検出器１７１が第６図のスレツシ
ユホールド検出器１６′及び１６″と同一の２つの
スレツシユホールド検出器１７１′及び１７１″と
取り替えられており、そして第２Ｂ図のパルス分
類ユニツト１８１が２つのパルス分類ユニツト１
８１′及び１８１″と取り替えられている。この場
合には、第２Ｂ図のフリツプ−フロツプ１８２が
各々２つのフリツプ−フロツプ１８２′及び１８
２″と取り替えられている。アンドゲート１８３
の１方の枝路はフリツプ−フロツプ１８２′の出
力ターミナルＱに接続され、そしてアンドゲート
１８４の１方の枝路はフリツプ−フロツプ１８
２″の出力ターミナルに接続されている。２つ
のアンドゲート１８３及び１８４のその他の入力
枝路は各々ストローブ信号ST２を受け取る様に
接続される。フリツプ−フロツプ１８２′のデー
タターミナルＤは第２の低いスレツシユホールド
検出器１７１′の出力に接続され、そしてフリツ
プ−フロツプ１８２″のデータターミナルＤは高
いスレツシユホールド検出器１７１″の出力ター
ミナルに接続される。この場合は、第６図の場合
にも示した様に、検出されたパルスの高さが第２
の低いスレツシユホールド検出器１７１′により
決定されたスレツシユホールドを越える場合には
赤血球パルスとして計数さるべきパルスがライン
３３に発生され、そしてパルスの高さが低いスレ
ツシユホールド検出器１１１（第２Ａ図）と高い
スレツシユホールド検出器１７１″とにより確立
されたレンジ内にある場合には血小板として計数
さるべきパルスが発生される。この場合には、第
６図の場合と同様に、２つのレンジが重畳するな
らば同じパルスが赤血球パルス及び血小板パルス
として計数される。同様に、２つのレンジ間のギ
ヤツプ内にある幅巾を持つたパルスは全く計数さ
れない。

血小板を検出するための高いスレツシユホール
ドレベル即ち上限に対する代表的なスレツシユホ
ールドセツテイングは、高いスレツシユホールド
検出器１７１″の３ボルトの電圧V2に相当する。
赤血球を検出するための第２の低いスレツシユホ
ールドレベル即ち下限に対する代表的なスレツシ
ユホールドセツテイングは、第２の低いスレツシ
ユホールド検出器１７１′の2.75ボルトの電圧V1
に相当する。3.0ボルトのセツテイングは30μ^３
の容積に相当しそして2.75ボルトのセツテイング
は27.5μ^３の容積に相当する。

結 論 本発明は、赤血球と血小板とを同時に計数しそ
して血液サンプルの血小板濃度を自動的に探知し
て表示するための電子式粒子計数を用いるもので
あり、そして前以つて測定されるか又は探知され
た赤血球濃度によつて計数が制御されるというこ
とは今や明らかであろう。

又、本発明に於いては、たとえ希釈サンプルの
容積を測定しなくても、この希釈血液サンプルの
血小板濃度が測定され、即ち試験対象の全血液供
給を表わすということも理解されよう。実際に、
本発明による血小板濃度の測定精度は測定される
容積を正確に知ることには左右されず、且つサン
プルを用意するところの希釈の精度にも左右され
ない。

加えて、特に前記方法を実施する様に構成され
た装置の好ましい実施例を含む多数の実施例が本
明細書に開示されたことが理解されよう。この装
置は感知される粒子の大きさに振巾が左右される
様な電気信号を発生する多数の既知の粒子感知ト
ランスジユーサの１つを用いている。この装置
は、血小板の検出により発生された電気信号と赤
血球の検出により発生された電気信号とを弁別し
て別別のライン、即ち赤血球を計数する様に働く
ラインと血小板を計数するラインに、対応パルス
を発生するための手段をなす。

更に、本発明の装置は、計数された赤血球の数
がプリセツト値に等しくなるまでかゝるパルスを
別々に計数するための計数手段を備え、そして手
を使つて別に計算したり暗算したりすることな
く、表示された血小板パルス計数が供試サンプル
の血小板濃度に直接対応した時に、計数プロセス
を自動的に終わらせるための計数終了信号発生手
段も備えている。

本発明の説明に於いては、その特定の解説のた
めの実施例を参照したが、本発明の範囲から逸脱
することなく多数の変更及び修正が当業者にとつ
て明らかであろう。例えば、ここに述べた特定実
施例以外の折置を用いて、即ち同時計数を別々に
発生することができ且つ手動手段により停止する
ことができる粒子分類装置を用いて、本発明の方
法を達成してもよいということが、本明細書に教
示したことから今や明らかであろう。更に別の例
として、波高分析、パルス計数及び計数表示の能
力を備えた型式のマルチチヤンネル分析器、例え
ば米国イリノイ州、スシヤバーグのNuclear
Data Inc.により製造されたModel ND100マルチ
チヤンネルアナライザ、に関連して本発明を実施
することができるということも明らかであろう。

Nuclear Data ND100マルチチヤンネル分析器
について述べた1974年の本、及びND100マルチチ
ヤンネル分析器の制御操作のための“IM88−
0551−00、オペレータのインストラクシヨンマニ
ユアル”と称する1975年のインストラクシヨンブ
ツクがNuclear Data Inc.によつて出版されてお
り、参考としてここに引用してある。これら２つ
の出版物により、ND100マルチチヤンネル分析器
に関連して本発明をいかに実施するかが当業者に
とつて明らかとなろう。

この特定のマルチチヤンネル分析器の使用は前
記で詳細に説明した装置の様には満足なものでな
い。というのは、このマルチチヤンネル分析器
は、これを校正した特定計数以外の数に赤血球計
数が対応する時に計数プロセスを停止するための
手段を備えていないからである。従つて例えば、
１マイクロリツトル当たり488万赤血球に対応す
る点で計数プロセスを停止することが所望される
時には、この特定マルチチヤンネル装置で得られ
るそれに最も近い停止点が１マイクロリツトル当
たり500万赤血球である。それ故、かゝる装置を
用いた時は、正確な計数が所望されるならば、更
に補正演算を行なわねばならない。然し乍ら、計
数インターバルが時間に関して測定される様な構
成体を持つてこの装置を用いることができる。

前記説明を考慮すれば、本発明は単位容積当た
りの計数即ち不定容積の液体サンプルに於ける粒
子の密度乃至は濃度を測定するための方法及び装
置に主として関するものであり、且つ本発明の範
囲内に入る様な、上記装置の各素子及び上記方法
の各段階の変更が多数あり、そしてここに述べた
特定実施例に本発明を限定するものではないとい
うことが今や明らかであろう。

感知し、弁別し、分類しそして計数するのに用
いられた前記型式の回路は、基準粒子濃度の表示
としてこの同じ装置で発生されて計数装置に印加
される電気信号に応答する様にして、基準濃度の
手動セツトの必要性を排除する様に変更できると
いうことも明らかであろう。

ここに述べた本発明の各段階又は各素子或いは
その両方に於ける更に別の変更は、未知の密度又
は濃度を持つた複数個の色々な種類の粒子の密度
又は濃度を決定する段階及び手段も含む。更に別
の変更は、既知の濃度及び容積の合成又は非合成
粒子を既知の容積のサンプル流体に加えて、適当
な濃度の基準粒子を合成的に生じさせ、この基準
粒子を供試粒子の相対濃度の測定に用いる様にし
た更に別の段階及び手段を用いている。

従つて、本発明の特許請求の範囲内に正当且つ
適正含まれ得る様なあらゆる変更及び修正を包含
することを意図していることを理解されたい。

本明細書の導入部で説明した様に、本発明の広
範な概念は単位容積当たりの計数以外の別の仕方
で、特にパーセント容積に於けるヘマトクリツト
で測定され且つ表示された濃度又は密度に適用す
ることもできる。多くの実験室では、良く知られ
た遠心分離プロセスによつて血液サンプルのヘマ
トクリツトが確立される。従つて、単位容積当た
りの赤血球計数ではなくてヘマトクリツトが血液
の特定サンプルの特性として何倍も便利に使用で
きる。換言すれば、赤血球計数ではなくてヘマト
クリツトデータを、第１図に示した親指操作ホイ
ール３０によつて本発明の装置に入力することが
より便利である。

第８図はこれを達成するためのわずかな回路変
更を示している。トランスジユーサ１０及び交流
増巾器１２は第１図に示したものと同一であり、
そして交流増巾器１２の出力A′即ちBLRIが第２
Ａ図に示した基線復帰回路１０１に入力される。
復帰回路の出力は前記した様にBLROであり、こ
れは第２Ａ図に示されたピーク保持回路１３１に
接続されて信号Ｅ_pを発生する。

第５図に示された様に、Ｅ_pはその大きさが血
小板のピーク又は赤血球のピークを表わす様な信
号である。Ｅ_pを第２Ｂ図の回路に結合するので
はなくて本発明のこの変更によれば、ヘマトクリ
ツトパルスコンバータユニツト２０１が設けられ
ており、これはＥ_p波形を受け取つてその出力ラ
イン３３′上のパルス列に変換し、該パルス列は
パルスカウンタ２８（第１図）を増加させる。も
ちろんこのパルスカウンタは赤血球パルスではな
くてヘマトクリツトパルスを計数する。親指操作
ホイールスイツチ３０′は供試血液サンプルの既
知のヘマトクリツトデータを含み、そして本発明
によればパルスカウンタ２８が親指操作ホイール
スイツチ３０′の値に達した時に、発生された停
止信号が血小板カウンタ２４を停止する。次いで
デジタル読取装置２６が単位容積当たりの血小板
計数を与える。

従つて概して云えば、現存の回路に於ける唯一
の主な変更は、Ｅ_pにより表わされた赤血球パル
スを実際上積分して既知の標準ヘマトクリツトデ
ータに必要なパーセント容積単位を与える様なヘ
マトクリツトパルスコンバータ２０１を使用する
ことである。適正なタイミングを与えるため、血
小板ではなくて赤血球が存在することを示す（Ｅ
_pがいずれかを表わしているので）信号であつ
て、第６図のラインＢか又は第２Ｂ図のユニツト
１７２のピン４から得られる様な信号と共に、第
２Ａ図のユニツト１２１からの信号ST−１がこ
のパルスコンバータによつて用いられる。

それ故、簡単なスイツチの組（図示せず）によ
り、本発明の装置は赤血球計数（単位容積当たり
の粒子数）からヘマトクリツト（パーセント）へ
と変換することができる。かゝるスイツチは親指
操作ホイール３０に好都合に連結される。

第９図は第８図のユニツト２０１をより詳細な
形態で示している。信号Ｅ_pは演算増巾器２０２
の非反転入力に接続され、該増巾器はナンドゲー
ト２０３からの出力によつてその負の反転入力に
於いて可能化される。ナンドゲート２０３からの
出力はタイミングパルスST１（第５図）と赤血
球存在信号とが一致した際にのみ発生される。選
択されるＥ_p部分の巾はもちろんST１によつて決
定され、そして例えば約５マイクロ秒である。

増巾器２０２の出力はトランジスタ２０３及び
抵抗Ｒから成る可変電流源を駆動する。このトラ
ンジスタのコレクタは蓄積キヤパシタＣに接続さ
れる。この電流源により発生される電荷即ち電流
はＲで分割されたＥ_pであり、Ｉ_Aで示されてい
る。キヤパシタＣの電荷のレベルは基準入力を持
つた比較器２０４によつて監視される。このレベ
ルが基準入力を越えた時はＤ型フリツプ−フロツ
プ２０５が作動され、を経て）アゲート２０６
へ出力が発生される。ノアゲート２０６の他方の
入力はナンドゲート２０３の出力によつて制御さ
れ、従つてナンドゲート２０３はノアゲート２０
６の出力を制御する。通常この出力はダイオード
２０７を介して定電流源Ｉ_Dをクランプする。然
し乍ら、ST１のタイミング時間中電流源のクラ
ンプが外されると、この電流源IDは電荷付与手
段として働き、キヤパシタＣを放電させて、この
キヤパシタを比較器２０４の基準に対応するレベ
ルに向つて戻す様にする。

従つて第９図の回路は、ヘマトクリツトを指示
する赤血球パルスのピークに対して積分器として
働く。作動的な観点からより重要なことは、共通
のタイミング手段がアナログ入力電圧手段２０２
及び電荷付与電流Ｉ_Dの両方を制御し、これらが
一定巾の共通の時間インターバル中にのみ可能化
される様にするということである。これが回路の
精度を相当に改善する。

作動的な観点から、キヤパシタＣに蓄積された
電荷の量は、信号ST１の時間ＴとＩ_A（即ちＥ
_p／Ｒ）とを乗算したものである。これはＩ_D×Ｔ
×Ｎ_Hを発生するデジタル電荷パルスフイードバ
ツク回路によつて平衡され、ここでＮ_Hはライン
３３′上のヘマトクリツトパルスの数である。か
くて赤血球パルスのピークが積分され（パーセン
ト）そしてデジタル形態に変換される。

更に、回路の値を調整することにより、ライン
３３′に発生された１つのヘマトクリツトパルス
に比して実際の赤血球パルスの比は恐らく10：１
である。換言すれば、比較器２０４の基準値を越
えてヘマトクリツトパルスを発生せしめる様な充
電レベルにキヤパシタＣを充電するには数個の赤
血球パルスが必要とされる。従つてＥ_pの最大の
ピーク値は恐らく例えば１つのヘマトクリツトパ
ルスしか与えない。かゝる構成はこの型式の変換
系に於いてエラーを相当に減少する。

【図面の簡単な説明】

第１図は血液中の血小板密度を測定するための
本発明を実施するのに適した粒子の比の計算装置
を示した略図、第２図は第２Ａ図、第２Ｂ図、第
３図及び第４図を結合する仕方を示した図、第２
Ａ図及び第２Ｂ図は本発明のパルス発生部分の好
ましい実施例を示した略図、第３図は第１図に示
した装置のカウンタ及び表示部分の略図、第４図
は本発明の赤血球カウンタに用いるための別の回
路を示した略図、第５図は第２Ａ図及び第２Ｂ図
に対応する種々の波形のタイミング関係を示した
タイミング図、第６図及び第７図は本発明の他の
２つの実施例の各部分を示した略図、第８図は本
発明の別の実施例のブロツク図、そして第９図は
第８図の詳細図である。 １０……粒子感知トランスジユーサ、１２……
交流増巾器、１４……基線復帰回路、１６……高
いスレツシユホイールド検出器、１８……低いス
レツシユホールド検出器、２０……ピーク検出
器、２２……パルス分類ユニツト、２４……血小
板パルスカウンタ、２６……血小板表示ユニツ
ト、２８……赤血球パルスカウンタ、３０……親
指操作ホイールスイツチ配列体、３３，３５……
パルスライン、１０１……基線復帰回路、１１１
……低いスレツシユホールド検出器、１２１……
ストローブシーケンサ回路、１３１……ピーク保
持回路、１６１……ピーク検出器、１７１……高
いスレツシユホールド検出器、１８１……パルス
分類ユニツト。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １ 第１の種類の粒子とは検出可能な物理的特性
   において異なる第２の種類の粒子を所定の濃度に
   て懸濁している流体に懸濁されている前記第１の
   種類の粒子の濃度を測定する装置において、前記
   流体又は前記流体の均一な希釈液の流れの中に配
   置され、前記各種類の粒子を感知して各種類の粒
   子の前記物理的特性に対応して電気的特性におい
   て異なる電気パルスを前記各種類の粒子にそれぞ
   れ対応して発生する粒子センサと、該粒子センサ
   からの各種類の粒子に対応する前記電気パルスを
   電気的に弁別する弁別手段と、該弁別手段によつ
   て弁別された前記第１の種類の粒子に対応する前
   記電気パルスの数を計数して第１の計数値を発生
   する第１の計数手段と、前記弁別手段によつて弁
   別された前記第２の種類の粒子に対応する前記電
   気パルスの数を計数して第２の計数値を発生する
   第２の計数手段と、前記第２の計数値が前記流体
   中の前記第２の種類の粒子の前記所定の濃度に対
   応する値に達したときに前記第１の計数値を検出
   して該検出された第１の計数値から前記第１の種
   類の粒子の前記濃度を表す出力を発生する手段と
   を備えることを特徴とする装置。