JPH0150856B2 - - Google Patents
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- JPH0150856B2 JPH0150856B2 JP55107336A JP10733680A JPH0150856B2 JP H0150856 B2 JPH0150856 B2 JP H0150856B2 JP 55107336 A JP55107336 A JP 55107336A JP 10733680 A JP10733680 A JP 10733680A JP H0150856 B2 JPH0150856 B2 JP H0150856B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- circuit
- light
- passage
- measurement
- cell
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
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-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume or surface-area of porous materials
- G01N15/10—Investigating individual particles
- G01N15/14—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry
- G01N15/1456—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry without spatial resolution of the texture or inner structure of the particle, e.g. processing of pulse signals
- G01N15/1459—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry without spatial resolution of the texture or inner structure of the particle, e.g. processing of pulse signals the analysis being performed on a sample stream
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume or surface-area of porous materials
- G01N15/01—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume or surface-area of porous materials specially adapted for biological cells, e.g. blood cells
- G01N2015/016—White blood cells
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume or surface-area of porous materials
- G01N15/10—Investigating individual particles
- G01N15/14—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry
- G01N2015/1486—Counting the particles
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- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Dispersion Chemistry (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、構造が簡単で低コストに製作できる
簡易型の血液分析装置、詳しくはヘモグロビンと
白血球数とを同時に測定することができ、かつド
リフトや変動に対しても容易に校正が可能な血液
分析装置に関するものである。
簡易型の血液分析装置、詳しくはヘモグロビンと
白血球数とを同時に測定することができ、かつド
リフトや変動に対しても容易に校正が可能な血液
分析装置に関するものである。
従来、血液中の成分である赤血球、白血球、ヘ
モグロビンを測定するための装置としては、血球
と浮懸液との電気インピーダンスが異なることを
利用して、血球の浮懸液を狭あいに形成された通
路に通過させて１個づつ測定し、一方、ヘモグロ
ビンは比色計を用いて測定を行つていた。また液
と血球との光学的差異によつて血球を検出する方
法もあるが、一般に血球の浮懸液を狭あいな通路
に通過させなければならず、光学的に検出し易い
ように毛細管状の通路を形成したり（たとえば
「1973年 臨時増刊 臨床検査」Vol.17（昭48−11
−１）第1285〜1286頁）、あるいはシース方式と
称する中央に血球の浮懸液を通過させ、まわりを
血球の含ない液で包み込むようにして流す方式な
どがある。
モグロビンを測定するための装置としては、血球
と浮懸液との電気インピーダンスが異なることを
利用して、血球の浮懸液を狭あいに形成された通
路に通過させて１個づつ測定し、一方、ヘモグロ
ビンは比色計を用いて測定を行つていた。また液
と血球との光学的差異によつて血球を検出する方
法もあるが、一般に血球の浮懸液を狭あいな通路
に通過させなければならず、光学的に検出し易い
ように毛細管状の通路を形成したり（たとえば
「1973年 臨時増刊 臨床検査」Vol.17（昭48−11
−１）第1285〜1286頁）、あるいはシース方式と
称する中央に血球の浮懸液を通過させ、まわりを
血球の含ない液で包み込むようにして流す方式な
どがある。
以上の光学方式のうち、前者（前記文献記載の
もの）は測定する被検液の定量が可能であり、単
位体積当りの血球数として表示することができる
が、反面、通路を狭くして毛細管状とし、すべて
の粒子を検出する必要性から、通路を高精度に、
かつ均一にしなければならないという欠点、ある
いはつまりなどが生じ易いという欠点がある。ま
た後者の場合は、比検液の定量が不可能であるた
めに流量を一定にするなどの措置を講ずる必要が
あり、さらにシース方式などのように複雑な構成
にしなければならないため、高価な装置となつて
しまうという欠点があつた。いずれにしてもヘモ
グロビンの測定は、別のフローセルを用いて別個
に測定しなければならないという欠点があつた。
もの）は測定する被検液の定量が可能であり、単
位体積当りの血球数として表示することができる
が、反面、通路を狭くして毛細管状とし、すべて
の粒子を検出する必要性から、通路を高精度に、
かつ均一にしなければならないという欠点、ある
いはつまりなどが生じ易いという欠点がある。ま
た後者の場合は、比検液の定量が不可能であるた
めに流量を一定にするなどの措置を講ずる必要が
あり、さらにシース方式などのように複雑な構成
にしなければならないため、高価な装置となつて
しまうという欠点があつた。いずれにしてもヘモ
グロビンの測定は、別のフローセルを用いて別個
に測定しなければならないという欠点があつた。
本発明は上記の諸欠点を解消するためになされ
たもので、従来の簡易型の粒子計数装置が単位時
間当りの粒子数などとし、周波数−電圧（Ｆ−
Ｖ）変換などによりアナログ式のメータにより表
示を行つているのに対し、本発明においては所定
の時間後の累積値を割算したのと同等の効果を持
たせることにより、直接デイジタル量で表示する
ような血液分析装置を提供することを目的とする
ものである。
たもので、従来の簡易型の粒子計数装置が単位時
間当りの粒子数などとし、周波数−電圧（Ｆ−
Ｖ）変換などによりアナログ式のメータにより表
示を行つているのに対し、本発明においては所定
の時間後の累積値を割算したのと同等の効果を持
たせることにより、直接デイジタル量で表示する
ような血液分析装置を提供することを目的とする
ものである。
〔問題点を解決するための手段〕
上記の目的を達成するために、本発明の血液分
析装置は、図面に示すように、２〜10ミリメート
ルの横幅および200ミクロン〜２ミリメートルの
深さを有する溝状のヘモグロビン比色測定用通路
１とこの比色測定用通路１に連通し、２〜10ミリ
メートルの横幅および20〜100ミクロンの深さを
有する溝状の血球測定用通路２とを有する測定セ
ル３と、この測定セルを固定しかつ前記比色測定
用通路１および血球測定用通路２に対応する位置
にそれぞれ光透過用窓４，５を有する取付・取外
自在のセルホルダ６と、血球測定用通路２の光透
過用窓５の前方に中央部に発光ダイオード７を有
する遮光板８、第２集光レンズ１０、第１プリズ
ム１１、第１集光レンズ１２、光源１３が順次配
置され、第１プリズム１１の上方でかつ比色測定
用通路１の光透過用窓４の前方に第２プリズム１
４を配置してなる光照射装置と、血球測定用通路
２の光透過用窓５の後方に設けられた対物レンズ
１５および光検出用受光素子１６と、比色測定用
通路１の光透過用窓４の後方に設けられた光検出
用受光素子１７と、この受光素子１７に接続され
たヘモグロビン比色検出回路１８およびヘモグロ
ビン比色測定用の信号により血球の浮懸液が導入
されてから所定の時間後に測定開始の信号を発生
するトリガ回路２０と、この比色検出回路１８に
接続された表示回路２１と、血球測定用の受光素
子１６に接続され血球通過による散乱光を検出し
電気パルス信号に変換する検出回路２２と、この
検出回路に接続されたゲート回路２３と、このゲ
ート回路に接続された基準パルス発生回路２４
と、ゲート回路２３および前記トリガ回路２０に
接続された計数回路２５と、この計数回路に接続
された演算回路２６と、トリガ回路２０および演
算回路２６に接続されトリガ回路によつて作動す
るタイマ２７と、演算回路２６に接続された表示
回路２８とを包含して形成したものである。
析装置は、図面に示すように、２〜10ミリメート
ルの横幅および200ミクロン〜２ミリメートルの
深さを有する溝状のヘモグロビン比色測定用通路
１とこの比色測定用通路１に連通し、２〜10ミリ
メートルの横幅および20〜100ミクロンの深さを
有する溝状の血球測定用通路２とを有する測定セ
ル３と、この測定セルを固定しかつ前記比色測定
用通路１および血球測定用通路２に対応する位置
にそれぞれ光透過用窓４，５を有する取付・取外
自在のセルホルダ６と、血球測定用通路２の光透
過用窓５の前方に中央部に発光ダイオード７を有
する遮光板８、第２集光レンズ１０、第１プリズ
ム１１、第１集光レンズ１２、光源１３が順次配
置され、第１プリズム１１の上方でかつ比色測定
用通路１の光透過用窓４の前方に第２プリズム１
４を配置してなる光照射装置と、血球測定用通路
２の光透過用窓５の後方に設けられた対物レンズ
１５および光検出用受光素子１６と、比色測定用
通路１の光透過用窓４の後方に設けられた光検出
用受光素子１７と、この受光素子１７に接続され
たヘモグロビン比色検出回路１８およびヘモグロ
ビン比色測定用の信号により血球の浮懸液が導入
されてから所定の時間後に測定開始の信号を発生
するトリガ回路２０と、この比色検出回路１８に
接続された表示回路２１と、血球測定用の受光素
子１６に接続され血球通過による散乱光を検出し
電気パルス信号に変換する検出回路２２と、この
検出回路に接続されたゲート回路２３と、このゲ
ート回路に接続された基準パルス発生回路２４
と、ゲート回路２３および前記トリガ回路２０に
接続された計数回路２５と、この計数回路に接続
された演算回路２６と、トリガ回路２０および演
算回路２６に接続されトリガ回路によつて作動す
るタイマ２７と、演算回路２６に接続された表示
回路２８とを包含して形成したものである。
本発明の血液分析装置の特徴は、第１に比色セ
ルと粒子計数セルとを共通にして白血球およびヘ
モグロビンの測定を共通セルで行つていること、
第２に前記共通セルは取付・取外が容易で汚れな
どの除去、あるいはつまりなどによるトラブルを
解消するのが簡単であること、第３に比較的高速
度で応答する発光ダイオードにより粒子が通過し
たときと同じような模擬光パルスを発生し、これ
で校正を行つているためにドリフトや変動による
誤差が生じないこと、第４に比較的長い時間であ
る５秒間とか10秒間の測定の累積によつて測定値
を求めているので、平均化された信頼度の高い測
定値が得られることである。
ルと粒子計数セルとを共通にして白血球およびヘ
モグロビンの測定を共通セルで行つていること、
第２に前記共通セルは取付・取外が容易で汚れな
どの除去、あるいはつまりなどによるトラブルを
解消するのが簡単であること、第３に比較的高速
度で応答する発光ダイオードにより粒子が通過し
たときと同じような模擬光パルスを発生し、これ
で校正を行つているためにドリフトや変動による
誤差が生じないこと、第４に比較的長い時間であ
る５秒間とか10秒間の測定の累積によつて測定値
を求めているので、平均化された信頼度の高い測
定値が得られることである。
光源１３を出た光線は、第１集光レンズ１２に
より平行線となり、第１プリズム１１で上方直角
方向へ向きを変え、さらに第２プリズム１４によ
り再びもとの進行方向と平行な向きにされ、比色
測定用通路１を照射し、光検出用受光素子１７に
フイルタ３７を介して入射する。一方、次の第２
集光レンズ１０により血球検出用通路２に収束す
る光線は、中央に光を吸収する黒い遮光板８を設
けたプレート３８によりドーナツ状（リング状）
の光束４０となり、いわゆる暗視野の状態が形成
される。
より平行線となり、第１プリズム１１で上方直角
方向へ向きを変え、さらに第２プリズム１４によ
り再びもとの進行方向と平行な向きにされ、比色
測定用通路１を照射し、光検出用受光素子１７に
フイルタ３７を介して入射する。一方、次の第２
集光レンズ１０により血球検出用通路２に収束す
る光線は、中央に光を吸収する黒い遮光板８を設
けたプレート３８によりドーナツ状（リング状）
の光束４０となり、いわゆる暗視野の状態が形成
される。
対物レンズ１５は、このドーナツ状の光束４０
が収束し、再びドーナツ状の光束となつて広が
る、いわゆる暗視野中に設置され、血球の通過に
伴う散乱光のみを通過させ、この散乱光を受光素
子１６で検出する。さらにプレート３８の遮光板
８の中央には、発光ダイオード７が設けられてい
るので、血球の通過によつて生ずる散乱光と同様
な模擬光パルスを生じ、装置の校正に用いられ
る。このパルスは血球検出用通路２を通過し、対
物レンズ１５を通つて受光素子１６で検出され
る。
が収束し、再びドーナツ状の光束となつて広が
る、いわゆる暗視野中に設置され、血球の通過に
伴う散乱光のみを通過させ、この散乱光を受光素
子１６で検出する。さらにプレート３８の遮光板
８の中央には、発光ダイオード７が設けられてい
るので、血球の通過によつて生ずる散乱光と同様
な模擬光パルスを生じ、装置の校正に用いられ
る。このパルスは血球検出用通路２を通過し、対
物レンズ１５を通つて受光素子１６で検出され
る。
このようにして、受光素子１６で血球通過によ
る散乱光を検出し、検出回路２２で電気パルス信
号に変換される。検出回路２２で変換されたパル
ス幅をパルス数に変換し、累積して計数値を血球
数に対応する白血球とヘモグロビンとを同時に測
定する。
る散乱光を検出し、検出回路２２で電気パルス信
号に変換される。検出回路２２で変換されたパル
ス幅をパルス数に変換し、累積して計数値を血球
数に対応する白血球とヘモグロビンとを同時に測
定する。
以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明す
る。本発明の血液分析装置は、幅広い横幅を有す
る溝状のヘモグロビン比色測定用通路１とこの比
色測定用通路１に連通し、幅広い横幅を有する溝
状で、比色測定用通路１より深さの小さい血球測
定用通路２とを有する測定セル３と、この測定セ
ル３を固定しかつ前記比色測定用通路１および血
球測定用通路２に対応する位置にそれぞれ光透過
用窓４，５を有する取付・取外自在のセルホルダ
６と、血球測定用通路２の光透過用窓５の前方
（第１図および第２図における右側）に中央中に
発光ダイオード７を有する遮光板８、第２集光レ
ンズ１０、第１プリズム１１、第１集光レンズ１
２、光源１３が順次配置され、第１プリズム１１
の上方でかつ比色測定用通路１の光透過用窓４の
前方に第２プリズム１４を配置してなる光照射装
置と、血球測定用通路２の光透過用窓５の後方
（第１図および第２図における左側）に設けられ
た対物レンズ１５および光検出用受光素子１６
と、比色測定用通路１の光透過用窓４の後方に設
けられた光検出用受光素子１７と、この受光素子
１７に接続されたヘモグロビン比色検出回路１８
およびヘモグロビン比色測定用の信号により血球
の浮懸液が導入されてから所定の時間後に測定開
始の信号を発生するトリガ回路２０と、この比色
検出回路１８に接続された表示回路２１と、血球
測定用の受光素子１６に接続され血球通過による
散乱光を検出し電気パルス信号に変換する検出回
路２２と、この検出回路２２に接続されたゲート
回路２３と、このゲート回路２３に接続された基
準パルス発生回路２４と、ゲート回路２３および
前記トリガ回路２０に接続された計数回路２５
と、この計数回路２５に接続された演算回路２６
と、トリガ回路２０および演算回路２６に接続さ
れトリガ回路２０によつて作動するタイマ２７
と、演算回路２６に接続された表示回路２８とか
らなり、検出回路２２で変換されたパルス幅をパ
ルス数に変換し、累積して計数値を血球数に対応
する白血球とヘモグロビンを同時に測定するよう
にしたものである。
る。本発明の血液分析装置は、幅広い横幅を有す
る溝状のヘモグロビン比色測定用通路１とこの比
色測定用通路１に連通し、幅広い横幅を有する溝
状で、比色測定用通路１より深さの小さい血球測
定用通路２とを有する測定セル３と、この測定セ
ル３を固定しかつ前記比色測定用通路１および血
球測定用通路２に対応する位置にそれぞれ光透過
用窓４，５を有する取付・取外自在のセルホルダ
６と、血球測定用通路２の光透過用窓５の前方
（第１図および第２図における右側）に中央中に
発光ダイオード７を有する遮光板８、第２集光レ
ンズ１０、第１プリズム１１、第１集光レンズ１
２、光源１３が順次配置され、第１プリズム１１
の上方でかつ比色測定用通路１の光透過用窓４の
前方に第２プリズム１４を配置してなる光照射装
置と、血球測定用通路２の光透過用窓５の後方
（第１図および第２図における左側）に設けられ
た対物レンズ１５および光検出用受光素子１６
と、比色測定用通路１の光透過用窓４の後方に設
けられた光検出用受光素子１７と、この受光素子
１７に接続されたヘモグロビン比色検出回路１８
およびヘモグロビン比色測定用の信号により血球
の浮懸液が導入されてから所定の時間後に測定開
始の信号を発生するトリガ回路２０と、この比色
検出回路１８に接続された表示回路２１と、血球
測定用の受光素子１６に接続され血球通過による
散乱光を検出し電気パルス信号に変換する検出回
路２２と、この検出回路２２に接続されたゲート
回路２３と、このゲート回路２３に接続された基
準パルス発生回路２４と、ゲート回路２３および
前記トリガ回路２０に接続された計数回路２５
と、この計数回路２５に接続された演算回路２６
と、トリガ回路２０および演算回路２６に接続さ
れトリガ回路２０によつて作動するタイマ２７
と、演算回路２６に接続された表示回路２８とか
らなり、検出回路２２で変換されたパルス幅をパ
ルス数に変換し、累積して計数値を血球数に対応
する白血球とヘモグロビンを同時に測定するよう
にしたものである。
前記測定セル３はセル本体３０とセルカバー３
１の２つに分離でき、セル本体３０には前述のよ
うに比色測定のための通路１と、血球計数のため
の通路２とが設けられ、それぞれの通路１，２
は、横広い横幅を持つ溝状の形状を有している。
比色のための溝の深さ（通路１の深さ）は、試料
の量を許す限りなるべく深い方が好ましい。一
方、血球計数のための溝の深さ（通路２の深さ）
は、血球の大きさから判断して50ミクロン程度で
あることが望ましい。
１の２つに分離でき、セル本体３０には前述のよ
うに比色測定のための通路１と、血球計数のため
の通路２とが設けられ、それぞれの通路１，２
は、横広い横幅を持つ溝状の形状を有している。
比色のための溝の深さ（通路１の深さ）は、試料
の量を許す限りなるべく深い方が好ましい。一
方、血球計数のための溝の深さ（通路２の深さ）
は、血球の大きさから判断して50ミクロン程度で
あることが望ましい。
通路１，２の深さおよび横幅について、一例と
して設計値などを用いて説明する。ヘモグロビン
比色測定用通路１の深さは、設計値が１ミリメー
トルであり、範囲としては、下限が200ミクロン
程度、上限は特に規定する必要がないが２ミリメ
ートル程度である。一方、血球測定用通路２の深
さは、設計値が50ミクロンであり、範囲として
は、下限が20ミクロン程度、上限は10ミクロンで
ある。また両通路１，２の横幅は、設計値が５ミ
リメートルであり、範囲としては、下限が２ミリ
メートル程度、上限は特に規定する必要がないが
10ミリメートル程度である。
して設計値などを用いて説明する。ヘモグロビン
比色測定用通路１の深さは、設計値が１ミリメー
トルであり、範囲としては、下限が200ミクロン
程度、上限は特に規定する必要がないが２ミリメ
ートル程度である。一方、血球測定用通路２の深
さは、設計値が50ミクロンであり、範囲として
は、下限が20ミクロン程度、上限は10ミクロンで
ある。また両通路１，２の横幅は、設計値が５ミ
リメートルであり、範囲としては、下限が２ミリ
メートル程度、上限は特に規定する必要がないが
10ミリメートル程度である。
測定セル３は取手３２が設けられたセルホルダ
６に固定され、それぞれの通路１，２はニツプル
３３，３４を介して外部に接続されている。さら
にセルホルダ６は固定台３５に設けられたレール
３６に沿つて上方に抜き出すことができ、測定セ
ル３をセルホルダ６ごと外部へ取り出すことがで
きるように構成されている。
６に固定され、それぞれの通路１，２はニツプル
３３，３４を介して外部に接続されている。さら
にセルホルダ６は固定台３５に設けられたレール
３６に沿つて上方に抜き出すことができ、測定セ
ル３をセルホルダ６ごと外部へ取り出すことがで
きるように構成されている。
つぎに光学系について詳細に説明すると、光源
１３を出た光線は、第１集光レンズ１２により平
行線となり、第１プリズム１１で上方直角方向へ
向きを変え、さらに第２プリズム１４により再び
もとの進行方向と平行な向きにされ、比色用の通
路１を照射し、光検出用受光素子１７にフイルタ
３７を介して入射する。一方、次の第２集光レン
ズ１０により粒子検出用の通路２に収束する光線
は、中央に光を吸収する黒い遮光板８を設けたプ
レート３８によりドーナツ状（リング状）の光束
４０となり、いわゆる暗視野の状態が形成され
る。対物レンズ１５は、このドーナツ状の光束４
０が収束し、再びドーナツ状の光束となつて広が
る、いわゆる暗視野中に設置され、血球の通過に
伴う散乱光のみを通過させ、この散乱光を受光素
子１６で検出する。さらにプレート３８の遮光板
８の中央には、前述のように発光ダイオード７が
設けられており、血球の通過によつて生ずる散乱
光と同様な模擬光パルスを生じ、装置の校正に用
いられる。このパルスは粒子検出用の通路２を通
過し、対物レンズ１５を通つて受光素子１６で検
出される。したがつて、たとえば通路が汚れて透
光性に変化が生じても、校正を行うことにより正
しい測定を行うことができる。
１３を出た光線は、第１集光レンズ１２により平
行線となり、第１プリズム１１で上方直角方向へ
向きを変え、さらに第２プリズム１４により再び
もとの進行方向と平行な向きにされ、比色用の通
路１を照射し、光検出用受光素子１７にフイルタ
３７を介して入射する。一方、次の第２集光レン
ズ１０により粒子検出用の通路２に収束する光線
は、中央に光を吸収する黒い遮光板８を設けたプ
レート３８によりドーナツ状（リング状）の光束
４０となり、いわゆる暗視野の状態が形成され
る。対物レンズ１５は、このドーナツ状の光束４
０が収束し、再びドーナツ状の光束となつて広が
る、いわゆる暗視野中に設置され、血球の通過に
伴う散乱光のみを通過させ、この散乱光を受光素
子１６で検出する。さらにプレート３８の遮光板
８の中央には、前述のように発光ダイオード７が
設けられており、血球の通過によつて生ずる散乱
光と同様な模擬光パルスを生じ、装置の校正に用
いられる。このパルスは粒子検出用の通路２を通
過し、対物レンズ１５を通つて受光素子１６で検
出される。したがつて、たとえば通路が汚れて透
光性に変化が生じても、校正を行うことにより正
しい測定を行うことができる。
第３図は回路の一例を示すブロツクダイアグラ
ムで、４１は光源１３の電源であり、一方、４２
は模擬光パルスを生ずるように発光ダイオード７
を点燈させるための電源である。受光素子１７は
ヘモグロビンの比色測定用の検出信号を生じ、比
色検出回路１８でヘモグロビンを測定し、表示回
路２１で表示される。受光素子１６は血球通過に
よる散乱光を検出し、検出回路２２で電気パルス
信号に変換される。２４は基準パルス発生回路
で、ゲート回路２３で血球によるパルス信号が入
力されたときのみ基準パルスが通過し、計数回路
２５で計数される。第４図および第５図は検出パ
ルスの一例を示している。第４図は比較的高濃度
の粒子が検出されており、一方、第５図には低濃
度の粒子が検出されている。かりに通路２を通過
する血球の浮懸液の流量が一定であれば、単にパ
ルス数を計数し、所定の時間内のパルスを表示す
るだけで良いが、必ずしも流量が一定であるとは
言えず、通常は浮懸液の温度、粘度、測定セルの
汚れ具合などの影響を受け流量が変動することを
前提にしなければならない。とくに測定セル３の
下方に設けられた出口に吸引圧力を与え、測定セ
ル３の上方から試料を流す方法では、測定の初め
と終りとでは吸引圧力の条件が変わり、流量は一
定ではないと考えるべきである。流量に無関係に
する方法として、次の方法が考えられる。すなわ
ち、１つのパルスがきて次のパルスがくるまでの
時間をＴ、一方、パルスが生じてなくなるまでの
時間、すなわちパルス幅をｔとすると、ｔ／Ｔが
粒子濃度とほぼ比例関係にあることが知られてい
る。したがつて、それぞれの粒子のｔ、および粒
子のＴを累積して最後に割算を行えば、より平均
化され精度の高い測定結果が得られる。すなわ
ち、 従来の簡易型の粒子計数装置では、アナログメ
ータで表示するために、tiに相当するものをアナ
ログ電圧量で積分（充電）させると同時に、所定
の時定数で放電が行われるので、充電量が大きい
時にはメータの振れが大きくなり、充電量が少な
いとメータの振れは小さくなり、いずれも時間当
りの充放電の度合としての平均値がメータ指示さ
れる。しかるに、血球は必ずしも大小様々なもの
が均等に分散しているとは限らず、パルス幅の異
なる信号がときにはほぼ同時に連続して入つた
り、あるいはまばらに入つたりするといつた現象
が生じ、これは粒子濃度が小さいときには、とく
にメータが振動するといつた現象が生じていた。
ムで、４１は光源１３の電源であり、一方、４２
は模擬光パルスを生ずるように発光ダイオード７
を点燈させるための電源である。受光素子１７は
ヘモグロビンの比色測定用の検出信号を生じ、比
色検出回路１８でヘモグロビンを測定し、表示回
路２１で表示される。受光素子１６は血球通過に
よる散乱光を検出し、検出回路２２で電気パルス
信号に変換される。２４は基準パルス発生回路
で、ゲート回路２３で血球によるパルス信号が入
力されたときのみ基準パルスが通過し、計数回路
２５で計数される。第４図および第５図は検出パ
ルスの一例を示している。第４図は比較的高濃度
の粒子が検出されており、一方、第５図には低濃
度の粒子が検出されている。かりに通路２を通過
する血球の浮懸液の流量が一定であれば、単にパ
ルス数を計数し、所定の時間内のパルスを表示す
るだけで良いが、必ずしも流量が一定であるとは
言えず、通常は浮懸液の温度、粘度、測定セルの
汚れ具合などの影響を受け流量が変動することを
前提にしなければならない。とくに測定セル３の
下方に設けられた出口に吸引圧力を与え、測定セ
ル３の上方から試料を流す方法では、測定の初め
と終りとでは吸引圧力の条件が変わり、流量は一
定ではないと考えるべきである。流量に無関係に
する方法として、次の方法が考えられる。すなわ
ち、１つのパルスがきて次のパルスがくるまでの
時間をＴ、一方、パルスが生じてなくなるまでの
時間、すなわちパルス幅をｔとすると、ｔ／Ｔが
粒子濃度とほぼ比例関係にあることが知られてい
る。したがつて、それぞれの粒子のｔ、および粒
子のＴを累積して最後に割算を行えば、より平均
化され精度の高い測定結果が得られる。すなわ
ち、 従来の簡易型の粒子計数装置では、アナログメ
ータで表示するために、tiに相当するものをアナ
ログ電圧量で積分（充電）させると同時に、所定
の時定数で放電が行われるので、充電量が大きい
時にはメータの振れが大きくなり、充電量が少な
いとメータの振れは小さくなり、いずれも時間当
りの充放電の度合としての平均値がメータ指示さ
れる。しかるに、血球は必ずしも大小様々なもの
が均等に分散しているとは限らず、パルス幅の異
なる信号がときにはほぼ同時に連続して入つた
り、あるいはまばらに入つたりするといつた現象
が生じ、これは粒子濃度が小さいときには、とく
にメータが振動するといつた現象が生じていた。
上記の欠点を解消するために、本発明の血液分
析装置においては、パル幅ゲート回路２３により
基準パルス発生回路２４から発せられる基準パル
スのパルス数に変換し、全血球信号のパルス幅に
相当する基準パルス発生回路２４からのパルス信
号を累積すると、全血球信号のパルス幅の累積値
が得られる。これは流速には無関係である。一
方、タイマ２７は計数回路２５と同様に、ヘモグ
ロビン比色測定用の信号により血球の浮懸液が投
入されてから所定の時間の後に測定開始の信号を
発すようなトリガ回路２０によつて作動し、所定
の時間後にタイマ２７の測定終了信号によつて計
数回路２５の計数が停止され、次の演算回路２６
で(1)式の割算が行われ、表示回路２８により血球
数が表示される。(1)式から明らかなように、血球
数は全測定時間を一定にすればtiを累積すれば良
く、たとえば５秒とか10秒とか都合のよい値とす
ることができ。すなわち測定時間を２倍にすれば
当然tiの累積値も２倍となり、測定時間の長短は
血球数とは無関係である。一方、表示回路２８の
表示値を生の血球の血球数に換算して表示するに
は、基準パルス発生回路２４のパルスレートを変
えればよく、発光ダイオード７を用いて血球の模
擬光パルス信号を発生させ、計数回路２５の計数
値が所定の値になるように調整することによつて
行われる。発光ダイオード７を用いた調整は、上
記基準パルス発生回路２４の調整のほかに、検出
回路２２の検出レベルの調整にも用いられ、たと
えば光源１３の劣化や測定セル３の汚れなどによ
る光量の減少などをチエツクし、常に正しいレベ
ルでの測定が行えるようにする。またトリガ回路
２０は、測定セル３に液が入つて所定の時間後に
血球数測定を開始させることにより、気泡や前回
の試料による汚染による液を洗い流し、中間の液
だけを測定し得るようにするためのものであり、
比色セルの光量の変化を効果的に利用し、計数回
路２５およびタイマ２７をスタートさせる。なお
血球計数のための通路２の下方に設けられたニツ
プル３４は、図示していないが廃液溜めびんを介
して吸引圧力源に接続している。
析装置においては、パル幅ゲート回路２３により
基準パルス発生回路２４から発せられる基準パル
スのパルス数に変換し、全血球信号のパルス幅に
相当する基準パルス発生回路２４からのパルス信
号を累積すると、全血球信号のパルス幅の累積値
が得られる。これは流速には無関係である。一
方、タイマ２７は計数回路２５と同様に、ヘモグ
ロビン比色測定用の信号により血球の浮懸液が投
入されてから所定の時間の後に測定開始の信号を
発すようなトリガ回路２０によつて作動し、所定
の時間後にタイマ２７の測定終了信号によつて計
数回路２５の計数が停止され、次の演算回路２６
で(1)式の割算が行われ、表示回路２８により血球
数が表示される。(1)式から明らかなように、血球
数は全測定時間を一定にすればtiを累積すれば良
く、たとえば５秒とか10秒とか都合のよい値とす
ることができ。すなわち測定時間を２倍にすれば
当然tiの累積値も２倍となり、測定時間の長短は
血球数とは無関係である。一方、表示回路２８の
表示値を生の血球の血球数に換算して表示するに
は、基準パルス発生回路２４のパルスレートを変
えればよく、発光ダイオード７を用いて血球の模
擬光パルス信号を発生させ、計数回路２５の計数
値が所定の値になるように調整することによつて
行われる。発光ダイオード７を用いた調整は、上
記基準パルス発生回路２４の調整のほかに、検出
回路２２の検出レベルの調整にも用いられ、たと
えば光源１３の劣化や測定セル３の汚れなどによ
る光量の減少などをチエツクし、常に正しいレベ
ルでの測定が行えるようにする。またトリガ回路
２０は、測定セル３に液が入つて所定の時間後に
血球数測定を開始させることにより、気泡や前回
の試料による汚染による液を洗い流し、中間の液
だけを測定し得るようにするためのものであり、
比色セルの光量の変化を効果的に利用し、計数回
路２５およびタイマ２７をスタートさせる。なお
血球計数のための通路２の下方に設けられたニツ
プル３４は、図示していないが廃液溜めびんを介
して吸引圧力源に接続している。
トリガ回路２０は受光素子１７の直流出力レベ
ルの変化をとらえるほかに、比色セルの中を血球
が横切るときに生ずる微小の交流信号を検知する
ことによつても行うことができ、むしろこの方が
白血球とヘモグロビン量の測定が100〜数百倍の
希釈濃度であり、一方、赤血球の希釈濃度は数万
倍であるがそれぞれの溶液に浮懸する血球粒子の
量がほぼ同じ程度であることからして有効であ
る。白血球およびヘモグロビンの同時測定は、赤
血球のみを溶解し、ヘモグロビンを溶出させて、
白血球のみをヘモグロビンの溶液中に浮懸させる
といつた手法により行われる。したがつて、受光
素子１７の直流レベルと、交流成分を同時に監視
することにより、交流成分はあるが直流レベルが
白血球、ヘモグロビンのときと比較し、大きく変
化しない赤血球測定を判定し、ヘモグロビンの表
示回路２１を不作動化させることができる。これ
は第３図の線路４３で示すように、不作動化信号
をトリガ回路２０から表示回路２１に送つて行わ
れる。
ルの変化をとらえるほかに、比色セルの中を血球
が横切るときに生ずる微小の交流信号を検知する
ことによつても行うことができ、むしろこの方が
白血球とヘモグロビン量の測定が100〜数百倍の
希釈濃度であり、一方、赤血球の希釈濃度は数万
倍であるがそれぞれの溶液に浮懸する血球粒子の
量がほぼ同じ程度であることからして有効であ
る。白血球およびヘモグロビンの同時測定は、赤
血球のみを溶解し、ヘモグロビンを溶出させて、
白血球のみをヘモグロビンの溶液中に浮懸させる
といつた手法により行われる。したがつて、受光
素子１７の直流レベルと、交流成分を同時に監視
することにより、交流成分はあるが直流レベルが
白血球、ヘモグロビンのときと比較し、大きく変
化しない赤血球測定を判定し、ヘモグロビンの表
示回路２１を不作動化させることができる。これ
は第３図の線路４３で示すように、不作動化信号
をトリガ回路２０から表示回路２１に送つて行わ
れる。
以上説明したように、本発明の血液分析装置
は、比較的簡単な構成の光学的手段により、ヘモ
グロビンと白血球との測定が同時に行え、かつ赤
血球の測定も行うことができ、そのときはトリガ
回路から不作動化信号を表示回路に送るようにす
れば、ヘモグロビンの測定表示を禁止することが
でき、しかも測定精度は簡易型でありながら良好
であるという利点があり、また粒子の測定系路の
チエツクや校正を、発光ダイオードを点滅させて
行うことができるなどの利点もある。さらに液が
測定セルに注入されないときは、計数測定が行わ
れず不要な表示がなされない。また測定セルが幅
広い横幅を有する溝状の通路を有し、測定はその
一部分で行われているので、毛細管などを用いた
場合と比較してつまりを生じることなく、測定セ
ルの取外が容易で洗浄などを簡単に行うことがで
きるなどの効果を有している。
は、比較的簡単な構成の光学的手段により、ヘモ
グロビンと白血球との測定が同時に行え、かつ赤
血球の測定も行うことができ、そのときはトリガ
回路から不作動化信号を表示回路に送るようにす
れば、ヘモグロビンの測定表示を禁止することが
でき、しかも測定精度は簡易型でありながら良好
であるという利点があり、また粒子の測定系路の
チエツクや校正を、発光ダイオードを点滅させて
行うことができるなどの利点もある。さらに液が
測定セルに注入されないときは、計数測定が行わ
れず不要な表示がなされない。また測定セルが幅
広い横幅を有する溝状の通路を有し、測定はその
一部分で行われているので、毛細管などを用いた
場合と比較してつまりを生じることなく、測定セ
ルの取外が容易で洗浄などを簡単に行うことがで
きるなどの効果を有している。
第１図は本発明の血液分析装置における光学系
の一例を示す説明図、第２図は測定セルまわりの
一例を示す説明図、第３図は回路の一例を示す系
統説明図、第４図および第５図は検出パルスの一
例を示す説明図である。 １……比色測定用通路、２……血球測定用通
路、３……測定セル、４，５……光透過用窓、６
……セルホルダ、７……発光ダイオード、８……
遮光板、１０……第２集光レンズ、１１……第１
プリズム、１２……第１集光レンズ、１３……光
源、１４……第２プリズム、１５……対物レン
ズ、１６，１７……受光素子、１８……比色検出
回路、２０……トリガ回路、２１……表示回路、
２２……検出回路、２３……ゲート回路、２４…
…基準パルス発生回路、２５……計数回路、２６
……演算回路、２７……タイマ、２８……表示回
路、３０……セル本体、３１……セルカバー、３
２……取手、３３，３４……ニツプル、３５……
固定台、３６……レール、３７……フイルタ、３
８……プレート、４０……光束、４１，４２……
電源、４３……線路。
の一例を示す説明図、第２図は測定セルまわりの
一例を示す説明図、第３図は回路の一例を示す系
統説明図、第４図および第５図は検出パルスの一
例を示す説明図である。 １……比色測定用通路、２……血球測定用通
路、３……測定セル、４，５……光透過用窓、６
……セルホルダ、７……発光ダイオード、８……
遮光板、１０……第２集光レンズ、１１……第１
プリズム、１２……第１集光レンズ、１３……光
源、１４……第２プリズム、１５……対物レン
ズ、１６，１７……受光素子、１８……比色検出
回路、２０……トリガ回路、２１……表示回路、
２２……検出回路、２３……ゲート回路、２４…
…基準パルス発生回路、２５……計数回路、２６
……演算回路、２７……タイマ、２８……表示回
路、３０……セル本体、３１……セルカバー、３
２……取手、３３，３４……ニツプル、３５……
固定台、３６……レール、３７……フイルタ、３
８……プレート、４０……光束、４１，４２……
電源、４３……線路。
Claims (1)
- １ ２〜10ミリメートルの横幅および200ミクロ
ン〜２ミリメートルの深さを有する溝状のヘモグ
ロビン比色測定用通路１とこの比色測定用通路１
に連通し、２〜10ミリメートルの横幅および20〜
100ミクロンの深さを有する溝状の血球測定用通
路２とを有する測定セル３と、この測定セルを固
定しかつ前記比色測定用通路１および血球測定用
通路２に対応する位置にそれぞれ光透過用窓４，
５を有する取付・取外自在のセルホルダ６と、血
球測定用通路２の光透過用窓５の前方に中央部に
発光ダイオード７を有する遮光板８、第２集光レ
ンズ１０、第１プリズム１１、第１集光レンズ１
２、光源１３が順次配置され、第１プリズム１１
の上方でかつ比色測定用通路１の光透過用窓４の
前方に第２プリズム１４を配置してなる光照射装
置と、血球測定用通路２の光透過用窓５の後方に
設けられた対物レンズ１５および光検出用受光素
子１６と、比色測定用通路１の光透過用窓４の後
方に設けられた光検出用受光素子１７と、この受
光素子１７に接続されたヘモグロビン比色検出回
路１８およびヘモグロビン比色測定用の信号によ
り血球の浮懸液が導入されてから所定の時間後に
測定開始の信号を発生するトリガ回路２０と、こ
の比色検出回路１８に接続された表示回路２１
と、血球測定用の受光素子１６に接続され血球通
過による散乱光を検出し電気パルス信号に変換す
る検出回路２２と、この検出回路に接続されたゲ
ート回路２３と、このゲート回路に接続された基
準パルス発生回路２４と、ゲート回路２３および
前記トリガ回路２０に接続された計数回路２５
と、この計数回路に接続された演算回路２６と、
トリガ回路２０および演算回路２６に接続されト
リガ回路によつて作動するタイマ２７と、演算回
路２６に接続された表示回路２８とを包含するこ
とを特徴とする血液分析装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10733680A JPS5730951A (en) | 1980-08-04 | 1980-08-04 | Blood analyzer |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10733680A JPS5730951A (en) | 1980-08-04 | 1980-08-04 | Blood analyzer |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5730951A JPS5730951A (en) | 1982-02-19 |
| JPH0150856B2 true JPH0150856B2 (ja) | 1989-10-31 |
Family
ID=14456462
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10733680A Granted JPS5730951A (en) | 1980-08-04 | 1980-08-04 | Blood analyzer |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5730951A (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60162955A (ja) * | 1984-02-03 | 1985-08-24 | Hitachi Ltd | 血球自動分析装置 |
| ITUD20120137A1 (it) * | 2012-07-31 | 2014-02-01 | Alifax Holding S P A | Apparato e procedimento per la determinazione della velocita' di sedimentazione del sangue e di altri parametri ad essa correlati |
| CN104458540B (zh) * | 2014-12-04 | 2017-03-29 | 南昌百特生物高新技术股份有限公司 | 血液分析仪流动室 |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4134678A (en) * | 1977-03-16 | 1979-01-16 | Instrumentation Laboratory Inc. | Automatic blood analysis apparatus and method |
-
1980
- 1980-08-04 JP JP10733680A patent/JPS5730951A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5730951A (en) | 1982-02-19 |
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