DE69017144T2

DE69017144T2 - Vorrichtung zum Zählen und zur Bestimmung mindestens einer Leukozytensubpopulation.

Info

Publication number: DE69017144T2
Application number: DE69017144T
Authority: DE
Inventors: Henri F-78360 Montesson Champseix; Serge F-78130 Les Mureaux Champseix; Didier F-78200 Mantes La Ville Lefevre
Original assignee: ABX SA
Current assignee: ABX SA
Priority date: 1989-10-27
Filing date: 1990-10-25
Publication date: 1995-06-22
Anticipated expiration: 2010-10-26
Also published as: FI102324B1; CA2028474A1; DE69017144D1; FI102324B; NO904640L; US5138181A; NO312487B1; KR910007483A; EP0425381A1; IE67378B1; ES2071061T3; DK0425381T3; CA2028474C; PT95709A; IE903847A1; EP0425381B1; NO904640D0; HK53796A; JP3069795B2; ZA908601B

Description

Die Erfindung betrifft die Zählung und die Analyse mindestens einer leukozytären Unterpopulation und betrifft insbesondere ein Gerät, das diese Identifikation durch optische und elektronische Messung sicherstellt.
Abgesehen von manuellen Zähl- und Analyseverfahren einer leukozytären Unterpopulation, die darin bestehen, vorher gefärbte, auf einem Objektträger aufgetragene Blutproben unter dem Mikroskop sichtbar zu machen, gibt es wesentlich leistungsstärkere und genauere automatische Verfahren, durch die gleichzeitig mehrere Arten von sanguinen Populationen differenziert werden können. Bekannt sind im wesentlichen zwei Arten von Analyseverfahren: die Verfahren zur Größenanalyse über den spezifischen Widerstand und die optischen Analyseverfahren.
Automatische Analyse und Zählung über den Widerstand beruhen auf dem Prinzip des Eintritts einer Zelle in ein elektrisches Feld, in dem eine konstante Stromstärke aufrechterhalten wird. Der Widerstand, den diese Zelle in dem Feld entgegenbringt, führt zu einer Erhöhung der Spannung, die nach dem Gesetz von Ohm nötig ist, um die Stromstärke konstant zu halten. Der durch den Eintritt dieser Zelle hervorgerufene Spannungsimpuls ist proportional zum entgegengebrachten Widerstand, also zu dem Volumen der Zelle unbeachtlich ihrer Form. Um eine leukozytäre Unterpopulation durch dieses Prinzip zu bestimmen, muß vorher die Blutprobe mit spezifischen cytochemischen Agentien behandelt werden, durch die die nicht in Betracht kommenden Zellen partiell zerstört werden können. Man erhält eine um so genauere Diskriminierung nach Größe, je spezifischer die Behandlung ist.
Das verbreitetste Differenzierungsverfahren mit diesem Prinzip ist das sogenannte "Screening Leucocytaire"- Verfahren, über das man eine Annäherung an drei Populationen in der Blutzusammensetzung erzielt: die Lymphozyten, die Monozyten und die Granulozyten.
Die Analyse beruht im wesentlichen auf dem Einsatz eines differenzierend wirkenden, lytischen Reagens. Durch die Neigung dieses Reagens lassen die Membranen der Leukozyten ihren Gehalt an Cytoplasma entweichen. Die Zellen, die keine Granula in ihrem Cytoplasma enthalten, liegen also mit einer cytoplasmischen, ihren Kern einhüllenden Membran vor; die Granulozyten hingegen bewahren einen Teil des Cytosols, da ihre Granula sein Entweichen zum Teil verhindert.
Der Hauptnachteil dieses Verfahrens besteht in der Tatsache, daß die Leukozyten nur über ihre Endgröße differenziert werden, und daß die Wirkung der Lysis auf gewisse Zellen, insbesondere die eosinophilen und die basophilen, nicht vollständig beherrscht wird, wodurch häufig eine Überschneidung oder Überlagerung von Populationen bewirkt wird, die die Differenzierung unmöglich machen oder dem Zufall überlassen.
Andererseits kann die Analyse und das Zählen einer leukozytären Unterpopulation durch optische Verfahren erreicht werden, die entweder das Prinzip der Messung der optischen Brechung oder das Prinzip der Messung der optischen Dichte einer Zelle oder eine Kombination der beiden Prinzipien einsetzen.
Im ersten Fall ruft eine einen Lichtstrahl durchquerende Zelle eine Brechung des einfallenden Lichtes hervor, dessen Intensität in verschiedenen Winkeln von der Größe der Zelle und von der von ihr absorbierten Lichtmenge abhängt. Ein optischer Kollektor mit einer schwarzen Scheibe in seiner Mitte ist in der Fluchtlinie der optischen Strecke angeordnet. Das durchfallende Licht wird durch die Scheibe gestoppt, während das gebrochene Licht auf einem photosensiblen Meßnehmer gesammelt wird, der proportional zur Brechung der Zelle anspricht
Im zweiten Fall ruft eine einen Lichtstrahl durchquerende Zelle eine Absorption des einfallenden Lichtes hervor. Das durchfallende Licht wird auf die der Färbung der Zelle entsprechende Wellenlänge filtriert, sodann auf einem photosensiblen Meßnehmer gesammelt, der proportional zum absorbierten Licht der spezifizierten Wellenlänge anspricht.
Da die zelluläre Brechung sowohl mit der Absorption der Zelle als auch mit ihrer Form zusammenhängt, bleiben die Volumenmessungen, insbesondere für die Leukozyten, zufällig, und es ist nötig, die zu messenden Zellen unnatürlich kugelförmig anzunehmen. Es ist auch anzumerken, daß eine Zelle von großer Größe und starker Färbung kleiner als ihre tatsächliche Größe gesehen wird.
Kombinationen dieser beiden Prinzipien werden eingesetzt, um für ein und dieselbe Zelle Brechungs- und Färbungsintensitätswerte oder Brechungswerte bei verschiedenen Wellenlängen oder auch Brechungswinkel bei verschiedenen Winkeln zu erhalten. Mithilfe von spezifischen Cytochemikalien wird eine zelluläre Diskriminierung erreicht.
Die diese Prinzipien einsetzenden Geräte leiden unter einer großen Sensibilität der optischen Fluchtlinie, die den Brechungsmessungen eine relative Stabilität verleiht. Viele Faktoren schwächen auch die Messung, wie insbesondere die Verschmutzung der Ableseküvette, die Empfindlichkeit der optischen Teile gegen atmosphärischen Staub und Temperatur und die lokale Luftfeuchtigkeit. Überdies macht die für eine leistungsfähige optische Baugruppe nötige hohe Technizität die Kosten des Geräts wenig attraktiv.
Die Erfindung hat also ein Gerät zum Gegenstand, das die den Geräten, die die vorher benannten Verfahren zur Anwendung bringen, innewohnenden Nachteile vermeidet und die Identifikation, das Zählen und/oder die Analyse mindestens einer leukozytären Unterpopulation und insbesondere der polynuklearen Eosinophile erlaubt.
So hat die vorliegende Erfindung ein Gerät für das Zählen und die Bestimmung mindestens einer leukozytären Unterpopulation zum Gegenstand, das mindestens teilweise ein Verfahren zur Analyse und zum Zählen über den Widerstand einsetzt, das auf dem Prinzip des Eintritts einer Zelle in ein elektrisches Feld beruht, in dem die Stromstärke konstant gehalten wird, wobei dieser Eintritt ein Signal ergibt, das unter dem Gesichtspunkt interpretiert wird, eine Information über das Volumen der dieses Feld durchquerenden Zelle zu erhalten, und das zumindest teilweise ein optisches Verfahren einsetzt, das darin besteht, eine Zelle in einem Lichtstrahl vorüberziehen zu lassen und in einem optischen Kollektor das durch diese Zelle absorbierte Licht zu sammeln, um ein Signal zu erhalten, das unter dem Gesichtspunkt interpretiert wird, eine Information über die Absorption der Zelle zu erhalten, wobei dieses Gerät im wesentlichen ein Gehäuse zur Injektion des zu analysierenden, aus einem Versorgungskreislauf stromaufwärts des Injektionsgehäuses stammenden Probenflußes in das Innere einer Meßküvette aufweist, die von einem Lichtbündel durchquert ist, das von einem Meßnehmer und von Einheiten zur Aufnahme und zur Behandlung von durch den optischen Meßnehmer und durch die Elektroden, die zur Erzeugung des elektrischen Feldes dienen und flußabwärts des Injektionsgehäuses vorgesehen sind, gelieferten Signalen aufgenommen wird, wobei das Gerät dadurch gekennzeichnet ist, daß der Probenfluß im Inneren der Küvette durch zwei in die Küvette über zwei getrennte, flußaufwärts der Küvette angeordnete Versorgungsleitungen unter Druck injizierte Umhüllungsflüssigkeiten hydrodynamisch umhüllt ist, wobei die zweite Umhüllung den ersten umhüllten Fluß ummantelt, und daß die beiden Elektroden für die Widerstandsmessungen der leukozytären Unterpopulation einerseits aus einer Anode, die durch das Ansatzstück der aus der Küvette führenden Leitung zur Evakuation des umhüllten Lösungsflusses gebildet ist, und andererseits aus einer Kathode, die durch einen inneren Stutzen zur Injektion der zu analysierenden Lösung gebildet ist, zusammengesetzte Bauteile sind.
EP-A-0 165 868 offenbart ein Gerät, wie es im Oberbegriff des Anspruchs 1 beschrieben ist.
Entsprechend einem Merkmal der Erfindung ist eine äußere Injektionsdüse im Inneren des Gehäuses montiert und mündet in einer kalibrierten Öffnung, über die die innere Kammer dieser Düse mit der Küvette kommuniziert, um eine erste Umhüllungsflüssigkeit auszustoßen.
Vorteilhaft ist eine ringförmige Kammer zwischen einem konischen Abschnitt der äußeren Injektionsdüse und einer Innenseite des Gehäuses eingerichtet; sie kommuniziert mit der Meßküvette und wird über mindestens eine Leitung mit druckbeaufschlagter Flüssigkeit versorgt.
Gemäß eines anderen spezifischen Merkmals der Erfindung ist eine innere Injektionsdüse im Inneren der äußeren Düse montiert und weist eine Öffnung zur Injektion von druckbeaufschlagtem Fluid auf, das aus einer Leitung kommt, die in eine Kammer im Inneren dieser äußeren Düse gegenüber der kalibrierten Öffnung mündet.
Die Erfindung sieht ebenso beidseits der Meßküvette Glaswände vor, die auf der einen Seite von einer Lampe und auf der anderen von einem Meßnehmer eingerahmt sind, der das aus der Lampe emittierte und durch optische Elemente focussierte Bündel empfängt, das den zu analysierenden, durch die Küvette passierenden, umhüllten Lösungsfluß durchquert hat.
Die Interpretation der von dem Gerät gelieferten Resultate wird erfindungsgemäß vorteilhaft dadurch erhalten, daß die aus den Widerstandsmessungen hervorgegangenen Informationen auf einer Größenverteilungskurve aufgetragen werden, durch die die Hauptpopulation der Leukozyten zwischen einem unteren und einem oberen Schwellenwert lokalisiert werden kann, indem die Stromata und Plättchen, wie auch die Partikel von außerordentlicher Größe ausgesondert werden.
Ebenso werden die aus optischen Messungen herrührenden Informationen in einer Absorptionsverteilungskurve aufgetragen, durch die die Absorption der Leukozyten zwischen einem unteren und einem oberen Schwellenwert lokalisiert werden kann, indem die wenig absorbierenden Zellpopulationen wie auch die intensiv absorbierenden Zellpopulationen abgetrennt werden.
Überdies erscheint es weiterhin vorteilhaft, daß die aus den Widerstands- und den optischen Messungen hervorgehenden Informationen in einer graphischen Matrizendarstellung wiedergegeben werden können, wodurch repräsentative Umrisse der Populationsverteilung sichtbar gemacht werden können.
Weitere Eigenschaften und Vorteile der Erfindung gehen aus der nachstehenden Beschreibung hervor,die Bezug auf die beigefügten Zeichnungen nimmt. Von diesen zeigt:
Fig. 1 eine Schnittansicht des Injektionsgehäuses,
Fig. 2 eine schematische Ansicht der Präparierungs- und Behandlungskreisläufe, die mit dem Gerät verbunden sind,
Fig. 3 eine Größenverteilungskurve der analysierten Leukozyten,
Fig. 4 eine Absorptionsverteilungskurve der analysierten Leukozyten und
Fig. 5 eine graphische Matrixdarstellung der repräsentativen Umrisse der Populationsverteilung.
Das in Fig. 1 dargestellte Gerät weist ein Injektionsgehäuse 1 von allgemein zylindrischer Form auf, dessen oberer Bereich ein konisches Profil 2 aufweist. Die Öffnung 3 des Gehäuses 1 ist mindestens auf zwei gegenüberliegenden Seiten von Glaswänden 4 überdeckt, zwischen denen eine Meßküvette 5 angeordnet ist, die über ihren Boden mit dem Injektionsgehäuse kommuniziert und in ihrem oberen Bereich in eine abführende Leitung 6 mündet. Ein auf den Glaswänden 4 angebrachter Stopfen 7 hält die Küvette 5 und dient ebenso dem Ansatz 8 der abführenden Leitung als Träger.
Im Inneren des Injektionsgehäuses 1 ist eine äußere Injektionsdüse 10, deren oberes Ende 11 von konischer Form in den Boden der Meßküvette 5 mündet, dank O-Ring- Dichtungen 9 auf dichtende Weise montiert. Sie mündet in einer kalibrierten Öffnung 12, z.B. in einem Ringstein, über den die innere Kammer 18 dieser Düse mit der Küvette 5 kommuniziert. Zu bemerken ist, daß zwischen der Innenseite des konischen Bereichs 2 des Injektionsgehäuses und der Außenseite des konischen Endes 11 der Düse 10 eine ringförmige Kammer 13 eingerichtet ist, die ebenfalls mit der Meßküvette kommuniziert. Diese Kammer 13 wird über eine Leitung 14 mit druckbeaufschlagtem Fluid versorgt.
Im Inneren der äußeren Injektionsdüse 10 ist eine innere Injektionsdüse 16, deren oberes Ende 17 von ebenfalls konischer Form sich unterhalb der kalibrierten Öffnung 12 in die innere Kammer 18 der äußeren Düse 10 erstreckt, dank O-Ring-Dichtungen 15 auf dichtende Weise montiert. Die Kammer 18 selbst wird über eine Leitung 19 mit druckbeaufschlagtem Fluid versorgt. Genauso ist die innere Düse von einer Leitung 20 durchquert, durch die druckbeaufschlagtes Fluid über die der kalibrierten Öffnung 12 gegenüberliegende Öffnung 21 der Düse injiziert werden kann. Die beiden Glaswände 4 sind auf einer Seite von einer Lampe 22 und auf der anderen Seite von einem Meßnehmer 23 auf solche Weise eingerahmt, daß das von der Lampe emittierte und von einem geeigneten optischen Projektor 25 focussierte Lichtbündel 24 diese Wände und die Meßküvette 5 durchquert und von dem Meßnehmer nach der Durchquerung eines anderen optischen Systems 26 aufgefangen wird.
Die zu analysierende Leukozyten-Lösung wird über die Zentralleitung 20 injiziert und strömt über die Öffnung 21 in die Kammer 18 aus. Gleichzeitig injiziert man über die Leitung 19 eine druckbeaufschlagte Flüssigkeit, eine sogenannte Umhüllungsflüssigkeit, die eine hydrodynamische Umhüllung der Lösung in der kalibrierten Öffnung 12 bewirkt. Der umhüllte Fluß aus dieser ersten Umhüllung durchquert also die kalibrierte Öffnung 12 und wird darauf einer zweiten Umhüllung unterworfen, die durch die Injektion von druckbeaufschlagter Flüssigkeit über die Leitung 14 bewirkt und im Inneren der ringförmigen Kammer 13 reguliert wird. Diese Umhüllung mündet über die Öffnung 3 in die Meßküvette 5, die senkrecht zum Fluß von einem auf den Fluß der Leukozyten-Lösung konzentrierten und focussierten Lichtbündel 24 durchquert ist. Der Umlauf des Flusses in der gesamten Meßgruppe erfolgt von unten nach oben entlang einer vertikalen Achse, wodurch die Stagnation von eventuellen Blasen vermieden wird. Die Tatsache, daß solch eine doppelte Umhüllung eingesetzt wird, zeigt eine Reihe von Vorteilen.
Die erste Umhüllung bewirkt eine perfekte Zentrierung des Zellflusses in der Zählöffnung und verhindert durch die Feinheit des erreichten Flusses und des Verdünnungsverhältnisses die zusammenfallende Passage von mehreren Zellen. Die Phänomene der Deformation von Zellen aufgrund von Randeffekten, wie auch des Zurückspringens von Zellen in den Sensibilitätsbereich der Zählöffnung sind ebenfalls eliminiert.
Die zweite Umhüllung ummantelt den aus der Öffnung austretenden Fluß und hält ihn während der ganzen Strecke in der optischen Küvette konzentrisch und stabilisiert, wodurch eine oder mehrere Ablesungen in verschiedenen Winkeln und verschiedenen Höhen ermöglicht werden.
Diese zweite Umhüllung erlaubt es auch, eine Küvette zur optischen Ablesung mit großem inneren Durchgang einzusetzen, der die Turbulenzen der Randeffekte und das Verschmutzungsrisiko ausschließt, die den Fluß instabil und die optische Qualität mittelmäßig machen würden.
Dadurch, daß eine Küvette mit großen Abmessungen zum Einsatz kommt, wird auch die Geschwindigkeit des Flusses auf diesen Wänden herabgesetzt; da diese Geschwindigkeit gering ist, ist die Erosion der Glaswände - man kann sie auf lange Sicht auf den kapillaren optischen Küvetten feststellen, in denen die Geschwindigkeit der Umhüllung gleich der Geschwindigkeit des Flusses sein muß - vermindert.
Die Summe dieser Merkmale zusammen mit der Tatsache, daß die Positionierung des Flußes über die Positionierung der Zählöffnung durchgeführt wird, macht die Fluchtlinie des optischen Bündels auf den Fluß extrem stabil. Eine Demontage der Küvette verlangt keineswegs eine optische Einstellung nach deren Wiedereinbau.
Das Zählen und die Erfassung des Volumens werden über Widerstandmessungen sichergestellt. Zu diesem Zweck wird ein Strom an die Anschlußklemmen zweier beidseits der Öffnung 12 gelegener Elektroden angelegt, nämlich einer durch den Ansatz 8 der abführenden Leitung gebildeten Anode und einer von der inneren Injektiondüse 16 gebildeten Kathode. Das Zählen der Leukozyten wird während des Durchflusses der Lösung in der kalibrierten Öffnung 12 durchgeführt; jede die Öffnung passierende Zelle ruft eine Erhöhung des Widerstands des zwischen den Elektroden 8, 16 gelegenen Bereichs hervor und erzeugt so einen zum Volumen der Leukozyte proportionalen Spannungsimpuls.
Die optische Erfassung, d.h. die Bestimmung der Absorptionsintensität der Leukozyten, wird mittels eines die Küvette 5 senkrecht zum zu analysierenden Fluß durchquerenden Lichtbündels 24 gemessen. Das Lichtbündel wird mittels der Lampe 22 erzeugt, deren Lichtenergie, die durch einen Filter der der Absorption der Zelle entsprechenden Wellenlänge, dann durch ein Fenster hindurch passiert, auf ein Diaphragma konzentriert ist, hinter dem eine auf den Fluß der Leukozytenlösung focussierte optische Projektorbaugruppe 25 angeordnet ist. Das Bild des von dem Lösungsfluß durchquerten erleuchteten Fensters läuft durch einen Kollimator und wird dann von einem anderen optischen Kollektorsystem 26 auf eine Photodiode 23 projiziert, an die eine Verstärkerschaltung angeschlossen ist.
Jede das Lichtbündel durchquerende Leukozyte ruft eine auf der Photodiode gemessene, zur Intensität ihrer Absorption proportionale Verminderung der Lichtintensität hervor. Dies wird den Anschlußklemmen des Verstärkers durch einen elektrischen Impuls übermittelt, dessen Amplitude wiederum der optischen Dichte der Leukozyte proportional ist. Die kalibrierte Öffnung 12 befindet sich, wie in Fig. 1 ersichtlich, in geringem Abstand zum die Küvette durchquerenden Lichtbündel 24.
Es ist festzustellen, daß dieser Abstand zwischen der Öffnung 12 und dem Focuspunkt der optischen Messung eine zeitliche Verschiebung der Widerstands- und der optischen Impulse erzeugt.
Die Konstante dieser Verschiebung wird überwacht und gestattet es, den geringsten Leistungsabfall der Fluide zu Tage treten zu lassen.
Die Mikrobläschen werden natürlich durch den Widerstand zum vertikalen Fluß, den die Luftblase entgegensetzt, vom Zählen ausgeschlossen, und erzeugen so in der Widerstands- und der optischen Zählung eine Verschiebung, die größer als die durch eine Zelle verursachte Standardverschiebung ist.
Um berücksichtigt zu werden, muß eine Blutzelle vor der optischen Messung durch ihren Eintritt in die kalibrierte Öffnung 12 nach dem Widerstandsverfahren gemessen werden. So können eventuell in der nach der Zählöffnung injizierten Flüssigkeitsumhüllung enthaltene Partikel nicht berücksichtigt werden, da sie keinen Widerstandsimpuls erzeugt haben.
Bevor zur Injektion von Blut in das oben beschriebene Gerät geschritten wird, sollte die zu analysierende Blutprobe so präpariert werden, daß man eine Lösung erhält, die hauptsächlich Leukozyten in einer möglichst naturbelassenen Form enthält. Wenn nötig, können die Zellen durch ein bestimmtes cytochemisches Mittel spezifisch gefärbt werden.
In Fig. 2 sind die an das Gerät der Fig. 1 angeschlossenen Behandlungskreisläufe gezeigt. Das Gehäuse 1 und seine angeschlossene optische Baugruppe, die aus der Lampe 22, dem optischen Projektor 25, dem optischen Kollektorsystem 26 und der Empfänger-Photodiode 23 besteht, sind schematisch dargestellt. Das über die Leitung 20 in den Behälter 1 geführte Blut, wie auch die über die Leitungen 14 und 19 geführten Umhüllungsfluide durchlaufen eine Präparation und stammen aus einer hydraulischen Verteilerbaugruppe 27, die wiederum mit einer Blutprobe aus einer Misch- und Heizeinheit 28 versorgt wird. Die in dem Gehäuse 1 angeordneten Elektroden liefern zum Volumen der Leukozyten proportionale Signale, die in einem analogen Widerstandsmeßkreis 29 empfangen und in einer Einheit 30 zur numerischen Informationsverarbeitung in numerische Werte verwandelt werden. Die Photodiode 23 ihrerseits liefert zur optischen Dichte der Leukozyten proportionale Signale, die in einem analogen Absorptionsmeßkreis 31 empfangen und ebenfalls in einer Einheit 30 verarbeitet werden, die dann graphische Ergebnisse 32 oder numerische Ergebnisse 33 liefert. Die Gesamtheit der Signale einer Probe wird mittels eines Rechners verarbeitet, um die Zahl der in einer vorher festgelegten Zeit gezählten Leukozyten, wie auch relative Werte des Volumens und der optischen Dichte für jede von ihnen zu bestimmen.
Tritt die behandelte Blutlösung in das Meßgerät 1 ein, verursacht jede Zelle abwechselnd einen zu ihrer Größe proportionalen Impuls, wenn sie in die kalibrierte Öffnung 12 eintritt, dann einen zu ihrer Absorption proportionalen Impuls, wenn sie in das Lichtbündel 24 eintritt. Für eine Zelle werden ein Volumenwert und ein Absorptionswert gespeichert, und die Gesamtergebnisse der Volumina und Absorptionen werden in einem Histogramm wiedergegeben.
Auf einer als Beispiel in Fig. 3 gegebenen Größenverteilungskurve mit der quantitativen Darstellung als Ordinate und dem Volumen als Abszisse ist das Vorhandensein dreier verschiedener Populationen zu erkennen. Die Population ganz links, also aus Partikeln geringer Größe, wird als hauptsächlich aus Stromata, die aus der Hämolyse resultieren, und aus Plättchen zusammengesetztes Hintergrundgeräusch betrachtet.
Die beiden anderen Populationen rechts werden als Gesamtheit der Leukozyten der analysierten Probe angesehen. Auf einer ebenfalls als Beispiel in Fig. 4 gegebenen Absorptionsverteilungskurve erhält man links eine erste Population, die aus wenig oder schwach absorbierenden Zellen besteht, in der Mitte eine zweite Population, die aus Zellen mittlerer Absorption besteht, und weiter rechts eine dritte Population, die aus Zellen starker Absorption besteht.
Auf einer ebenso als Beispiel in Fig. 5 gegebenen graphischen Matrixdarstellung beobachtet man die Verteilung der Populationen gemäß ihrer Größe auf der Achse X und gemäß ihrer Absorption auf der Achse Y. Diese Darstellung erlaubt die Studie der Leukozyten durch ein Taxonomieprogramm, wobei durch die Lage der Schwellen die Separation mindestens einer Leukozytenpopulation vorgenommen werden kann; BDF stellt die Hintergrundgeräusche (bruits de fond; Stromata und Plättchen) dar:
L: Lymphozyten
M: Monozyten
PN: Polynukleare Neutrophile
PE: Polynukleare Eosinophile
PB: Polynukleare Basophile.
Die Erfindung beschränkt sich nicht auf die beschriebenen Ausführungsformen, noch auf diese Analyseart. Insbesondere kann man in Betracht ziehen, vielfältige Färbungen abzulesen, indem man den optischen Filter durch ein Filterrad ersetzt, um dadurch weitere Zelltypen zu analysieren.
Darüber hinaus war voranstehend die Rede von einer Küvette zur optischen Messung. Gemäß einer Ausführungsvariante ist es möglich, die Lichtbrechung einer diese Küvette durchquerenden Zelle zu messen. Ein oder mehrere Meßnehmer sind in der Fluchtlinie eines die Küvette durchquerenden Lichtstrahles auf die Küvette focussiert angeordnet. Die gesammelten Informationen erlauben, je nachdem, ob man die Totalbrechung oder die Brechung in mehreren Winkeln mißt, die Bestimmung der relativen Zellgröße oder im Fall zweier Brechungsmessungen in zwei unterschiedlichen Winkeln die Bestimmung der Größe und der relativen optischen Dichte.
Als Abwandlung wäre es auch möglich, eine Cytofluoreszenzmessung durchzuführen, in dem man eine auf die Meßküvette focussierte Meßbaugruppe in einem 90º-Winkel zu einem die Küvette durchquerenden Laserstrahl anordnet. Die gesamte Präparation der Probe müßte angepaßt werden, um die gesuchte zelluläre Fluoreszenz zu erhalten. Durch die so erhaltenen Meßwerte können das Zellvolumen über den Widerstand und die Fluoreszenz ausgewertet werden.
In einer weiteren Variante und immer noch auf dem gleichen Prinzip der Meßgruppe beruhend, kann der an die Elektroden angelegte und in der Zählöffnung zirkulierende Strom ein hochfrequenter Strom sein, über den, entsprechend der Form der empfangenen Impulse, eine Identifikation der inneren Zusammensetzung der Zelle erhalten wird, so die relative Größe des Kernes, der im Verhältnis zur äußeren Hülle (Cytoplasma) der Zelle dichter ist.
Durch die Kombination der voranstehend dargelegten Varianten können für einen die Meßküvette durchquerenden Zellfluß zugleich das globale Volumen jeder Zelle, das mit ihrer optischen Dichte und/oder ihrer Fluoreszenz zusammenhängt, wie auch Informationen über ihre innere Zusammensetzung, nämlich ihre relative Kerngröße und/oder ihre relative Form oder Regelmäßigkeit, erhalten werden.

Claims

1. Gerät zum Zählen und zur Bestimmung mindestens einer leukozytären Unterpopulation, das zumindest teilweise ein Verfahren zur Analyse und zur Zählung durch Widerstand einsetzt das auf dem Prinzip des Eintritts einer Zelle in ein elektrisches Feld beruht, in dem die Stromstärke konstant gehalten wird, wobei dieser Eintritt ein Signal liefert, das im Hinblick darauf interpretiert wird, eine Information über das Volumen der dieses Feld durchquerenden Zelle zu erhalten, und das zumindest teilweise ein optisches Verfahren einsetzt, das darin besteht, eine Zelle in einen Lichtstrahl eintreten zu lassen und in einem optischen Kollektor das durch die Zelle absorbierte Licht zu sammeln, um ein Signal zu liefern, das im Hinblick darauf interpretiert wird, eine Information über die Absorption der Zelle zu erhalten, wobei dieses Gerät im wesentlichen ein Gehäuse (1) für die Injektion im Inneren einer Küvette (5) zur Messung des zu analysierenden, aus einer Versorgungsleitung stromaufwärts des Injektionsgehäuses (1) stammenden Probenflusses aufweist, wobei die Küvette (5) von einem von einem Meßnehmer (23) aufgefangenen Lichtbündel durchquert wird, und wobei dieses Gerät weiterhin Einheiten zum Empfang und zur Verarbeitung (29, 30, 31) der von dem optischen Meßnehmer (23) und von den Elektroden, die zur Erzeugung des elektrischen Feldes dienen und die stromabwärts des Injektionsgehäuses (1) vorgesehen sind, gelieferten Signale aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß der Probenfluß im Inneren der Küvette durch zwei unter Druck in die Küvette (5) über zwei getrennte Versorgungsleitungen (14, 19), die stromaufwärts der Küvette angeordnet sind, injizierte Umhüllungsflüssigkeiten hydrodynamisch umhüllt wird, wobei die zweite Umhüllung den ersten umhüllten Fluß ummantelt, und daß die beiden Elektroden zur Widerstandsmessung der leukozytären Unterpopulation einerseits aus einer Anode, die durch den Ansatz (8) der abführenden Leitung (6) des aus der Küvette (5) austretenden umhüllten Lösungsflusses gebildet ist, und andererseits aus einer Kathode, die durch eine innere Düse (16) zur Injektion der zur analysierenden Lösung gebildet ist, bestehende Elemente sind.

2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine äußere Injektionsdüse (10), die in einer kalibrierten Öffnung (12) mündet, im Inneren des Gehäuses (1) montiert ist und die innere Kammer (18) der Düse mit der Küvette (5) kommunizieren läßt, um die erste Umhüllungsflüssigkeit auszustoßen, und daß eine ringförmige Kammer (13), die auch mit der Meßküvette (5) kommuniziert, zwischen einem konischen Bereich (11) der äußeren Injektionsdüse (10) und einer Innenseite des Injektionsgehäuses (1) untergebracht ist, wobei diese Kammer über eine Leitung (14) mit druckbeaufschlagtem Fluid versorgt wird, um die zweite Umhüllungsflüssigkeit auszustoßen

3. Gerät nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß eine innere Injektionsdüse (16) im Inneren der äußeren Düse (10) montiert ist und eine Öffnung (21) zur Injektion von druckbeaufschlagtem Fluid aufweist, das aus einer Leitung (20) austritt, die in eine Kammer (18) im Inneren der äußeren Düse gegenüber der kalibrierten Öffnung (12) mündet.

4. Gerät nach Anspruch 1, bei dem eine Meßküvette zum Einsatz kommt, die auf der einen Seite von einer Lampe und auf der anderen Seite von einem Meßnehmer eingerahmt ist, der das von der Lampe emittierte und durch optische Elemente focussierte Lichtbündel empfängt, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßküvette (5) zur Erhaltung der Konzentrizität und der Stabilität des doppelt umhüllten Flusses während seiner gesamten Strecke in der Küvette einen weiten inneren Durchgang aufweist.

5. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zur Durchführung einer Cytofluoreszenz-Messung eine auf die Meßküvette (5) focussierte Meßgruppe in einem 90º-Winkel zu einem die Küvette durchquerenden Laserstrahl angeordnet ist.

6. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die zu analysierende Flüssigkeit und die Umhüllungsfluide aus einer hydraulischen Verteilergruppe (27) stammen, die mit einer aus einer Einheit (28) zum Mischen und Heizen stammenden Probe versorgt wird.

7. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die aus den Widerstandsmessungen hervorgegangenen Informationen in einer Volumenverteilungskurve wiedergegeben werden, wodurch zwischen einem unteren und einem oberen Schwellenwert die Hauptpopulation der Leukozyten lokalisiert werden kann, indem die Stromata und Plättchen, wie auch die Partikel von außerordentlicher Größe ausgesondert werden.

8. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die aus den optischen Messungen gewonnenen Informationen in einer Absorptionsverteilungskurve aufgetragen werden, wodurch zwischen einem unteren und einem oberen Schwellenwert die Absorption der Leukozyten lokalisiert werden kann, indem die Populationen von wenig absorbierenden Zellen, wie auch die Populationen von intensiv absorbierenden Zellen abgeschieden werden.

9. Gerät nach einem der Ansprüche 1, 7 und 8, dadurch gekennzeichnet, daß die aus den Widerstand- und den optischen Messungen hervorgegangenen Informationen in einer graphischen Matrixdarstellung wiedergegeben werden, wodurch die repräsentativen Umrisse der Populationsverteilung sichtbar gemacht werden können.