サイトメータ細胞計数及びサイズ測定システム
粒子パラメータを確定するシステムである。本システムは、たとえば血液学分析に共通するパラメータを光学的に確定することができる。こうしたパラメータには、赤血球数、血小板数、平均細胞体積及び赤血球分布幅があり得る。赤血球容積率を計算することも可能である。また、血液試料におけるヘモグロビン測定値も得ることができ、それにより、赤血球中のヘモグロビンの平均質量及び平均細胞ヘモグロビン濃度が計算され得る。本システムを携帯カートリッジタイプのサイトメータで実装することができる。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、粒子の特性を確定することに関する。特に、本発明は、粒子の数及びサイズを確定することに関し、より詳細には、細胞のこうした特性を確定することに関する。
本発明は、２００５年４月２９日に出願された米国仮特許出願第６０／６７６，４０３号の利益を主張する。２００５年４月２９日に出願された米国仮特許出願第６０／６７６，４０３号は、参照により本明細書に援用される。
【背景技術】
【０００２】
本発明に関する特許及び出願には、以下が含まれ得る。すなわち、２００３年７月２２日に出願され「Portable Flow Cytometry」と題する米国特許第６，５９７，４３８号、２００５年１１月２９日に出願され「Optical Alignment Detection System」と題する米国特許第６，９７０，２４５号、１９９８年１１月１７日に出願され「Electrostatically Actuated Mesopump Having a Plurality of Elementary Cells」と題する米国特許第５，８３６，７５０号、２００４年１２月３０日に出願され「Optical Detection System with Polarizing Beamsplitter」と題する米国特許出願第１１／０２７，１３４号、２００５年５月１６日に出願され「Cytometer Analysis Cartridge Optical Configuration」と題する米国特許出願第１０／９０８，５４３号及び２００５年４月２５日に出願され「A Flow Control System of a Cartridge」と題する米国特許出願第１０／９０８，０１４号であり、それらはすべて参照により本明細書に援用される。
【発明の開示】
【０００３】
本発明は、血液細胞等の粒子を計数し、識別し、測定するシステムであり得る。
本発明を使用して、サイトメータチャネルにおいて光学検知を使用して細胞（たとえばＲＢＣ、ＰＬＴ等）を計数して識別し、細胞サイズ（径、体積）を測定することができる。レーザ源（又は他の放射源）を、細長い線源として、或いは、２つの別個のスポット源として、サイトメータ又はフローチャネル内に集束させてもよい。細胞を、集束光を通ってサイトメータチャネルに流れるようにしてもよい。高品質集光光学系を使用して、細胞の鮮鋭像を形成し、長手方向軸がサイトメータチャネルの流れ方向に対して垂直に配置されることが好ましい１つ、２つ又はそれより多くの平行スリットを含む、マスク、プレート、又は不透明スクリーン上に照明を集束させてもよい。スリット間の距離は、たとえばおよそサイトメータチャネルに予期される平均細胞離隔距離であってもよい。スリットを含む不透明スクリーンを、１つ又は複数の検出器の正面に配置してもよい。細胞の像がスリットを横断する際、スリットに入射する光が部分的に遮られ、検出器における信号の低減をもたらす可能性があり、それにより幅が細胞径に比例するパルス波形が生成される。２つの隔置されたスリットが提供される場合、２つの波形により細胞流速及び細胞サイズの計算が可能になり得る。高い信号対雑音比を得ることができ、これにより、事象の容易な計数及び複数の細胞事象の識別が可能になる。パルス幅及び振幅により、さらに細胞タイプの識別が可能になり得る。
【０００４】
場合によっては、細胞と光源との両方の像を検出器の正面に配置された二重スリット開口に投影させてもよい。二重スリット開口は、細胞を計数するために明確な幾何学的開口及び高い信号対雑音比を提供することができる。スリットからの信号により、細胞流速の正確な測定が可能になり得る。それは、細胞径の計算に役立つことができる。
【０００５】
図１は、血液学分析のためのパラメータを得るシステム１０の図を示す。血液試料に対する光学的手法により、４つの主な又は重要なパラメータ、すなわち赤血球（ＲＢＣ）数（細胞／μＬ）、血小板（ＰＬＴ）数（細胞／μＬ）、平均細胞体積（ＭＣＶ）及び赤血球分布幅（ＲＤＷ）を得ることができる。ＭＣＶは、実質上、ＲＢＣの平均サイズの測定値である。ＲＤＷはＲＢＣ間のサイズの変動値である。ＲＢＣのサイズの変動が大きいほど、ＲＤＷが大きい。
【０００６】
ＲＢＣ数は、分析中の血液の単位容積当りのＲＢＣの実際の数である。ＨｃｔはＲＢＣ×ＭＣＶである赤血球容積率であり、血液の酸素運搬能力（すなわち、分析中の単位容積における細胞のすべての総合的な能力）の測定値になり得る。Ｈｃｔを、血液においてＲＢＣが占有する空間の量、又は赤血球から構成される血液全体の比率とみなしてもよい。ＭＣＨは、事実上各ＲＢＣにおけるヘモグロビンの量である「平均細胞ヘモグロビン」である。ＭＣＨを、平均値、すなわちピコグラム単位での個々のＲＢＣにおけるヘモグロビンのおよそ平均質量とみなし得る。ＭＣＨ＝Ｈｂ÷ＲＢＣである。Ｈｂは分析中の試料の単位容積当りのヘモグロビンの量である。ＭＣＨＣは、ＲＢＣの各々における単位容積当りのヘモグロビンの濃度とみなし得る「平均細胞ヘモグロビン濃度」である。ＭＣＨＣ＝Ｈｂ÷Ｈｃｔである。
【０００７】
システム１０は、本質的に光学技法から制御電子装置２３を介して、細胞流速（ＦＲ）、測定時間（Ｔ）、希釈係数（ＤＦ）、計数されたＲＢＣの数（ＮＲＢＣ）、計数された血小板の数（ＮＰＬＴ）、ヘモグロビンの量（Ｈｂ）及び事実上各細胞ｉの径（ミクロン）（ｄｒｂｃｉ）を含む測定パラメータのセットを含む情報を提供してもよい。＜ｄｒｂｃｉ＞は、セット｛ｄｒｂｃｉ｝によって示される細胞の測定された細胞径の平均である。主要な計算パラメータの一部には以下が含まれ得る。すなわち、ＲＢＣ＝ＮＲＢＣ÷（ＤＦ×ＦＲ×Ｔ）、ＰＬＴ＝ＮＰＬＴ÷（ＤＦ×ＦＲ×Ｔ）、ＭＣＶ＝（π／６）×＜ｄｒｂｃｉ３＞、及びＳＤが測定量の標準偏差を示す場合、ＲＤＷ＝ＳＤ｛［（π／６）ｄｒｂｃｉ３］｝÷ＭＣＶである。計算されたパラメータには、以下が含まれ得る。すなわち、Ｈｃｔ＝ＲＢＣ×ＭＣＶ、ＭＣＨＣ＝Ｈｂ÷Ｈｃｔ及びＭＣＨ＝ＭＣＨＣ×ＭＣＶである。
【０００８】
試験のために血液試料１１を取得してもよい。血液試料におけるヘモグロビン（Ｈｂ）の量又はヘモグロビン濃度を確定するために別個のモジュール１２を使用してもよい。モジュール１２は、ヘモグロビン吸収を使用してＨｂを確定してもよい。血液におけるヘモグロビンの量をグラム／リットルで表してもよい。
【０００９】
血液試料１１は試料調製モジュール１３に進んでもよい。赤血球を非球形状から球形に変えてもよい。赤血球の元の形状は、平坦なカップ形状である傾向がある。この形状変更を、等積球状体化（isovolumetric sphering）と呼んでもよい。球状体化流体を、たとえば米国特許第４，４１２，００４号においてOrnstein及びKimが述べているように、赤血球を球状細胞に形状を変えるために使用してもよい。球状体化流体は、単に試料の赤血球にのみ影響を与えることが分かる。
【００１０】
また、試料の調製において、試料１１の希釈があってもよい。希釈は、単位容積当りの赤血球の数を低減するためのものである。たとえば、血液はマイクロリットル当り約４百万〜５百万の赤血球を有する。目的は、単位容積当りの細胞の密度を低減し、適当な量、たとえば３００対１の比で（それによりその比だけ単位容積当りの赤血球の数を低減することができる）試料を希釈することである。さらに、単位容積当りに血小板及び白血球の数も同様に低減することができる。通常、マイクロリットル当り約３０００００の血小板とマイクロリットル当り８０００の白血球とがある。白血球の方が比較的少ないためそれらを分離する必要はない。それは、赤血球及び血小板の数に対するそれらの影響は最小限であるためである。流体を、図２に示すカード１５の試料流体溜め又はチャネル１４内に投入してもよい。使い捨てカートリッジ又はカード１５は、本発明の実施の一部の単なる例示的な一例である。本発明を、カートリッジ又はカードなしに実現してもよい。試料及び球状体化／希釈流体の流速は、所望の希釈率を達成するように選択される。たとえば、試料は、約１マイクロリットル／分の速度でポート１６内に流れ込んでもよく、球状体化流体及び希釈流体が、約３００マイクロリットル／分の速度でポート１７に押し込まれ、血液と合流するための合流部２４に進み、球状体化チャネル２５において血液と合流すると、結果として３００対１の希釈率が得られることになる。これらの流速を、流体供給装置に配置されるフローセンサによって検知してもよい。流体力学的集束（hydrodynamic focusing）２１によってコアを形成するように、試料１１の流れを成形するために必要である適当な流速で、シース液をポート１９に投入してもよい。試料、球状体化流体及び希釈流体並びにシース液の流速を、制御電子装置２３から速度信号を受け取るフローコントローラ２２によって制御してもよい。流体力学的集束２１を設けたことにより、細胞が、チャネル３１内を流れている間にコアに単一列を形成することになる。
【００１１】
試料を、試料チャネル１４との接続部分まで延在するに従って先細りとなるような形状のチャネル２６に押し込んでもよい。先細り形状により、気泡を抑制し得る。球状体化試薬は、気泡抑制のために押込みチャネル２６より幅が狭いか又は小さいチャネル２７を通してポート１７内に押し込まれる。ポート１９から集束チャンバ２９までのシースチャネル２８は、同様の理由でわずかに小さくてもよい。シース液は、チャネル１８から出てチャンバ２９内に入る試料の周囲を流れ、サイトメータ光学チャネル３１を通る流れのために単一列内に試料の粒子を流体集束（hydro focus）させてもよい。試料及び他の流体は、光学チャネル内を流れた後、チャネル３２を介して廃棄物溜め３３内に流れ込んでもよい。
【００１２】
ＲＢＣ、血小板及びＷＢＣ３４は光学チャネル３１内を流れてもよい。光学チャネル３１内にある間、粒子３４はレーザ３５からの光ビーム３７を横断する可能性がある。位置決め機構３６は、レーザ３５を、適当に光学チャネル３４に向けられるように調整してもよい。位置決め機構を、電子装置モジュール２３に接続しそれによって制御してもよい。一組のビーム調整光学系２０が、チャネル３１に対し光ビーム３７のスポット分布及び集束を提供してもよい。集光光学系モジュール３８による光ビーム３７の集束を、制御電子装置モジュール２３に接続され且つそこから制御信号を受け取る集束機構３０によって促進してもよい。光３７は、チャネル３１を通過する際、チャネルを通過する粒子３４によって瞬間的に遮られる可能性がある。光３７は、光学チャネル３１を通過した後、像品質の制御のために集光光学系モジュール３８を通ってもよい。光ビーム３７は、二重スリット不透明スクリーン、プレート又はマスク３９を通りデュアルスリット検出器４１まで進んでもよい。検出器４１は、デュアルセンサ光検出器であっても通常の単一センサ光検出器であってもよい。３つ以上のスリットを有するマスクのための多センサ検出器であってもよい。たとえばデュアルスリット検出器４１からの出力信号は、データの取得及び分析並びに報告生成のために制御電子装置２３に進んでもよい。制御電子装置２３には、汎用ユーザインタフェース（ＧＵＩ）キーボード及びプリンタ４２が接続されてもよい。制御電子装置モジュール２３による出力は、電子装置モジュール２３によって処理されたデュアルスリット検出器４１からの一組の測定されたパラメータ４３であってもよい。制御電子装置２３は、フローチャネル３１における粒子３４の速度、パルスのサンプリングデータポイント及び他のパラメータ等、各用途の時間合せを行う精密クロックを組み込んでもよい。パラメータ４３から、一組の計算されたパラメータ４４が提供され得る。アルゴリズムモジュール４５が、制御電子装置モジュール２３に、データ分析、パラメータ計算及び他の処理動作のアルゴリズムを提供してもよい。
【００１３】
ここで、システム１０の重要な点は、データ又はパラメータの取得及び集計であり得る。アイテム３９は、図１及び図３に示すような２つのスロット状開口又はスリット４７及び４８を有するマスク又は開口構成であってもよい。アイテム３９は、任意の数の開口又はスリットを有してもよい。しかしながら、例示の目的で、２つのスリットについて言及するものとする。開口構成上には、単一列粒子３４のコアを含むチャネル３１の像が存在し得る。図３ａに、アイテム３９の拡大を示す。粒子３４を像４９（又はその陰）として表してもよい。
【００１４】
図３ａには、像４６において表されるような１つの粒子３４（粒子４９として参照されてもよい）が例示の目的で示されており、この粒子は赤血球であってもよい。粒子４９は、スリット４７を横断する際、スリット４７の光３７を遮る可能性があり、検出器４１は光３７の低減を検知し、その遮りを表す信号を制御電子装置２３に出力してもよい。この信号を、図３ｂの振幅対時間の表において波形５１によって表すことができる。粒子４９は、チャネル像４６を通して移動し続ける可能性がある。距離５３を移動した後、粒子４９はスリット４８を横断してスリット４８の光３７を遮り、検出器は光３７の低減を検知してその遮りを表す信号を制御電子装置２３に出力してもよい。この信号を、図３ｂに示すように波形５２によって表すことができる。寸法５４は、粒子４９が距離５３を移動するために要した時間である、波形５１と波形５２との間の時間（遷移時間）を表してもよい。寸法５３は、スリットピッチとみなしてもよい。寸法５５は、スリット４７及び４８の幅であってもよい。寸法５６は、時間に関して示される波形又はパルス５１及び波形又はパルス５２の幅を表してもよい。寸法５７は、パルス５１及びパルス５２の大きさ又は振幅を示してもよい。パルス５１及び５２の幅及び振幅により、細胞径及びタイプを確定することができる。粒子又は細胞３４（すなわち粒子３４像４９）の径５８は、較正定数×パルス幅（距離に関する）−幅５５に等しくてもよい。いくつかの式には以下が含まれ得る。すなわち、細胞径５８＝Ｃ（パルス幅（距離））−スリット幅５５、パルス幅（距離）＝流速×パルス幅５６（時間）、パルス幅（距離）＝（（スリットピッチ５３）÷（遷移時間５４））×パルス幅５６（時間）である。
【００１５】
図４ａ及び図４ｂは、それぞれ細胞像４９の単純なモデル及びスリット検出器信号グラフの単純なモデルとを示す。細胞像４９は、径寸法５８を有する１つの円形細胞であってもよい。図４ａにはまた、幅寸法５５及び長さ寸法５９を有する矩形スリット４７又は４８も示す。スリット開口の細胞及び照明に対して反対側における検出器からのパルス波形の単純なモデルに対し、細胞３４の像４９に対する実際の細胞３４に対し、照明が回折なしで一様であるものと想定してもよい。パルス幅（距離）は、較正定数×細胞径５８の量＋スリット幅５５に等しくてもよい。較正係数を、１に等しいものとして想定してもよく、それは、回折なしに焦点が合っている細胞像４９となる。さまざまなタイプの細胞の相対パルス振幅５７のおよその推定値は、光学系開口数（ＮＡ）に対しＣｅｘｔが総ミー（Mie）消散断面積であり、Ｃｓｃａがミー散乱断面積である場合、
Ｃｅｘｔ−Ｃｓｃａ（開口数）
に等しい可能性がある。図４ｂのグラフは、それぞれ４．５ミクロン及び５．５ミクロンの径を有する赤血球を表す検出器パルス６１及び６２を示す。２ミクロン径を有する血小板のパルスは、パルス６１より大幅に小さい。図５は、さまざまな細胞タイプ、すなわち血小板（ＰＢＴ）、赤血球（ＲＢＣ）及びビーズに対する、ミクロン寸法での細胞径、細胞断面積及びＣｅｘｔ−Ｃｓｃａ（ＮＡ＝０．２８）を含む散乱パラメータの表を示す。Ｃｅｘｔ−Ｃｓｃａは、相対パルス振幅を推定するための基礎となり得るものである。
【００１６】
アルゴリズムを使用してパルス幅、振幅及び較正係数（Ｃ）を計算してもよい。適用可能な式には、「パルス幅（距離）＝Ｃ（径ｃｅｌｌ＋スリット幅）」があり得る。
フォーカス感度に関し、約１０ミクロンの焦点変化により、細胞又は粒子径に約０．５ミクロン誤差、すなわち径に約１０％誤差又は容積に約３０％誤差がもたらされる可能性がある。較正は、カード毎に大幅に変化する可能性がある。たとえば、較正係数（Ｃ）を血液分析の開始時に導入される５．４３ミクロンビーズを用いて計算し、それを試料の後の血球に適用してもよい。したがって、たとえば精密ビーズを使用して現場で較正係数を確定する手段が必要な場合もある。
【００１７】
図６ａは、試験システムの放射源路（source leg）６９を示す。平行ビーム６３を有する６７０ｎｍレーザ６４があってもよい。光制御のための絞り６７、ビーム調整光学系、及びサイトメータチャネル３１にビーム３７を集束させる集束光学系６８があってもよい。細胞３４内で光３７の分散があってもよい。像４６を、図６ｂに示すようにサイトメータチャネル３１から二重スリット開口３９上に投影させてもよく、図６は、集光光学系モジュール３８の例示的な一例を示す。光３７は像４６と共にチャネル３７から平行光学系７１（たとえば、Ｍｉｔｕｔｏｙｏ Ｍ Ｐｌａｎ Ａｐｏ １０、ＮＡ＝０．２８）まで放射してもよい。光学系７１は、チャネル３１から距離７２にあってもよい。距離７２は、この例では約３３．５ｍｍであってもよい。平行光３７は、光学系７１から集束光学系７３（たとえば、Ｍｉｔｕｔｏｙｏ Ｍ Ｐｌａｎ Ａｐｏ １０、ＮＡ＝０．２８）まで伝播してもよい。光学系７３は、像４６を含む光３７を二重スリット開口３９上に集束させてもよい。集光光学系３８を通る光の量を制御する絞り７４があってもよい。
【００１８】
フォーカスモジュール又はオートフォーカスモジュール３０があってもよい。オートフォーカスは、検出器４１からの波形５１信号、５２信号に従って、光学系７３の位置が光学系７１及び／又は開口３９に対してどれくらい移動すべきかを確定する閉ループ制御を含んでもよい。構成によっては、光学系７１もまたフォーカス３０に対して移動可能であってもよい。
【００１９】
図７ａ及び図７ｂは、開口３９上の焦点合せされたか又は焦点合せされていない像４６の特徴を表す波形５１及び５２の図を示す。これらの波形は、検出器４１内にもたらされる幾分かの雑音を含む可能性のある実際の検出器４１出力波形に似ている。制御電子装置２３が像４６の焦点を確定するために依存する可能性のある基準は、ゼロ振幅より上の波形５１、５２の最高振幅７５である。この振幅又は急上昇の距離７５は、好適な焦点を得るために最小に維持されるべきである。図７ａは、像４６に焦点が合っている場合の波形５２、５３の例示的な一例である。図７ｂは、像４６の焦点がずれている場合の波形５３、５３の例示的な一例である。制御電子装置２３は、検出４１及びフォーカスモジュール３０と共に、波形５１、５２の振幅７５が最小であるようにレンズ７３及び／又は７４の位置を調整し又は移動させてもよい。スリット開口上に像の焦点を合わせる必要があるのは、こうした焦点がカートリッジ毎に異なる可能性があるためである。焦点合せを、精密ビーズを用いて行ってもよい。その後、較正係数を、精密試験ビーズの径を知ることによって計算してもよい。
【００２０】
図８ａは、正規化信号対スキャン距離のグラフの実線７６によって表すように、６７６．７ｎｍレーザ及びｆ／５０集束光学系を備えるシステムにおいて５ミクロンビーズデータを使用する静的試験タイプの結果を示す。信号対雑音比は約２２２４であってもよい。破線７７は、図４ａで説明したモデルビーズを使用する測定プロファイルに適合するものである。図８ｂは、粒子３４が示される像４６の投影を示す。
【００２１】
ＲＢＣ及びＬＰＴの光学的確定のためのアルゴリズムがあってもよい。試料１１をシステム１０に投入し、シース流速度を確定し、希釈係数を計算してもよい。両パルスで閾値が超過する事象を検出してもよい。事象を、単純な事象と複雑な事象とに分離してもよい。図３ｂは、単純な事象の一例を示す。図９ａは、複雑な事象の一例を示す。複雑な事象は、第１のスリット４７を横断する第１の粒子又は細胞３４の像４６と、第１の粒子又は細胞３４の像４６が第２のスリット４８を横断する前に第１のスリット４７を横断する別の粒子又は細胞３４の少なくとも別の像４６と、を含んでもよい。第１の細胞３４がスリット４７及び４８を横断する（図３ａ）ことにより、波形５１及び５２がそれぞれもたらされる。第１の粒子３４がスリット４８を横断する前にスリット４７を横断する他の粒子３４により、波形７８がもたらされる可能性があり、それは図９ａにおける波形５２の前に現れる。他の粒子３４の横断により、波形７９がもたらされる可能性がある。波形５１及び５２の間の距離５４は、波形７８及び７９の間の距離５４と同じである可能性がある。それは、第１の粒子３４及び第２の粒子３４に対する流速が同じであるためである。波形５１、５２及び７８、７９に対する振幅５７及びパルス幅５６は同じであることが分かり、それは、第１の粒子及び第２の粒子がおよそ同じ径及びサイズを有する可能性があることを意味する。これらの粒子は同じ種類である可能性がある。
【００２２】
図９ｂもまた複雑な事象を示す。第１の粒子３４の像４６は第１のスリット４７を横断する可能性があり、像はまた、第１の粒子３４が第２のスリット４８を横断するように示される前に第１のスリット４７を横断する第２の粒子３４を示す場合もある。この動作を、検出器４１からの波形によって表してもよい。波形５１は、第１のスリット４７を横断する像４６の第１の粒子３４を表し、波形８１は、第１のスリット４７を横断する第２の粒子３４を表す。波形５２は、第２のスリット４８を横断する第１の粒子３４の像を示してもよく、波形８２は、第２のスリット４８を横断する像４６の第２の粒子３４を示してもよい。
【００２３】
波形５１と波形５２との間の距離５４は、波形８１と波形８２との間の距離５４と同じであることが分かる。それは、第１の粒子３４及び第２の粒子３４に対し流速がおよそ同じである可能性があるためである。波形５１及び８１のパルス幅５６の振幅５７は異なることが分かる。波形５１のパルス振幅５７及び幅５６は、波形８１のパルス振幅及び幅より著しく大きい。それは、２つのサイズの異なる粒子３４を示す可能性がある。たとえば、波形５１及び５２がＲＢＣを表す場合、波形８１及び８２は、特に粒子のタイプが血小板であることが分かっている場合、血小板を表す可能性がある。このため、粒子３４は互いに識別可能であることが可能であり、制御電子装置２３に対する検出器４１情報からデータを取得し、パラメータを測定し計算することができる。
【００２４】
ＲＢＣ及びＰＬＴの光学的確定のアルゴリズムに対して試料１１を繰り返すために、シース流速を確定してもよく、希釈係数を計算してもよい。両パルスが閾値を超過する関連事象を検出してもよい。事象を、単純な事象と複雑な事象とに分離してもよい。最初に単純な事象を処理してもよい。粒子３４の局所流速を測定してもよく、時間におけるパルス幅を測定してもよい。距離におけるパルス幅、すなわち時間÷速度を計算してもよい。パルス振幅を、検出器４１からの波形信号から計算してもよい。振幅対径データを生成し表及び／又はグラフの形式で提示してもよい。そして、ＰＬＴ事象、複数のＰＬＴ事象、単一ＲＢＣ事象及び複数のＲＢＣ事象を分類してもよい。ＲＢＣパラメータを、１×単一ＲＢＣ事象＋２×デュアルＲＢＣ事象＋３×トリプルＲＢＣ事象＋…として累積してもよい。ＰＬＴパラメータを、１×単一ＰＬＴ事象＋２×デュアルＰＬＴ事象＋３×トリプルＰＬＴ事象＋…として累積してもよい。
【００２５】
そして、複雑な事象を処理してもよい。各複雑な事象を、単純な事象に分解してもよい。次に、本明細書で述べるような単純事象プロセスを後者の事象に適用してもよい。希釈係数補正をＲＢＣパラメータ及びＰＬＴパラメータに適用してもよい。そして、ＲＢＣパラメータ及びＰＬＴパラメータを報告してもよい。
【００２６】
本明細書で説明するアルゴリズムによりＭＣＶ及びＲＤＷの光学的確定を行ってもよい。両パルスにおいて閾値を超過する事象を検出してもよい。局所流速及び時間におけるパルス幅を測定してもよい。距離におけるパルス幅を時間÷速度で計算してもよい。パルス振幅を計算してもよい。事象に対し振幅対径を生成してもよい。事象を検査し識別された単一ＲＢＣ各々を留意してもよい。１つ又は複数の事象がＲＢＣとして識別される場合、パルスを細胞径に変換してもよい。使用される式は、「パルス幅＝Ｃ（細胞径＋スリット幅）」であってもよい。径を累積してもよく、細胞径を細胞体積に変換してもよい。こうした変換に対し、使用される式は、「細胞体積＝（π／６）×（細胞径）３」であってもよい。そして、ＭＣＶ及びＲＤＷを計算し報告してもよい。
【００２７】
図１０ａ、図１０ｂ、図１０ｃ及び図１０ｄは、本発明を立証するために構築された研究室試験台に対する典型的なビーズデータを示す、それぞれ測定プロット８０、８３、９０及び９８である。図１０ａは、事象の数対メートル／秒（ｍ／ｓ）での流速の分布を示す。図１０ｂは、事象の数対ミクロンでの細胞径の分布を示す。これらのデータからの結果としての確定により、０．２４１ミクロンの標準偏差、８４．３３のＭＣＶ及び１３．３のＲＤＷで５．４３０ミクロンの平均径が示され得る。図１０ｃは、１３６．１のカウント率に対するミリボルトでのパルス振幅対ミクロンでの細胞径を示す。図１０ｄは、事象の数対ミリボルトでのパルス振幅の分布を示す。ここで、平均ＳＮ比は６１．２２４であるようと思われる。
【００２８】
図１１ａ、図１１ｂ、図１１ｃ及び図１１ｄは、ＰＬＴ及びＲＢＣの混合物の試験及び測定に関連する同様の結果である。図１１ａは、事象の数対ｍ／ｓでの流速を含むヒストグラム９９を示す。図１１ｂは、事象の数対ミクロンでの細胞径を示す。１ミクロンの辺りの棒状の塊８４と、４．５ミクロンの辺りの棒状の塊８５とを留意することができる。これらの塊８４及び８５は、それぞれＰＬＴ及びＲＢＣを表すことが分かる。ＲＢＣに対し、０．４６２ミクロンの標準偏差、５２．５７のＭＣＶ及び２９．７のＲＤＷで平均径が４．６０２ミクロンであることが分かる。
【００２９】
図１１ｃは、事象の数対ミリボルトでのパルス振幅を示す。約−４５ミリボルトを中心とする棒状の塊８６と約−１２ミリボルトを中心とする棒状の塊８７とがあることが分かる。平均ＳＮ比は約３９．９１１であることが分かる。塊８６である最大絶対値はＲＢＣを表すことが分かり、他方の塊８７はＰＬＴを表すことが分かる。塊８４及び８６並びに塊８５及び８７は、互いに確証するように見える。こうした確証を図１１ｄに示し、そこでは、事象に対するパルス振幅を図１１ｂ及び図１１ｃそれぞれからの細胞径でプロットしている。このプロットは、ＰＬＴ及びＲＢＣに対応する２つのグループ８８及び８９をもたらすことが分かる。ここでのカウント率は約２５６．３であってもよい。約２．５ミクロンでの塊８４及び８５間の分割と、約２２ミリボルトでの塊８６及び８７間の分割とを留意することができる。これらの値を図１１ｄの座標として使用し、その座標を通して約４５度で線９７を引くことにより、ＰＬＴのグループ８８とＲＢＣのグループ８９との間の適当な分割線を示すことができる。
【００３０】
図１２ａ及び図１２ｂは、血液試料における粒子タイプ（すなわち、ＲＢＣ及びＰＬＴ）の光学的識別のための確証を提供する。実験は、試料のタイプとして球状体化前の血液を扱った。これらのプロットから、図１２ａのおける２つのグループ９１及び９２と図１２ｂにおけるグループ９３及び９４がそれぞれＰＬＴ及びＲＢＣを表すことが分かる。線９５及び９６は、図１１ｄにおけるグループ８８及び８９に対する線９７と同様に、２つのグループ９１及び９２並びにグループ９３及び９４それぞれを分割することができる。
【００３１】
本明細書では、事柄の一部は、仮言的又は予言的性質のものであり得るが、異なる表現様式又は時制で述べられている。
本発明を少なくとも１つの例示的な例に関して説明したが、当業者には、本明細書を読むことにより多くの変形及び変更が明らかとなろう。したがって、添付の特許請求の範囲は、こうした変形及び変更をすべて包含するように従来技術に鑑みて可能な限り広く解釈されるべきものである。
【図面の簡単な説明】
【００３２】
【図１】粒子計数及びサイズ測定のシステムのブロック図である。
【図２】例示的な血液分析カートリッジを示す図である。
【図３ａ】フローチャネル及び分析される粒子の像を含むデュアルスリット開口の図である。
【図３ｂ】粒子の像がスリットを横断する際の粒子のデュアルスリット検出器からの信号の波形を示す図である。
【図４ａ】スリットを横断する際の単一細胞の像を示す図である。
【図４ｂ】細胞の像がスリット開口を横断する際のその細胞の２つのサイズの信号のグラフである。
【図５】さまざまな粒子タイプに対するパラメータの表である。
【図６ａ】計数及び測定のシステムの放射源部の図である。
【図６ｂ】ビーム調整のための集光光学系モジュールの図である。
【図７ａ】粒子がデュアルスリット開口を横断するフローチャネルの焦点合せされた像を示すデュアルスリット検出器からの波形を示す図である。
【図７ｂ】粒子がデュアルスリット開口を横断するフローチャネルの焦点合せされていない像を示すデュアルスリット検出器からの波形を示す図である。
【図８ａ】正規化信号対スキャン距離に関するビーズの静的試験結果及びモデルを示す図である。
【図８ｂ】粒子を含むフローチャネル像の投影を示す図である。
【図９ａ】およそ同じサイズの粒子の複合波形の検出器波形の図である。
【図９ｂ】サイズの異なる粒子の複合波形の検出器波形の図である。
【図１０ａ】流速のヒストグラムである。
【図１０ｂ】測定されたパルス幅（細胞径）のヒストグラムである。
【図１０ｃ】測定されたパルス振幅のヒストグラムである。
【図１０ｄ】径が５．４３ミクロンの精密ビーズに対するパルス振幅対細胞径の散布図である。
【図１１ａ】測定された流速のヒストグラムである。
【図１１ｂ】測定された細胞径のヒストグラムである。
【図１１ｃ】測定されたパルス振幅のヒストグラムである。
【図１１ｄ】血小板及び赤血球の混合物に対するパルス振幅対細胞径の散布図である。
【図１２ａ】試料におけるいくつかのタイプのセルを示すパルス振幅対細胞径の散布図である。
【図１２ｂ】試料におけるいくつかのタイプのセルを示すパルス振幅対細胞径の散布図である。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、粒子の特性を確定することに関する。特に、本発明は、粒子の数及びサイズを確定することに関し、より詳細には、細胞のこうした特性を確定することに関する。
本発明は、２００５年４月２９日に出願された米国仮特許出願第６０／６７６，４０３号の利益を主張する。２００５年４月２９日に出願された米国仮特許出願第６０／６７６，４０３号は、参照により本明細書に援用される。
【背景技術】
【０００２】
本発明に関する特許及び出願には、以下が含まれ得る。すなわち、２００３年７月２２日に出願され「Portable Flow Cytometry」と題する米国特許第６，５９７，４３８号、２００５年１１月２９日に出願され「Optical Alignment Detection System」と題する米国特許第６，９７０，２４５号、１９９８年１１月１７日に出願され「Electrostatically Actuated Mesopump Having a Plurality of Elementary Cells」と題する米国特許第５，８３６，７５０号、２００４年１２月３０日に出願され「Optical Detection System with Polarizing Beamsplitter」と題する米国特許出願第１１／０２７，１３４号、２００５年５月１６日に出願され「Cytometer Analysis Cartridge Optical Configuration」と題する米国特許出願第１０／９０８，５４３号及び２００５年４月２５日に出願され「A Flow Control System of a Cartridge」と題する米国特許出願第１０／９０８，０１４号であり、それらはすべて参照により本明細書に援用される。
【発明の開示】
【０００３】
本発明は、血液細胞等の粒子を計数し、識別し、測定するシステムであり得る。
本発明を使用して、サイトメータチャネルにおいて光学検知を使用して細胞（たとえばＲＢＣ、ＰＬＴ等）を計数して識別し、細胞サイズ（径、体積）を測定することができる。レーザ源（又は他の放射源）を、細長い線源として、或いは、２つの別個のスポット源として、サイトメータ又はフローチャネル内に集束させてもよい。細胞を、集束光を通ってサイトメータチャネルに流れるようにしてもよい。高品質集光光学系を使用して、細胞の鮮鋭像を形成し、長手方向軸がサイトメータチャネルの流れ方向に対して垂直に配置されることが好ましい１つ、２つ又はそれより多くの平行スリットを含む、マスク、プレート、又は不透明スクリーン上に照明を集束させてもよい。スリット間の距離は、たとえばおよそサイトメータチャネルに予期される平均細胞離隔距離であってもよい。スリットを含む不透明スクリーンを、１つ又は複数の検出器の正面に配置してもよい。細胞の像がスリットを横断する際、スリットに入射する光が部分的に遮られ、検出器における信号の低減をもたらす可能性があり、それにより幅が細胞径に比例するパルス波形が生成される。２つの隔置されたスリットが提供される場合、２つの波形により細胞流速及び細胞サイズの計算が可能になり得る。高い信号対雑音比を得ることができ、これにより、事象の容易な計数及び複数の細胞事象の識別が可能になる。パルス幅及び振幅により、さらに細胞タイプの識別が可能になり得る。
【０００４】
場合によっては、細胞と光源との両方の像を検出器の正面に配置された二重スリット開口に投影させてもよい。二重スリット開口は、細胞を計数するために明確な幾何学的開口及び高い信号対雑音比を提供することができる。スリットからの信号により、細胞流速の正確な測定が可能になり得る。それは、細胞径の計算に役立つことができる。
【０００５】
図１は、血液学分析のためのパラメータを得るシステム１０の図を示す。血液試料に対する光学的手法により、４つの主な又は重要なパラメータ、すなわち赤血球（ＲＢＣ）数（細胞／μＬ）、血小板（ＰＬＴ）数（細胞／μＬ）、平均細胞体積（ＭＣＶ）及び赤血球分布幅（ＲＤＷ）を得ることができる。ＭＣＶは、実質上、ＲＢＣの平均サイズの測定値である。ＲＤＷはＲＢＣ間のサイズの変動値である。ＲＢＣのサイズの変動が大きいほど、ＲＤＷが大きい。
【０００６】
ＲＢＣ数は、分析中の血液の単位容積当りのＲＢＣの実際の数である。ＨｃｔはＲＢＣ×ＭＣＶである赤血球容積率であり、血液の酸素運搬能力（すなわち、分析中の単位容積における細胞のすべての総合的な能力）の測定値になり得る。Ｈｃｔを、血液においてＲＢＣが占有する空間の量、又は赤血球から構成される血液全体の比率とみなしてもよい。ＭＣＨは、事実上各ＲＢＣにおけるヘモグロビンの量である「平均細胞ヘモグロビン」である。ＭＣＨを、平均値、すなわちピコグラム単位での個々のＲＢＣにおけるヘモグロビンのおよそ平均質量とみなし得る。ＭＣＨ＝Ｈｂ÷ＲＢＣである。Ｈｂは分析中の試料の単位容積当りのヘモグロビンの量である。ＭＣＨＣは、ＲＢＣの各々における単位容積当りのヘモグロビンの濃度とみなし得る「平均細胞ヘモグロビン濃度」である。ＭＣＨＣ＝Ｈｂ÷Ｈｃｔである。
【０００７】
システム１０は、本質的に光学技法から制御電子装置２３を介して、細胞流速（ＦＲ）、測定時間（Ｔ）、希釈係数（ＤＦ）、計数されたＲＢＣの数（ＮＲＢＣ）、計数された血小板の数（ＮＰＬＴ）、ヘモグロビンの量（Ｈｂ）及び事実上各細胞ｉの径（ミクロン）（ｄｒｂｃｉ）を含む測定パラメータのセットを含む情報を提供してもよい。＜ｄｒｂｃｉ＞は、セット｛ｄｒｂｃｉ｝によって示される細胞の測定された細胞径の平均である。主要な計算パラメータの一部には以下が含まれ得る。すなわち、ＲＢＣ＝ＮＲＢＣ÷（ＤＦ×ＦＲ×Ｔ）、ＰＬＴ＝ＮＰＬＴ÷（ＤＦ×ＦＲ×Ｔ）、ＭＣＶ＝（π／６）×＜ｄｒｂｃｉ３＞、及びＳＤが測定量の標準偏差を示す場合、ＲＤＷ＝ＳＤ｛［（π／６）ｄｒｂｃｉ３］｝÷ＭＣＶである。計算されたパラメータには、以下が含まれ得る。すなわち、Ｈｃｔ＝ＲＢＣ×ＭＣＶ、ＭＣＨＣ＝Ｈｂ÷Ｈｃｔ及びＭＣＨ＝ＭＣＨＣ×ＭＣＶである。
【０００８】
試験のために血液試料１１を取得してもよい。血液試料におけるヘモグロビン（Ｈｂ）の量又はヘモグロビン濃度を確定するために別個のモジュール１２を使用してもよい。モジュール１２は、ヘモグロビン吸収を使用してＨｂを確定してもよい。血液におけるヘモグロビンの量をグラム／リットルで表してもよい。
【０００９】
血液試料１１は試料調製モジュール１３に進んでもよい。赤血球を非球形状から球形に変えてもよい。赤血球の元の形状は、平坦なカップ形状である傾向がある。この形状変更を、等積球状体化（isovolumetric sphering）と呼んでもよい。球状体化流体を、たとえば米国特許第４，４１２，００４号においてOrnstein及びKimが述べているように、赤血球を球状細胞に形状を変えるために使用してもよい。球状体化流体は、単に試料の赤血球にのみ影響を与えることが分かる。
【００１０】
また、試料の調製において、試料１１の希釈があってもよい。希釈は、単位容積当りの赤血球の数を低減するためのものである。たとえば、血液はマイクロリットル当り約４百万〜５百万の赤血球を有する。目的は、単位容積当りの細胞の密度を低減し、適当な量、たとえば３００対１の比で（それによりその比だけ単位容積当りの赤血球の数を低減することができる）試料を希釈することである。さらに、単位容積当りに血小板及び白血球の数も同様に低減することができる。通常、マイクロリットル当り約３０００００の血小板とマイクロリットル当り８０００の白血球とがある。白血球の方が比較的少ないためそれらを分離する必要はない。それは、赤血球及び血小板の数に対するそれらの影響は最小限であるためである。流体を、図２に示すカード１５の試料流体溜め又はチャネル１４内に投入してもよい。使い捨てカートリッジ又はカード１５は、本発明の実施の一部の単なる例示的な一例である。本発明を、カートリッジ又はカードなしに実現してもよい。試料及び球状体化／希釈流体の流速は、所望の希釈率を達成するように選択される。たとえば、試料は、約１マイクロリットル／分の速度でポート１６内に流れ込んでもよく、球状体化流体及び希釈流体が、約３００マイクロリットル／分の速度でポート１７に押し込まれ、血液と合流するための合流部２４に進み、球状体化チャネル２５において血液と合流すると、結果として３００対１の希釈率が得られることになる。これらの流速を、流体供給装置に配置されるフローセンサによって検知してもよい。流体力学的集束（hydrodynamic focusing）２１によってコアを形成するように、試料１１の流れを成形するために必要である適当な流速で、シース液をポート１９に投入してもよい。試料、球状体化流体及び希釈流体並びにシース液の流速を、制御電子装置２３から速度信号を受け取るフローコントローラ２２によって制御してもよい。流体力学的集束２１を設けたことにより、細胞が、チャネル３１内を流れている間にコアに単一列を形成することになる。
【００１１】
試料を、試料チャネル１４との接続部分まで延在するに従って先細りとなるような形状のチャネル２６に押し込んでもよい。先細り形状により、気泡を抑制し得る。球状体化試薬は、気泡抑制のために押込みチャネル２６より幅が狭いか又は小さいチャネル２７を通してポート１７内に押し込まれる。ポート１９から集束チャンバ２９までのシースチャネル２８は、同様の理由でわずかに小さくてもよい。シース液は、チャネル１８から出てチャンバ２９内に入る試料の周囲を流れ、サイトメータ光学チャネル３１を通る流れのために単一列内に試料の粒子を流体集束（hydro focus）させてもよい。試料及び他の流体は、光学チャネル内を流れた後、チャネル３２を介して廃棄物溜め３３内に流れ込んでもよい。
【００１２】
ＲＢＣ、血小板及びＷＢＣ３４は光学チャネル３１内を流れてもよい。光学チャネル３１内にある間、粒子３４はレーザ３５からの光ビーム３７を横断する可能性がある。位置決め機構３６は、レーザ３５を、適当に光学チャネル３４に向けられるように調整してもよい。位置決め機構を、電子装置モジュール２３に接続しそれによって制御してもよい。一組のビーム調整光学系２０が、チャネル３１に対し光ビーム３７のスポット分布及び集束を提供してもよい。集光光学系モジュール３８による光ビーム３７の集束を、制御電子装置モジュール２３に接続され且つそこから制御信号を受け取る集束機構３０によって促進してもよい。光３７は、チャネル３１を通過する際、チャネルを通過する粒子３４によって瞬間的に遮られる可能性がある。光３７は、光学チャネル３１を通過した後、像品質の制御のために集光光学系モジュール３８を通ってもよい。光ビーム３７は、二重スリット不透明スクリーン、プレート又はマスク３９を通りデュアルスリット検出器４１まで進んでもよい。検出器４１は、デュアルセンサ光検出器であっても通常の単一センサ光検出器であってもよい。３つ以上のスリットを有するマスクのための多センサ検出器であってもよい。たとえばデュアルスリット検出器４１からの出力信号は、データの取得及び分析並びに報告生成のために制御電子装置２３に進んでもよい。制御電子装置２３には、汎用ユーザインタフェース（ＧＵＩ）キーボード及びプリンタ４２が接続されてもよい。制御電子装置モジュール２３による出力は、電子装置モジュール２３によって処理されたデュアルスリット検出器４１からの一組の測定されたパラメータ４３であってもよい。制御電子装置２３は、フローチャネル３１における粒子３４の速度、パルスのサンプリングデータポイント及び他のパラメータ等、各用途の時間合せを行う精密クロックを組み込んでもよい。パラメータ４３から、一組の計算されたパラメータ４４が提供され得る。アルゴリズムモジュール４５が、制御電子装置モジュール２３に、データ分析、パラメータ計算及び他の処理動作のアルゴリズムを提供してもよい。
【００１３】
ここで、システム１０の重要な点は、データ又はパラメータの取得及び集計であり得る。アイテム３９は、図１及び図３に示すような２つのスロット状開口又はスリット４７及び４８を有するマスク又は開口構成であってもよい。アイテム３９は、任意の数の開口又はスリットを有してもよい。しかしながら、例示の目的で、２つのスリットについて言及するものとする。開口構成上には、単一列粒子３４のコアを含むチャネル３１の像が存在し得る。図３ａに、アイテム３９の拡大を示す。粒子３４を像４９（又はその陰）として表してもよい。
【００１４】
図３ａには、像４６において表されるような１つの粒子３４（粒子４９として参照されてもよい）が例示の目的で示されており、この粒子は赤血球であってもよい。粒子４９は、スリット４７を横断する際、スリット４７の光３７を遮る可能性があり、検出器４１は光３７の低減を検知し、その遮りを表す信号を制御電子装置２３に出力してもよい。この信号を、図３ｂの振幅対時間の表において波形５１によって表すことができる。粒子４９は、チャネル像４６を通して移動し続ける可能性がある。距離５３を移動した後、粒子４９はスリット４８を横断してスリット４８の光３７を遮り、検出器は光３７の低減を検知してその遮りを表す信号を制御電子装置２３に出力してもよい。この信号を、図３ｂに示すように波形５２によって表すことができる。寸法５４は、粒子４９が距離５３を移動するために要した時間である、波形５１と波形５２との間の時間（遷移時間）を表してもよい。寸法５３は、スリットピッチとみなしてもよい。寸法５５は、スリット４７及び４８の幅であってもよい。寸法５６は、時間に関して示される波形又はパルス５１及び波形又はパルス５２の幅を表してもよい。寸法５７は、パルス５１及びパルス５２の大きさ又は振幅を示してもよい。パルス５１及び５２の幅及び振幅により、細胞径及びタイプを確定することができる。粒子又は細胞３４（すなわち粒子３４像４９）の径５８は、較正定数×パルス幅（距離に関する）−幅５５に等しくてもよい。いくつかの式には以下が含まれ得る。すなわち、細胞径５８＝Ｃ（パルス幅（距離））−スリット幅５５、パルス幅（距離）＝流速×パルス幅５６（時間）、パルス幅（距離）＝（（スリットピッチ５３）÷（遷移時間５４））×パルス幅５６（時間）である。
【００１５】
図４ａ及び図４ｂは、それぞれ細胞像４９の単純なモデル及びスリット検出器信号グラフの単純なモデルとを示す。細胞像４９は、径寸法５８を有する１つの円形細胞であってもよい。図４ａにはまた、幅寸法５５及び長さ寸法５９を有する矩形スリット４７又は４８も示す。スリット開口の細胞及び照明に対して反対側における検出器からのパルス波形の単純なモデルに対し、細胞３４の像４９に対する実際の細胞３４に対し、照明が回折なしで一様であるものと想定してもよい。パルス幅（距離）は、較正定数×細胞径５８の量＋スリット幅５５に等しくてもよい。較正係数を、１に等しいものとして想定してもよく、それは、回折なしに焦点が合っている細胞像４９となる。さまざまなタイプの細胞の相対パルス振幅５７のおよその推定値は、光学系開口数（ＮＡ）に対しＣｅｘｔが総ミー（Mie）消散断面積であり、Ｃｓｃａがミー散乱断面積である場合、
Ｃｅｘｔ−Ｃｓｃａ（開口数）
に等しい可能性がある。図４ｂのグラフは、それぞれ４．５ミクロン及び５．５ミクロンの径を有する赤血球を表す検出器パルス６１及び６２を示す。２ミクロン径を有する血小板のパルスは、パルス６１より大幅に小さい。図５は、さまざまな細胞タイプ、すなわち血小板（ＰＢＴ）、赤血球（ＲＢＣ）及びビーズに対する、ミクロン寸法での細胞径、細胞断面積及びＣｅｘｔ−Ｃｓｃａ（ＮＡ＝０．２８）を含む散乱パラメータの表を示す。Ｃｅｘｔ−Ｃｓｃａは、相対パルス振幅を推定するための基礎となり得るものである。
【００１６】
アルゴリズムを使用してパルス幅、振幅及び較正係数（Ｃ）を計算してもよい。適用可能な式には、「パルス幅（距離）＝Ｃ（径ｃｅｌｌ＋スリット幅）」があり得る。
フォーカス感度に関し、約１０ミクロンの焦点変化により、細胞又は粒子径に約０．５ミクロン誤差、すなわち径に約１０％誤差又は容積に約３０％誤差がもたらされる可能性がある。較正は、カード毎に大幅に変化する可能性がある。たとえば、較正係数（Ｃ）を血液分析の開始時に導入される５．４３ミクロンビーズを用いて計算し、それを試料の後の血球に適用してもよい。したがって、たとえば精密ビーズを使用して現場で較正係数を確定する手段が必要な場合もある。
【００１７】
図６ａは、試験システムの放射源路（source leg）６９を示す。平行ビーム６３を有する６７０ｎｍレーザ６４があってもよい。光制御のための絞り６７、ビーム調整光学系、及びサイトメータチャネル３１にビーム３７を集束させる集束光学系６８があってもよい。細胞３４内で光３７の分散があってもよい。像４６を、図６ｂに示すようにサイトメータチャネル３１から二重スリット開口３９上に投影させてもよく、図６は、集光光学系モジュール３８の例示的な一例を示す。光３７は像４６と共にチャネル３７から平行光学系７１（たとえば、Ｍｉｔｕｔｏｙｏ Ｍ Ｐｌａｎ Ａｐｏ １０、ＮＡ＝０．２８）まで放射してもよい。光学系７１は、チャネル３１から距離７２にあってもよい。距離７２は、この例では約３３．５ｍｍであってもよい。平行光３７は、光学系７１から集束光学系７３（たとえば、Ｍｉｔｕｔｏｙｏ Ｍ Ｐｌａｎ Ａｐｏ １０、ＮＡ＝０．２８）まで伝播してもよい。光学系７３は、像４６を含む光３７を二重スリット開口３９上に集束させてもよい。集光光学系３８を通る光の量を制御する絞り７４があってもよい。
【００１８】
フォーカスモジュール又はオートフォーカスモジュール３０があってもよい。オートフォーカスは、検出器４１からの波形５１信号、５２信号に従って、光学系７３の位置が光学系７１及び／又は開口３９に対してどれくらい移動すべきかを確定する閉ループ制御を含んでもよい。構成によっては、光学系７１もまたフォーカス３０に対して移動可能であってもよい。
【００１９】
図７ａ及び図７ｂは、開口３９上の焦点合せされたか又は焦点合せされていない像４６の特徴を表す波形５１及び５２の図を示す。これらの波形は、検出器４１内にもたらされる幾分かの雑音を含む可能性のある実際の検出器４１出力波形に似ている。制御電子装置２３が像４６の焦点を確定するために依存する可能性のある基準は、ゼロ振幅より上の波形５１、５２の最高振幅７５である。この振幅又は急上昇の距離７５は、好適な焦点を得るために最小に維持されるべきである。図７ａは、像４６に焦点が合っている場合の波形５２、５３の例示的な一例である。図７ｂは、像４６の焦点がずれている場合の波形５３、５３の例示的な一例である。制御電子装置２３は、検出４１及びフォーカスモジュール３０と共に、波形５１、５２の振幅７５が最小であるようにレンズ７３及び／又は７４の位置を調整し又は移動させてもよい。スリット開口上に像の焦点を合わせる必要があるのは、こうした焦点がカートリッジ毎に異なる可能性があるためである。焦点合せを、精密ビーズを用いて行ってもよい。その後、較正係数を、精密試験ビーズの径を知ることによって計算してもよい。
【００２０】
図８ａは、正規化信号対スキャン距離のグラフの実線７６によって表すように、６７６．７ｎｍレーザ及びｆ／５０集束光学系を備えるシステムにおいて５ミクロンビーズデータを使用する静的試験タイプの結果を示す。信号対雑音比は約２２２４であってもよい。破線７７は、図４ａで説明したモデルビーズを使用する測定プロファイルに適合するものである。図８ｂは、粒子３４が示される像４６の投影を示す。
【００２１】
ＲＢＣ及びＬＰＴの光学的確定のためのアルゴリズムがあってもよい。試料１１をシステム１０に投入し、シース流速度を確定し、希釈係数を計算してもよい。両パルスで閾値が超過する事象を検出してもよい。事象を、単純な事象と複雑な事象とに分離してもよい。図３ｂは、単純な事象の一例を示す。図９ａは、複雑な事象の一例を示す。複雑な事象は、第１のスリット４７を横断する第１の粒子又は細胞３４の像４６と、第１の粒子又は細胞３４の像４６が第２のスリット４８を横断する前に第１のスリット４７を横断する別の粒子又は細胞３４の少なくとも別の像４６と、を含んでもよい。第１の細胞３４がスリット４７及び４８を横断する（図３ａ）ことにより、波形５１及び５２がそれぞれもたらされる。第１の粒子３４がスリット４８を横断する前にスリット４７を横断する他の粒子３４により、波形７８がもたらされる可能性があり、それは図９ａにおける波形５２の前に現れる。他の粒子３４の横断により、波形７９がもたらされる可能性がある。波形５１及び５２の間の距離５４は、波形７８及び７９の間の距離５４と同じである可能性がある。それは、第１の粒子３４及び第２の粒子３４に対する流速が同じであるためである。波形５１、５２及び７８、７９に対する振幅５７及びパルス幅５６は同じであることが分かり、それは、第１の粒子及び第２の粒子がおよそ同じ径及びサイズを有する可能性があることを意味する。これらの粒子は同じ種類である可能性がある。
【００２２】
図９ｂもまた複雑な事象を示す。第１の粒子３４の像４６は第１のスリット４７を横断する可能性があり、像はまた、第１の粒子３４が第２のスリット４８を横断するように示される前に第１のスリット４７を横断する第２の粒子３４を示す場合もある。この動作を、検出器４１からの波形によって表してもよい。波形５１は、第１のスリット４７を横断する像４６の第１の粒子３４を表し、波形８１は、第１のスリット４７を横断する第２の粒子３４を表す。波形５２は、第２のスリット４８を横断する第１の粒子３４の像を示してもよく、波形８２は、第２のスリット４８を横断する像４６の第２の粒子３４を示してもよい。
【００２３】
波形５１と波形５２との間の距離５４は、波形８１と波形８２との間の距離５４と同じであることが分かる。それは、第１の粒子３４及び第２の粒子３４に対し流速がおよそ同じである可能性があるためである。波形５１及び８１のパルス幅５６の振幅５７は異なることが分かる。波形５１のパルス振幅５７及び幅５６は、波形８１のパルス振幅及び幅より著しく大きい。それは、２つのサイズの異なる粒子３４を示す可能性がある。たとえば、波形５１及び５２がＲＢＣを表す場合、波形８１及び８２は、特に粒子のタイプが血小板であることが分かっている場合、血小板を表す可能性がある。このため、粒子３４は互いに識別可能であることが可能であり、制御電子装置２３に対する検出器４１情報からデータを取得し、パラメータを測定し計算することができる。
【００２４】
ＲＢＣ及びＰＬＴの光学的確定のアルゴリズムに対して試料１１を繰り返すために、シース流速を確定してもよく、希釈係数を計算してもよい。両パルスが閾値を超過する関連事象を検出してもよい。事象を、単純な事象と複雑な事象とに分離してもよい。最初に単純な事象を処理してもよい。粒子３４の局所流速を測定してもよく、時間におけるパルス幅を測定してもよい。距離におけるパルス幅、すなわち時間÷速度を計算してもよい。パルス振幅を、検出器４１からの波形信号から計算してもよい。振幅対径データを生成し表及び／又はグラフの形式で提示してもよい。そして、ＰＬＴ事象、複数のＰＬＴ事象、単一ＲＢＣ事象及び複数のＲＢＣ事象を分類してもよい。ＲＢＣパラメータを、１×単一ＲＢＣ事象＋２×デュアルＲＢＣ事象＋３×トリプルＲＢＣ事象＋…として累積してもよい。ＰＬＴパラメータを、１×単一ＰＬＴ事象＋２×デュアルＰＬＴ事象＋３×トリプルＰＬＴ事象＋…として累積してもよい。
【００２５】
そして、複雑な事象を処理してもよい。各複雑な事象を、単純な事象に分解してもよい。次に、本明細書で述べるような単純事象プロセスを後者の事象に適用してもよい。希釈係数補正をＲＢＣパラメータ及びＰＬＴパラメータに適用してもよい。そして、ＲＢＣパラメータ及びＰＬＴパラメータを報告してもよい。
【００２６】
本明細書で説明するアルゴリズムによりＭＣＶ及びＲＤＷの光学的確定を行ってもよい。両パルスにおいて閾値を超過する事象を検出してもよい。局所流速及び時間におけるパルス幅を測定してもよい。距離におけるパルス幅を時間÷速度で計算してもよい。パルス振幅を計算してもよい。事象に対し振幅対径を生成してもよい。事象を検査し識別された単一ＲＢＣ各々を留意してもよい。１つ又は複数の事象がＲＢＣとして識別される場合、パルスを細胞径に変換してもよい。使用される式は、「パルス幅＝Ｃ（細胞径＋スリット幅）」であってもよい。径を累積してもよく、細胞径を細胞体積に変換してもよい。こうした変換に対し、使用される式は、「細胞体積＝（π／６）×（細胞径）３」であってもよい。そして、ＭＣＶ及びＲＤＷを計算し報告してもよい。
【００２７】
図１０ａ、図１０ｂ、図１０ｃ及び図１０ｄは、本発明を立証するために構築された研究室試験台に対する典型的なビーズデータを示す、それぞれ測定プロット８０、８３、９０及び９８である。図１０ａは、事象の数対メートル／秒（ｍ／ｓ）での流速の分布を示す。図１０ｂは、事象の数対ミクロンでの細胞径の分布を示す。これらのデータからの結果としての確定により、０．２４１ミクロンの標準偏差、８４．３３のＭＣＶ及び１３．３のＲＤＷで５．４３０ミクロンの平均径が示され得る。図１０ｃは、１３６．１のカウント率に対するミリボルトでのパルス振幅対ミクロンでの細胞径を示す。図１０ｄは、事象の数対ミリボルトでのパルス振幅の分布を示す。ここで、平均ＳＮ比は６１．２２４であるようと思われる。
【００２８】
図１１ａ、図１１ｂ、図１１ｃ及び図１１ｄは、ＰＬＴ及びＲＢＣの混合物の試験及び測定に関連する同様の結果である。図１１ａは、事象の数対ｍ／ｓでの流速を含むヒストグラム９９を示す。図１１ｂは、事象の数対ミクロンでの細胞径を示す。１ミクロンの辺りの棒状の塊８４と、４．５ミクロンの辺りの棒状の塊８５とを留意することができる。これらの塊８４及び８５は、それぞれＰＬＴ及びＲＢＣを表すことが分かる。ＲＢＣに対し、０．４６２ミクロンの標準偏差、５２．５７のＭＣＶ及び２９．７のＲＤＷで平均径が４．６０２ミクロンであることが分かる。
【００２９】
図１１ｃは、事象の数対ミリボルトでのパルス振幅を示す。約−４５ミリボルトを中心とする棒状の塊８６と約−１２ミリボルトを中心とする棒状の塊８７とがあることが分かる。平均ＳＮ比は約３９．９１１であることが分かる。塊８６である最大絶対値はＲＢＣを表すことが分かり、他方の塊８７はＰＬＴを表すことが分かる。塊８４及び８６並びに塊８５及び８７は、互いに確証するように見える。こうした確証を図１１ｄに示し、そこでは、事象に対するパルス振幅を図１１ｂ及び図１１ｃそれぞれからの細胞径でプロットしている。このプロットは、ＰＬＴ及びＲＢＣに対応する２つのグループ８８及び８９をもたらすことが分かる。ここでのカウント率は約２５６．３であってもよい。約２．５ミクロンでの塊８４及び８５間の分割と、約２２ミリボルトでの塊８６及び８７間の分割とを留意することができる。これらの値を図１１ｄの座標として使用し、その座標を通して約４５度で線９７を引くことにより、ＰＬＴのグループ８８とＲＢＣのグループ８９との間の適当な分割線を示すことができる。
【００３０】
図１２ａ及び図１２ｂは、血液試料における粒子タイプ（すなわち、ＲＢＣ及びＰＬＴ）の光学的識別のための確証を提供する。実験は、試料のタイプとして球状体化前の血液を扱った。これらのプロットから、図１２ａのおける２つのグループ９１及び９２と図１２ｂにおけるグループ９３及び９４がそれぞれＰＬＴ及びＲＢＣを表すことが分かる。線９５及び９６は、図１１ｄにおけるグループ８８及び８９に対する線９７と同様に、２つのグループ９１及び９２並びにグループ９３及び９４それぞれを分割することができる。
【００３１】
本明細書では、事柄の一部は、仮言的又は予言的性質のものであり得るが、異なる表現様式又は時制で述べられている。
本発明を少なくとも１つの例示的な例に関して説明したが、当業者には、本明細書を読むことにより多くの変形及び変更が明らかとなろう。したがって、添付の特許請求の範囲は、こうした変形及び変更をすべて包含するように従来技術に鑑みて可能な限り広く解釈されるべきものである。
【図面の簡単な説明】
【００３２】
【図１】粒子計数及びサイズ測定のシステムのブロック図である。
【図２】例示的な血液分析カートリッジを示す図である。
【図３ａ】フローチャネル及び分析される粒子の像を含むデュアルスリット開口の図である。
【図３ｂ】粒子の像がスリットを横断する際の粒子のデュアルスリット検出器からの信号の波形を示す図である。
【図４ａ】スリットを横断する際の単一細胞の像を示す図である。
【図４ｂ】細胞の像がスリット開口を横断する際のその細胞の２つのサイズの信号のグラフである。
【図５】さまざまな粒子タイプに対するパラメータの表である。
【図６ａ】計数及び測定のシステムの放射源部の図である。
【図６ｂ】ビーム調整のための集光光学系モジュールの図である。
【図７ａ】粒子がデュアルスリット開口を横断するフローチャネルの焦点合せされた像を示すデュアルスリット検出器からの波形を示す図である。
【図７ｂ】粒子がデュアルスリット開口を横断するフローチャネルの焦点合せされていない像を示すデュアルスリット検出器からの波形を示す図である。
【図８ａ】正規化信号対スキャン距離に関するビーズの静的試験結果及びモデルを示す図である。
【図８ｂ】粒子を含むフローチャネル像の投影を示す図である。
【図９ａ】およそ同じサイズの粒子の複合波形の検出器波形の図である。
【図９ｂ】サイズの異なる粒子の複合波形の検出器波形の図である。
【図１０ａ】流速のヒストグラムである。
【図１０ｂ】測定されたパルス幅（細胞径）のヒストグラムである。
【図１０ｃ】測定されたパルス振幅のヒストグラムである。
【図１０ｄ】径が５．４３ミクロンの精密ビーズに対するパルス振幅対細胞径の散布図である。
【図１１ａ】測定された流速のヒストグラムである。
【図１１ｂ】測定された細胞径のヒストグラムである。
【図１１ｃ】測定されたパルス振幅のヒストグラムである。
【図１１ｄ】血小板及び赤血球の混合物に対するパルス振幅対細胞径の散布図である。
【図１２ａ】試料におけるいくつかのタイプのセルを示すパルス振幅対細胞径の散布図である。
【図１２ｂ】試料におけるいくつかのタイプのセルを示すパルス振幅対細胞径の散布図である。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
粒子分析システムであって、
チャネルと、
前記チャネルに近接する投影機構と、
前記チャネルに近接するスリット開口を有するスクリーンと、
前記スリット開口に近接する検出器と
を具備する、粒子分析システム。
【請求項２】
請求項１に記載の粒子分析システムにおいて、
前記チャネルは、血液試料の粒子を搬送するためのものであり、
前記投影機構は、前記チャネルにおける前記粒子の像を前記スクリーンに表示するためのものであり、
前記検出器は、前記スリット開口を通過する前記像の一部を検出するためのものであり、
前記検出器は、前記スリット開口を通過する前記粒子の前記像を検出すると信号を出力する、粒子分析システム。
【請求項３】
請求項２に記載の粒子分析システムにおいて、
前記信号の幅は、前記粒子の径に関する情報を提供し、
前記信号の振幅は、種類の異なる粒子を識別するための情報を提供し、且つ／又は
前記信号の前記振幅は、前記血液試料における前記粒子の数を提供する、粒子分析システム。
【請求項４】
請求項３に記載の粒子分析システムにおいて、
前記粒子は赤血球及び血小板であり、
前記数は赤血球の数及び血小板の数を含み、
前記数の赤血球の該赤血球の径が概略確定され、
前記数の赤血球の平均細胞体積が概略確定され、
前記数の赤血球の赤血球分布幅が概略確定され、且つ／又は
前記赤血球の前記数と前記赤血球分布幅との積から赤血球容積率が概略確定される、粒子分析システム。
【請求項５】
請求項４に記載の粒子分析システムであって、
前記血液試料におけるヘモグロビンの量を概略確定するヘモグロビンモジュールをさらに具備し、
前記ヘモグロビンの量を前記赤血球の数によって割ることにより平均細胞ヘモグロビンが概略確定され、且つ／又は
前記赤血球の数を前記赤血球容積率によって割ることにより平均細胞ヘモグロビン濃度が概略確定される、粒子分析システム。
【請求項６】
粒子パラメータを確定する方法であって、
流体試料の粒子をフローチャネル内で単一列内になるように流体力学的に集束させるステップ、
前記フローチャネル内に光を投影するステップ、
前記フローチャネル内の前記粒子の像を多重スリット開口上に集束させるステップ、
前記開口からの光の遮りを検出するステップ、
前記光の遮りを、該光の遮りを表す波形に変換するステップ、及び
前記波形を前記粒子に関するデータに処理するステップ
を含む、粒子パラメータを確定する方法。
【請求項７】
請求項６に記載の粒子パラメータを確定する方法において、
前記粒子に関する前記データは、
流速、
測定時間、
前記粒子の数、
時間でのパルス幅、
パルス振幅、及び／又は
粒子遷移時間
を含む、粒子パラメータを確定する方法。
【請求項８】
請求項７に記載の粒子パラメータを確定する方法であって、さらに、
前記粒子のヒストグラムを作成するステップであって、それにより前記流体試料における第１のタイプの粒子の数と第２のタイプの粒子の数を得る、ステップ、
容積当りの前記第１のタイプの粒子数を計算するステップ、
容積当りの前記第２のタイプの粒子数を計算するステップ、
前記第１のタイプの粒子の平均粒子体積（ＭＣＶ）を計算するステップ、及び
前記第１のタイプの粒子の分布幅（ＲＤＷ）を計算するステップ
を含む、粒子パラメータを確定する方法。
【請求項９】
粒子パラメータ確定システムであって、
フローチャネルと、
前記フローチャネルの第１の側に位置する光源と、
前記フローチャネルの第２の側に位置する検出器と、
前記フローチャネルと前記検出器との間に位置する開口を有するマスクと、
前記フローチャネルにおける粒子の像を前記マスクに投影する光学系構成と
を具備する、粒子パラメータ確定システム。
【請求項１０】
請求項９に記載の粒子パラメータ確定システムにおいて、
前記マスクは第１のスリット開口と第２のスリット開口とを備え、
前記粒子の前記像は、該粒子の該像が前記第１のスリット開口及び第２のスリット開口を横断する際に前記検出器への光を遮り、
前記検出器は、前記第１のスリット開口を横断する前記粒子の前記像を表す第１の信号と、前記第２のスリット開口を横断する前記粒子の前記像を表す第２の信号とを出力し、
前記フローチャネルにおける粒子の像の前記信号からの情報は、
第１のタイプの粒子の数、
第２のタイプの粒子の数、
少なくとも１つのタイプの粒子の平均粒子体積、及び／又は
少なくとも１つのタイプの粒子の粒子分布幅
を提供する、粒子パラメータ確定システム。
【請求項１】
粒子分析システムであって、
チャネルと、
前記チャネルに近接する投影機構と、
前記チャネルに近接するスリット開口を有するスクリーンと、
前記スリット開口に近接する検出器と
を具備する、粒子分析システム。
【請求項２】
請求項１に記載の粒子分析システムにおいて、
前記チャネルは、血液試料の粒子を搬送するためのものであり、
前記投影機構は、前記チャネルにおける前記粒子の像を前記スクリーンに表示するためのものであり、
前記検出器は、前記スリット開口を通過する前記像の一部を検出するためのものであり、
前記検出器は、前記スリット開口を通過する前記粒子の前記像を検出すると信号を出力する、粒子分析システム。
【請求項３】
請求項２に記載の粒子分析システムにおいて、
前記信号の幅は、前記粒子の径に関する情報を提供し、
前記信号の振幅は、種類の異なる粒子を識別するための情報を提供し、且つ／又は
前記信号の前記振幅は、前記血液試料における前記粒子の数を提供する、粒子分析システム。
【請求項４】
請求項３に記載の粒子分析システムにおいて、
前記粒子は赤血球及び血小板であり、
前記数は赤血球の数及び血小板の数を含み、
前記数の赤血球の該赤血球の径が概略確定され、
前記数の赤血球の平均細胞体積が概略確定され、
前記数の赤血球の赤血球分布幅が概略確定され、且つ／又は
前記赤血球の前記数と前記赤血球分布幅との積から赤血球容積率が概略確定される、粒子分析システム。
【請求項５】
請求項４に記載の粒子分析システムであって、
前記血液試料におけるヘモグロビンの量を概略確定するヘモグロビンモジュールをさらに具備し、
前記ヘモグロビンの量を前記赤血球の数によって割ることにより平均細胞ヘモグロビンが概略確定され、且つ／又は
前記赤血球の数を前記赤血球容積率によって割ることにより平均細胞ヘモグロビン濃度が概略確定される、粒子分析システム。
【請求項６】
粒子パラメータを確定する方法であって、
流体試料の粒子をフローチャネル内で単一列内になるように流体力学的に集束させるステップ、
前記フローチャネル内に光を投影するステップ、
前記フローチャネル内の前記粒子の像を多重スリット開口上に集束させるステップ、
前記開口からの光の遮りを検出するステップ、
前記光の遮りを、該光の遮りを表す波形に変換するステップ、及び
前記波形を前記粒子に関するデータに処理するステップ
を含む、粒子パラメータを確定する方法。
【請求項７】
請求項６に記載の粒子パラメータを確定する方法において、
前記粒子に関する前記データは、
流速、
測定時間、
前記粒子の数、
時間でのパルス幅、
パルス振幅、及び／又は
粒子遷移時間
を含む、粒子パラメータを確定する方法。
【請求項８】
請求項７に記載の粒子パラメータを確定する方法であって、さらに、
前記粒子のヒストグラムを作成するステップであって、それにより前記流体試料における第１のタイプの粒子の数と第２のタイプの粒子の数を得る、ステップ、
容積当りの前記第１のタイプの粒子数を計算するステップ、
容積当りの前記第２のタイプの粒子数を計算するステップ、
前記第１のタイプの粒子の平均粒子体積（ＭＣＶ）を計算するステップ、及び
前記第１のタイプの粒子の分布幅（ＲＤＷ）を計算するステップ
を含む、粒子パラメータを確定する方法。
【請求項９】
粒子パラメータ確定システムであって、
フローチャネルと、
前記フローチャネルの第１の側に位置する光源と、
前記フローチャネルの第２の側に位置する検出器と、
前記フローチャネルと前記検出器との間に位置する開口を有するマスクと、
前記フローチャネルにおける粒子の像を前記マスクに投影する光学系構成と
を具備する、粒子パラメータ確定システム。
【請求項１０】
請求項９に記載の粒子パラメータ確定システムにおいて、
前記マスクは第１のスリット開口と第２のスリット開口とを備え、
前記粒子の前記像は、該粒子の該像が前記第１のスリット開口及び第２のスリット開口を横断する際に前記検出器への光を遮り、
前記検出器は、前記第１のスリット開口を横断する前記粒子の前記像を表す第１の信号と、前記第２のスリット開口を横断する前記粒子の前記像を表す第２の信号とを出力し、
前記フローチャネルにおける粒子の像の前記信号からの情報は、
第１のタイプの粒子の数、
第２のタイプの粒子の数、
少なくとも１つのタイプの粒子の平均粒子体積、及び／又は
少なくとも１つのタイプの粒子の粒子分布幅
を提供する、粒子パラメータ確定システム。
【図１】
【図２】
【図３ａ】
【図３ｂ】
【図４Ａ】
【図４ｂ】
【図５】
【図６Ａ】
【図６ｂ】
【図７ａ】
【図７ｂ】
【図８ａ】
【図８Ｂ】
【図９ａ】
【図９ｂ】
【図１０ａ】
【図１０ｂ】
【図１０ｃ】
【図１０ｄ】
【図１１ａ】
【図１１ｂ】
【図１１ｃ】
【図１１ｄ】
【図１２ａ】
【図１２ｂ】
【図２】
【図３ａ】
【図３ｂ】
【図４Ａ】
【図４ｂ】
【図５】
【図６Ａ】
【図６ｂ】
【図７ａ】
【図７ｂ】
【図８ａ】
【図８Ｂ】
【図９ａ】
【図９ｂ】
【図１０ａ】
【図１０ｂ】
【図１０ｃ】
【図１０ｄ】
【図１１ａ】
【図１１ｂ】
【図１１ｃ】
【図１１ｄ】
【図１２ａ】
【図１２ｂ】
【公表番号】特表２００８−５３９４４６（Ｐ２００８−５３９４４６Ａ）
【公表日】平成２０年１１月１３日（２００８．１１．１３）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００８−５０９２０９（Ｐ２００８−５０９２０９）
【出願日】平成１８年４月２８日（２００６．４．２８）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００６／０１６４４０
【国際公開番号】ＷＯ２００６／１１９１０６
【国際公開日】平成１８年１１月９日（２００６．１１．９）
【出願人】（５００５７５８２４）ハネウェル・インターナショナル・インコーポレーテッド (1,504)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２０年１１月１３日（２００８．１１．１３）
【国際特許分類】
【出願日】平成１８年４月２８日（２００６．４．２８）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００６／０１６４４０
【国際公開番号】ＷＯ２００６／１１９１０６
【国際公開日】平成１８年１１月９日（２００６．１１．９）
【出願人】（５００５７５８２４）ハネウェル・インターナショナル・インコーポレーテッド (1,504)
【Ｆターム（参考）】
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