JP3908856B2 - Flow photometric cell for immunoassay by latex immunoturbidimetry - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、全血を検体としてラテックス免疫比濁法により免疫測定を行うためのフロー測光セルに関する。
【０００２】
【従来の技術】
全血を検体としてラテックス免疫比濁法により免疫測定を行う方法は、既に知られている。この方法では、検体が全血であるから、血清・血漿を検体とする場合のような血液の遠心分離の工程が不要になる反面、赤血球等による濁りが光学的測定の著しい妨げとなり、適当な溶血試薬の添加等、免疫反応に影響しない方法によって全血を強制的に溶血させた試料を用いることが必要とされている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、溶血させた試料中には、血球の残滓が存在し、これがブラウン運動に伴って、フロー測光セルに照射された光束を出入りするから、血球残滓のゆらぎによる測定信号への影響が大きく、測定精度を高めることが困難とされていた。
【０００４】
この発明は、全血を検体としてラテックス免疫比濁法により免疫測定を行うためのフロー測光セルにおいて、血球残滓のゆらぎによる測定信号への影響を減少し、測定精度を向上することを課題とする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、この発明では、全血を検体としてラテックス免疫比濁法により免疫測定を行うためのフロー測光セルであって、円筒状に形成され、両端に透光窓を有するセル本体が外部光から遮断した状態でホルダーに保持され、このセル本体の両端透光窓に対向する位置に光照射部及び光検出部が設けられており、前記セル本体の内径を１とし、前記ホルダーによって形成されて前記セル本体と光照射部との間に設けたスリットの径をＤ₁ 、前記ホルダーによって形成されて前記セル本体と光検出部との間に設けたスリットの径をＤ₂ としたとき、１＞Ｄ₁ ＞０．７５で、且つ、Ｄ₂ ＞０．７５となるように設定していることを特徴とする。
【０００６】
上記の構成によれば、スリット径Ｄ₁ ，Ｄ₂ がセル本体の内径１に対して何れも０．７５以上であり、光照射部からスリットを経てフロー測光セルに照射され、反対側のスリットを経て光検出部へと入射する光束の断面（直径）が、セル本体の内径の割に、比較的広くなっているから、光束全体としての光量に占める血球残滓のゆらぎによる変動の割合が小さくなる（平均化される）。
【０００７】
また、光照射部側のスリット径Ｄ₁ がセル本体の内径より大きいと、スリットを経て照射された光の一部がセル本体の肉厚内部を透過して誤差となるが、上記の構成によれば、光照射部側のスリット径Ｄ₁ がセル本体の内径以下であるから、このような誤差も生じない。また、光照射部側のスリット径Ｄ₁ がセル本体の内径と等しい場合、光照射部、スリット、セル本体の三者を正確に同芯状に配置しないと、光束の一部がセル本体の肉厚内部を透過したり、セル本体の内面で反射して、誤差となる可能性があるが、光照射部側のスリット径Ｄ₁ がセル本体の内径以下（１＞Ｄ₁ ）であるため、このような不都合も回避される。
【０００８】
従って、血球残滓のゆらぎによる測定信号への影響が減少し、光の一部がセル本体の肉厚内部を透過したり、セル本体の内面で反射することによる誤差も生ぜず、測定精度を向上することができるのである。
【０００９】
尚、光照射部側のスリット径Ｄ₁ は、セル本体の内径以下であることが必要不可欠であるが、光検出部には、光照射部側のスリットで絞られた光束以上の断面で入射することがないから、光検出部側のスリット径Ｄ₂ には原理的に上限がない。むしろ、フロー測光セルの各部位の製造公差や組立誤差を考慮すると、光検出部側のスリット径Ｄ₂ はセル本体の内径より大きくするほうが、フロー測光セルの製造を容易ならしめる点で望ましい。
【００１０】
【発明の実施の形態】
発明の実施の形態を図面を参照しながら説明する。図１〜図９は、この発明に係るラテックス免疫比濁法による免疫測定用フロー測光セルが採用された全血血球免疫測定装置を示す。
【００１１】
まず、図２は、側面パネルを取り外した状態で示す全血血球免疫測定装置の斜視図であり、図３はこの全血血球免疫測定装置の全体の構成を概略的に示す図である。図４は全血血球免疫測定装置の要部を上方から見た図であり、図５は全血血球免疫測定装置の要部の構成を概略的に示す図である。
【００１２】
これらの図において、１は装置ケースで、その前面部２側には、検体としての全血３を収容した検体容器４をセットするための検体セット部５が内方に凹んだ状態で形成されている。６は、検体セット部５を開閉する扉７によって構成された測定キーであり、扉７を閉めることによりオン（スイッチＯＮ）となるように構成されている。前記扉７は、下端側を支点に前後方向へ揺動して開閉するように構成されており、扉７の内側には、サイズの異なる検体容器４を選択してセットできるように上面に複数の穴を形成した検体容器ホルダー８が上下軸芯周りで回転自在で且つ扉７と一体に前後方向へ揺動することが可能な状態に設けられている。
【００１３】
そして、装置ケース１の側面部９の下方には、前面部２に近い側から順に、免疫測定を行う免疫測定部１０と血球測定を行う血球計数測定部１１が前面側から見て一直線状に配置されているとともに、複数の電磁弁１２ａからなる電磁弁部１２が設けられている。また、側面部９の上方には、検体セット部５と血球計数測定部１１との間を、一直線上に配設された免疫測定部１０と血球計数測定部１１に沿うようにして直線的に移動するサンプリング機構としてのプローブユニット部１３が設けられている。
【００１４】
図３において、１４は定注器、１５は希釈液容器、１６は溶血試薬容器、１７は液排出用のポンプであり、これら１５〜１７はいずれも電磁弁部１２に接続されている。１８はポンプ１７に接続された廃液容器である。
【００１５】
前記免疫測定部１０は、この実施の形態においては、ラテックス免疫比濁法によってＣＲＰ（急性期蛋白であるＣ−反応性蛋白）を測定するように構成されている。すなわち、図３、図５において、１９は上面の開口した試薬受容セルであり、試料受容セル１９の底部には、両側に発光ダイオードからなる光照射部２０ａとフォトダイオードからなる光検出部２０ｂを備えたＣＲＰ測定用のフロー測光セル２０が流路２１を介して接続されている。当該フロー測光セル２０の出口側の流路２２には、三方電磁弁１２ｂを介して液移動用の定注器２３が接続されている。三方電磁弁１２ｂの下流側は前記電磁弁部１２を介して前記ポンプ１７に接続されている。２４，２５，２６はＣＲＰ測定に用いられる試薬を収容した試薬容器で、それぞれ、溶血試薬（以下、Ｒ１試薬という）、緩衝液（以下、Ｒ２試薬という）、抗ヒトＣＲＰ感作ラテックス免疫試薬（以下、Ｒ３試薬という）が収容されている。
【００１６】
前記試薬受容セル１９および試薬容器２４〜２６は、検体セット部５における検体容器４のセット位置に対して一直線状に配置され、これら試薬受容セル１９および試薬容器２４〜２６は、ソレノイド２７によって上下方向に揺動する蓋２８によって一括して開閉されるように構成されている。また、２９は例えばペルチェ素子よりなる電子冷却器３０を備えたクーラーボックスで、図示例では試薬Ｒ２，Ｒ３の入った試薬容器２５，２６が収容されている。
【００１７】
また、前記定注器２３は、ＣＲＰ測定時に、試料受容セル１９内の反応液（免疫測定用の試薬および全血試料）をフロー測光セル２０へ流通させる作用を司るだけでなく、試料受容セル１９やフロー測光セル２０等とで、次のような反応液攪拌機構を構成している。すなわち、図６に示すように、試料受容セル１９に反応液が収容された状態で、定注器２３が、ＣＲＰ測定に先行して、数回、摺動することにより、試料受容セル１９内の反応液を試料受容セル１９とフロー測光セル２０とにわたって前後に往復移動させるように構成してある。
【００１８】
より詳しく説明すると、定注器２３は、その摺動ストロークが制御されるように構成されており、試料受容セル１９内に、Ｒ１試薬、Ｒ２試薬、および検体（全血）３が収容された時点で、それらの総量Ｌ1 に対応して設定されたストロークａだけ、定注器２３が数回（例えば、３回）、前記三方電磁弁１２ｂがフロー測光セル２０と定注器２３を連通させた状態において、摺動することにより、反応液を前後に往復移動させて、一回目の反応液の攪拌を行い、反応液にＲ３試薬が加えられた時点で、それらの総量Ｌ₂ に対応して設定されたストロークｂ端まで定注器２３が数回（例えば、３回）、摺動することにより、反応液を前後に往復移動させて、二回目の攪拌を行うように構成してある。
【００１９】
尚、ＣＲＰ測定時には、定注器２３がストロークｂ端まで一回だけ摺動して、反応液をフロー測光セル２０に流通させるようになっている。定注器２３のストロークや流路２１、２２の長さは、定注器２３がストロークｂ端まで摺動した際、流路２１、２２内にある反応液の最前端Ｐが、三方電磁弁１２ｂよりも上流側（三方電磁弁１２ｂとフロー測光セル２０の間）に位置し、最後尾Ｑがフロー測光セル２０よりも上流側（図示の例では、流路２１内で且つ試料受容セル１９の出口近く）に位置するように設定されている。そして、この状態で、前記三方電磁弁１２ｂが流路の切り換えを行って、定注器２３を遮断すると共に、三方電磁弁１２ｂ前後の流路（フロー測光セル２０側の流路とポンプ１７側の流路）を連通させると、前記ポンプ１７が流路内の反応液を吸引して、廃液容器１８に排出するように構成してある。
【００２０】
この反応液攪拌機構によれば、反応液が試料受容セル１９とフロー測光セル２０とにわたって前後に往復移動すると、試料受容セル１９と流路２１の接続部、フロー測光セル２０の入口および出口で、夫々、流路断面が変化しているので、反応液には、図６に示すように、流路断面が変化するこれらの部位で乱流が生じ、乱流が生じる部位が多いため、攪拌が効率よく行われることになる。
【００２１】
次に、血球計数測定部１１は、この実施の形態においては、電気抵抗法により、ＷＢＣ（白血球数）、ＲＢＣ（赤血球数）、ＰＬＴ（血小板数）、ＭＣＶ（赤血球容積）、Ｈｃｔ（ヘマトクリット値）を、また、シアンメトヘモグロビン法における吸光光度法によりＨｇｂ（ヘモグロビン濃度）などをそれぞれ測定するように構成されている。すなわち、図３において、３１はＷＢＣ／Ｈｇｂ血球計数測定セル（以下、単にＷＢＣセルという）で、ＷＢＣを測定するための測定電極３１ａ，３１ｂおよびＨｇｂを測定するための光照射部３１ｃ、受光部３１ｄを備えている。３２はＲＢＣ／ＰＬＴ血球計数測定セル（以下、単にＲＢＣセルという）で、ＲＢＣおよびＰＬＴを測定するための測定電極３２ａ，３２ｂを備えている。これらのセル３１，３２は、図４に示すように、免疫測定部１０における試薬受容セル１９および試薬容器２４〜２６と一直線になるように配置されている。また、ＷＢＣセル３１は、後述するサンプリングノズル４０を洗浄するための廃液チャンバを兼ねている。
【００２２】
さらに、プローブユニット部１３は、例えば次のように構成されている。すなわち、図２および図４において、３３はノズルユニットで、このノズルユニット３３は、垂直に立設されたベース部材３４に沿うようにして水平方向に設けられたタイミングベルト３５に対して適宜の連結部材３６によって固定され、これによって水平方向に往復移動できるように構成されている。
【００２３】
より詳しくは、ノズルユニット３３は、検体セット部５から血球測定を行う血球計数測定部１１までの間で、検体容器４、血球計数測定部１１と一直線上に配設された免疫測定部１０の試薬容器２４〜２６、試薬受容セル１９、ＷＢＣセル３１、ＲＢＣセル３２のほぼ真上を往復移動するように構成されている。３７はタイミングベルト３５を駆動するためのモータ、３８はノズルユニット３３に設けられた被ガイド部材３９をガイドする一対のガイド部材で、これらはベース部材３４に適宜の部材を介して取り付けられている。
【００２４】
４０はサンプリングノズルで、ノズルユニット３３内をタイミングベルト４１によって上下方向に移動するノズル保持体４２に取り付けられている。このサンプリングノズル４０の先端側（下端側）は、ノズルユニット３３内に設けられたサンプリングノズル洗浄器４３を挿通し、先端部外周が洗浄されるように構成されている。４４はタイミングベルト４１を駆動するためのモータである。４５はサンプリングノズル４０がホームポジション位置（定位置）にあるか否かを検出するセンサである。
【００２５】
そして、図３において、４６は装置の各部を総合的に制御するとともに免疫測定部１０および血球計数測定部１１からの出力を用いて各種の演算を行う制御・演算装置としてのマイクロコンピュータ（ＭＰＵ）、４７はＭＰＵ４６からの指令に基づいて電磁弁部１２、プローブユニット部１３のモータ３７，４４などに駆動信号を送るドライバ、４８は免疫測定部１０および血球計数測定部１１からの出力信号を処理してＭＰＵ４６に送る信号処理部、４９はＭＰＵ４６において処理されて得られる結果などを表示する装置で、例えばカラーディスプレイであり、５０は出力装置としてのプリンタである。
【００２６】
なお、図３において、点線は検体３や各種の試薬などの流れを示し、また、やや太い一点鎖線は制御信号を、細い一点鎖線は測定によって得られる信号の流れをそれぞれ示している。
【００２７】
この発明の実施の形態では、上記の全血血球免疫測定装置において、前記フロー測光セル２０を、次のように構成しているのである。すなわち、図１に示すように、フロー測光セル２０のセル本体２０Ａは、円筒状に形成されており、両端に透光窓２０Ｂ，２０Ｂを有する。２０Ｃ，２０Ｃはセル本体２０Ａの両端に連設された側管である。セル本体２０Ａと光照射部２０ａとの間、セル本体と光検出部２０ｂとの間には、夫々、セル本体２０Ａを外部光から遮断した状態に保持するホルダー２０Ｄによって形成されたスリットａ，ｂが設けられている。そして、セル本体２０Ａの内径を１とし、セル本体２０Ａと光照射部２０ａとの間に設けたスリットａの径をＤ₁ 、セル本体２０Ａと光検出部２０ｂとの間に設けたスリットｂの径をＤ₂ としたとき、１＞Ｄ₁ ＞０．７５で、且つ、Ｄ₂ ＞０．７５、好ましくは、Ｄ₂ ＞１となるように設定してある。尚、セル本体２０Ａ、透光窓２０Ｂ、側管２０Ｃは、何れも、透明ガラス製である。
【００２８】
上記の構成によれば、スリット径Ｄ₁ ，Ｄ₂ がセル本体２０Ａの内径１に対して何れも０．７５以上であり、光照射部２０ａからスリットａを経てフロー測光セル２０のセル本体２０Ａに照射され、反対側のスリットｂを経て光検出部２０ｂへと入射する光束の断面（直径）が、セル本体２０Ａの内径の割に、比較的広くなっているから、光束全体としての光量に占める血球残滓のゆらぎによる変動の割合が小さくなる。
【００２９】
また、光照射部２０ａ側のスリット径Ｄ₁ がセル本体２０Ａの内径より大きいと、スリットａを経て照射された光束の一部がセル本体２０Ａの肉厚内部を透過して誤差となるが、上記の構成によれば、光照射部２０ａ側のスリット径Ｄ₁ がセル本体２０Ａの内径以下であるから、このような誤差は生じない。
【００３０】
光照射部２０ａ側のホルダー２０により形成されるスリット径Ｄ₁ がセル本体２０Ａの内径と等しい場合、光照射部２０ａ、スリットａ、セル本体２０Ａの三者を正確に同芯状に配置しないと、光束の一部がセル本体２０Ａの肉厚内部を透過したり、セル本体２０Ａの内面で反射して、誤差となる可能性があるが、光照射部２０ａ側のスリット径Ｄ₁ がセル本体２０Ａの内径以下（１＞Ｄ₁ ）であるため、このような不都合も生じない。
【００３１】
従って、血球残滓のゆらぎによる測定信号への影響が減少し、光の一部がセル本体２０Ａの肉厚内部を透過したり、セル本体２０Ａの内面で反射することによる誤差も生ぜず、測定精度を向上することができる。
【００３２】
尚、光照射部２０ａ側のホルダー２０により形成されるスリット径Ｄ₁ は、セル本体２０Ａの内径以下であることが必要不可欠であるが、光検出部２０ｂには、光照射部２０ａ側のスリットａで絞られた光束以上の断面で入射することがないから、光検出部２０ｂ側のホルダー２０により形成されるスリット径Ｄ₂ には原理的に上限がない。むしろ、フロー測光セル２０の各部位の製造公差や組立誤差を考慮すると、光検出部２０ｂ側のスリットｂの径Ｄ₂ はセル本体２０Ａの内径より大きくするほうが、フロー測光セル２０の製造を容易ならしめる点で望ましい。
【００３３】
因に、実験によれば、次表の通りの結果が得られた。
【００３４】
【表１】
【００３５】
【表２】
【００３６】
表１，２において、１欄〜１０欄のデータは、１０回の実験により得られた実測値、ＭＥＡＮは、それらの平均値、Ｓ．Ｄ．は、標準偏差を示す。これらの表１，２から、セル本体２０Ａの内径を１とし、セル本体２０Ａと光照射部２０ａとの間に設けたスリットａの径をＤ₁ 、セル本体２０Ａと光検出部２０ｂとの間に設けたスリットｂの径をＤ₂ としたとき、Ｄ₂ が１．４３で、且つ、Ｄ1 が０．７７や０．８６である場合、標準偏差が小さいが、Ｄ₁ が０．７１や０．６４になると、標準偏差が極端に大きくなり、血球残滓のゆらぎによる測定信号への影響が大きく、実用可能な精度範囲での再現性が得られないこ とがわかる。また、Ｄ₁ が０．８６であっても、Ｄ₂ が０．７１になると、標準偏差が極端に大きくなり、同様に、実用可能な精度範囲での再現性が得られないことがわかる。
【００３７】
上記構成の全血血球免疫測定装置の動作について、測定手順の一例を示した図７〜図９をも参照しながら説明する。
【００３８】
まず、測定キー６をオンする（ステップＳ１）と、定位置にあるサンプリングノズル４０は、Ｒ２試薬の位置に移動し（ステップＳ２）、Ｒ２試薬を吸引する（ステップＳ３）。この試薬吸引の後、サンプリングノズル４０は、上方に移動し、サンプリングノズル洗浄器４３に供給される洗浄液としての希釈液によってその外面が洗浄される。その後、サンプリングノズル４０は、Ｒ２試薬の位置に復帰する。
【００３９】
次いで、サンプリングノズル４０は、Ｒ１試薬の位置に移動し（ステップＳ４）、Ｒ１試薬を吸引する（ステップＳ５）。この試薬吸引の後、サンプリングノズル４０は、上方に移動し、サンプリングノズル洗浄器４３に供給される洗浄液としての希釈液によってその外面が洗浄される。その後、サンプリングノズル４０はＲ１試薬の位置に復帰する。
【００４０】
そして、サンプリングノズル４０は、検体セット位置に移動し（ステップＳ６）、検体容器４内の検体（全血）３をＣＲＰ測定のために吸引する（ステップＳ７）。この検体吸引の後、サンプリングノズル４０は、上方に移動し、サンプリングノズル洗浄器４３に供給される洗浄液としての希釈液によってその外面が洗浄される。その後、サンプリングノズル４０は検体３の位置に復帰する。
【００４１】
そして、サンプリングノズル４０は、試料受容セル１９位置に移動し（ステップＳ８）、検体３、Ｒ１試薬、Ｒ２試薬を試料受容セル１９内に吐出する（ステップＳ９）。
【００４２】
しかる後、定注器２３が、ストロークａだけ、数回、摺動して、一回目の反応液の攪拌を行う（ステップＳ１０）。
【００４３】
前記吐出を終わったサンプリングノズル４０は、ＷＢＣセル３１位置に移動し（ステップＳ１１）、内部に残留している検体３、Ｒ１試薬、Ｒ２試薬を、ポンプ１７により供給された希釈液とともにＷＢＣセル３１内に吐出する。そして、サンプリングノズル４０は、サンプリングノズル洗浄器４３に供給される洗浄液としての希釈液によってその外面が洗浄される。この洗浄における廃液は、ＷＢＣセル３１に受け止められ、ポンプ１７により廃液容器１８に排出される。再度、サンプリングノズル洗浄器４３より希釈液をＷＢＣセル３１に供給し、ポンプ１７により廃液容器１８に排出することにより、ＷＢＣセル３１を洗浄する。なお、上記廃液の受け止めをＲＢＣセル３２によって行うようにしてもよい。
【００４４】
前記洗浄が終わったサンプリングノズル４０は、検体セット位置に移動し（ステップＳ１２）、検体容器４内の検体３をＣＢＣ測定のために吸引する（ステップＳ１３）。この検体吸引の後、サンプリングノズル４０は、上方に移動し、サンプリングノズル洗浄器４３に供給される洗浄液としての希釈液によってその外面が洗浄される。
【００４５】
前記洗浄が終わったサンプリングノズル４０は、ＷＢＣセル３１内に検体３を吐出する一方、希釈液容器１５内の希釈液が電磁弁部１２を介してＷＢＣセル３１内に所定量注入され、ＣＢＣ検体の一次希釈が行われる（ステップＳ１４）。
【００４６】
ＷＢＣセル３１位置にあるサンプリングノズル４０は、前記一次希釈されたＣＢＣ検体を所定量吸引して、ＲＢＣセル３２に移動し（ステップＳ１５）、前記吸引した一次希釈されたＣＢＣ検体をこのセル３２に吐出する（ステップＳ１６）とともに、希釈液容器１３内の希釈液が電磁弁部１０を介してＲＢＣセル３２内に所定量注入され、ＣＢＣ検体の二次希釈が行われる（ステップＳ１７）。
【００４７】
上記一次希釈、二次希釈を終わった後、溶血剤容器１６内の溶血剤が電磁弁部１２を介してＷＢＣセル３１内に所定量注入され、ＷＢＣとＨｇｂの測定が行われる一方、ＲＢＣセル３２ではＲＢＣとＰＬＴの測定が行われ（ステップＳ１８）、そのときのデータは信号処理部４８を経てＭＰＵ４６に取り込まれる。
【００４８】
前記測定が終わると、ＷＢＣセル３１とＲＢＣセル３２は希釈液で洗浄される（ステップＳ１９）。
【００４９】
上述したように、前記ステップＳ１１〜Ｓ１９は、血球計数測定部１１においてＣＢＣ測定が行われているが、この期間中（約６０秒間）は、試薬受容セル１９内において、検体３、Ｒ１試薬、Ｒ２試薬の間で溶血反応が進行するとともに、妨害物質が除去される。
【００５０】
そして、ＣＢＣ測定が終わると、ＲＢＣセル３２の位置にいたサンプリングノズル４０は、ＷＢＣセル３１の位置に移動し、ポンプ１７によって供給された希釈液でＷＢＣセル３１内面が洗い流すとともに、サンプリングノズル洗浄器４３に供給される洗浄液としての希釈液によってその外面が洗浄される。このときの廃液は、ＷＢＣセル３１に受け止められ、ポンプ１７によって廃液容器１８に排出される。そして、再度、サンプリングノズル洗浄器３９より希釈液をＷＢＣセル３１に供給し、ポンプ１７によって廃液容器１８に排出することでＷＢＣセル３１を洗浄する。その後、サンプリングノズル４０は、Ｒ３試薬の位置に移動し（ステップＳ２０）、Ｒ３試薬を吸引する（ステップＳ２１）。この試薬吸引の後、サンプリングノズル３６は試薬受容セル１９位置に移動し（ステップＳ２２）、Ｒ３試薬を試薬受容セル１９内に吐出し（ステップＳ２３）、Ｒ３試薬が前記検体３、Ｒ１試薬、Ｒ２試薬の反応液内に混入される。
【００５１】
前記Ｒ３試薬の吐出後、サンプリングノズル４０は、ＷＢＣセル３１の位置に移動し、ポンプ１７によって供給された希釈液でＷＢＣセル３１内面を洗い流すとともに、サンプリングノズル洗浄器４３に供給される洗浄液としての希釈液によってその外面が洗浄される。このときの廃液は、ＷＢＣセル３１に受け止められ、ポンプ１７によって廃液容器１８に排出される。そして、再度、サンプリングノズル洗浄器４３より希釈液をＷＢＣセル３１に供給し、ポンプ１７によって廃液容器１８に排出することでＷＢＣセル３１を洗浄する。
【００５２】
そして、定注器２３が、ストロークｂだけ、数回、摺動して、二回目の反応液の攪拌を行い（ステップＳ２４）、免疫反応が生じた時点で定注器２３が、再度、ストロークｂ端まで摺動することにより、反応液をフロー測光セル２０へと流通させて、ＣＲＰ測定が行われ（ステップＳ２５）、そのときのデータは信号処理部４８を経てＭＰＵ４６に取り込まれる。前記測定が終わると、試薬受容セル１９は希釈液で洗浄され（ステップＳ２６）、全ての測定が終わる（ステップＳ２７）。
【００５３】
前記ＭＰＵ４６においては、血球計数測定部１１において行われたＣＢＣ測定によって得られたデータに基づいてＲＢＣ（赤血球数）、赤血球容積（ＭＣＶ）、などの測定値が得られる。また、ＭＰＵ４６においては、免疫測定部１０において行われたＣＲＰ測定によって得られたデータに基づいて、所定時間当たりの吸光度変化を予め既知濃度の血清（または血漿）より求めておいた検量線から、全血中のＣＲＰ濃度が得られる。
【００５４】
この場合、ＣＲＰ測定については、ＣＢＣ測定と同様に検体３として抗凝固剤添加の全血を用いているため、この全血を用いることによって生ずる血漿成分容積誤差を補正する必要がある。そこで、ＣＢＣ測定によって得られるＲＢＣ（赤血球数）と赤血球容積（ＭＣＶ）とからヘマトクリット値（Ｈｃｔ）を求め、このヘマトクリット値を用いて、ＣＲＰ測定によって得られる全血中のＣＲＰ濃度を、下記の補正式によって補正し、血漿中のＣＲＰ濃度を求めるのである。
【００５５】
すなわち、全血中のＣＲＰ濃度をＡとし、ヘマトクリット値をＢとすると、血漿中のＣＲＰ濃度Ｃは、
Ｃ＝Ａ×１００／（１００−Ｂ）
なる式によって求められる。
【００５６】
前記ＭＰＵ４６によって得られた各測定値は、例えばＭＰＵ４６に内蔵されたメモリに記憶される一方、表示装置４９に項目別に表示されたり、プリンタ５０によって出力されたりする。
【００５７】
そして、上述したように、この発明の全血血球免疫測定装置においては、免疫測定部１０において溶血および妨害物質除去反応を起こさせている間に血球計数測定部１１においてＣＢＣ測定を行うようにしているので、ＣＲＰ測定およびＣＢＣ測定のトータル時間を短縮することができるとともに、前述したＣＲＰ測定によって得られる結果を、ＣＢＣ測定によって得られる結果によって行う補正をスムーズに行なえる。
【００５８】
【発明の効果】
この発明によれば、全血を検体としてラテックス免疫比濁法により免疫測定を行うためのフロー測光セルにおいて、血球残滓のゆらぎによる測定信号への影響を減少し、測定精度を向上することが可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】 この発明に係るラテックス免疫比濁法による免疫測定用フロー測光セルの説明図である。
【図２】 全血血球免疫測定装置の一例を、側面パネルを取り外した状態で示す斜視図である。
【図３】 前記全血血球免疫測定装置の全体の構成を概略的に示す図である。
【図４】 前記全血血球免疫測定装置の要部を上方から見た図である。
【図５】 前記全血血球免疫測定装置の要部の構成を概略的に示す図である。
【図６】 前記全血血球免疫測定装置に採用された反応液攪拌機構の説明図である。
【図７】 図８および図９とともに測定手順の一例を示すフローチャートである。
【図８】 図７に示した部分に続くフローチャートである。
【図９】 図８に示した部分に続くフローチャートである。
【符号の説明】
２０…フロー測光セル、２０Ａ…セル本体、２０Ｄ…ホルダー、２０ａ…光照射部、２０ｂ…光検出部、ａ，ｂ…スリット、Ｄ₁ ，Ｄ₂ …スリット径。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a flow photometric cell for performing immunoassay by latex immunoturbidimetry using whole blood as a specimen.
[0002]
[Prior art]
A method of performing immunoassay by latex immunoturbidimetry using whole blood as a sample is already known. In this method, since the specimen is whole blood, a blood centrifugation step as in the case of using serum or plasma as a specimen is not necessary, but turbidity due to red blood cells or the like significantly hinders optical measurement and is appropriate. It is necessary to use a sample in which whole blood is forcibly hemolyzed by a method that does not affect the immune reaction, such as addition of a hemolysis reagent.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the sample that has been hemolyzed, blood cell residues are present, and this is accompanied by Brownian motion, so that the light beam irradiated to the flow photometric cell enters and exits. It was considered difficult to improve measurement accuracy.
[0004]
In the flow photometric cell for performing immunoassay by latex immunoturbidimetry using whole blood as a specimen, an object of the present invention is to reduce the influence on the measurement signal due to fluctuations in blood cell residue and improve the measurement accuracy. .
[0005]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above-mentioned problems, in the present invention, a flow photometric cell for performing immunoassay by latex immunoturbidimetry using whole blood as a specimen, which is formed in a cylindrical shape and has a light transmission window at both ends. body is held in the holder in a state of being cut off from the outside light, and the light irradiation unit and the light detecting portion is provided at a position opposed to both ends transparent window of the cell body, and 1 the inner diameter of the cell body, the D ₁ diameter of slits provided between the cell body and the light irradiation unit formed by the holder, the diameter of the slit provided between the cell body and the light detecting portion is formed by the holder D ₂ In this case, 1> D ₁ > 0.75 and D ₂ > 0.75 are set .
[0006]
According to the above configuration, the slit diameters D ₁ and D ₂ are both 0.75 or more with respect to the inner diameter 1 of the cell body, and the flow metering cell is irradiated from the light irradiation section through the slit, and the slit on the opposite side Since the cross-section (diameter) of the light beam incident on the photodetection section after passing through is relatively wide for the inner diameter of the cell body, the rate of fluctuation due to fluctuations in blood cell residue in the light amount of the entire light beam is small. (Averaged).
[0007]
Further, a slit diameter D ₁ of the light irradiation portion side is larger than the inner diameter of the cell body, a part of the light emitted through the slit is error through the internal thickness of the cell body, the structure of the According, since the slit diameter D ₁ of the light irradiation portion is less than the inner diameter of the cell body, it does not occur such an error. Also, if the slit diameter D ₁ of the light irradiation side is equal to the inner diameter of the cell body, the light irradiation unit, a slit, when not disposed tripartite of the cell body to accurately coaxially, part of the light flux of the cell body Although there is a possibility that an error occurs due to transmission through the inside of the wall thickness or reflection from the inner surface of the cell body, the slit diameter D ₁ on the light irradiation part side is equal to or smaller than the inner diameter of the cell body (1> D ₁ ). Such inconvenience is also avoided.
[0008]
Therefore, the influence on the measurement signal due to fluctuations in blood cell residue is reduced, and there is no error caused by part of the light passing through the thickness of the cell body or reflecting off the inner surface of the cell body, improving measurement accuracy. It can be done.
[0009]
The slit diameter D ₁ on the light irradiation part side is indispensable to be equal to or smaller than the inner diameter of the cell body, but the light detection part is incident on a cross section larger than the light beam narrowed by the slit on the light irradiation part side. there is no necessity to no upper limit in principle to the slits diameter D ₂ of the light detector side. Rather, in view of the manufacturing tolerances and assembly errors of each part of the flow metering cell, the slit diameter D ₂ of the light detecting unit side should be larger than the inner diameter of the cell body is desirable in that makes it easier to manufacture the flow metering cell.
[0010]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the invention will be described with reference to the drawings. 1 to 9 show a whole blood blood cell immunoassay apparatus employing a flow photometric cell for immunoassay by latex immunoturbidimetry according to the present invention.
[0011]
First, FIG. 2 is a perspective view of the whole blood cell immunoassay device shown with the side panel removed, and FIG. 3 is a diagram schematically showing the overall configuration of this whole blood cell immunoassay device. FIG. 4 is a view of the main part of the whole blood cell immunity measuring apparatus as viewed from above, and FIG. 5 is a diagram schematically showing the configuration of the main part of the whole blood cell immunity measuring apparatus.
[0012]
In these drawings, reference numeral 1 denotes an apparatus case, and on the front surface portion 2 side, a sample setting portion 5 for setting a sample container 4 containing whole blood 3 as a sample is recessed inward. ing. Reference numeral 6 denotes a measurement key configured by a door 7 that opens and closes the sample setting unit 5, and is configured to be turned on (switch ON) when the door 7 is closed. The door 7 is configured to open and close by swinging in the front-rear direction with the lower end side as a fulcrum. Inside the door 7, a plurality of sample containers 4 of different sizes can be selected and set on the upper surface. The specimen container holder 8 in which the holes are formed is provided so as to be rotatable around the vertical axis and to be swingable in the front-rear direction integrally with the door 7.
[0013]
Then, below the side surface portion 9 of the device case 1, an immunoassay unit 10 that performs immunoassay and a blood cell count measurement unit 11 that performs blood cell measurement are arranged in a straight line as viewed from the front side, in order from the side close to the front surface 2. In addition to being disposed, an electromagnetic valve portion 12 including a plurality of electromagnetic valves 12a is provided. In addition, linearly between the specimen setting unit 5 and the blood cell counting / measuring unit 11 along the immunological measuring unit 10 and the blood cell counting / measuring unit 11 arranged in a straight line above the side surface part 9. A probe unit section 13 is provided as a moving sampling mechanism.
[0014]
In FIG. 3, 14 is a potting device, 15 is a diluent container, 16 is a hemolytic reagent container, 17 is a liquid discharge pump, and these 15 to 17 are all connected to the electromagnetic valve section 12. Reference numeral 18 denotes a waste liquid container connected to the pump 17.
[0015]
In this embodiment, the immunoassay unit 10 is configured to measure CRP (C-reactive protein which is an acute phase protein) by latex immunoturbidimetry. That is, in FIGS. 3 and 5, reference numeral 19 denotes a reagent receiving cell having an open top surface. At the bottom of the sample receiving cell 19, a light irradiation unit 20a made of a light emitting diode and a light detection unit 20b made of a photodiode are provided on both sides. The CRP measurement flow photometric cell 20 provided is connected via a flow path 21. A liquid feeder is connected to the outlet 22 of the flow photometric cell 20 via a three-way solenoid valve 12b. The downstream side of the three-way solenoid valve 12 b is connected to the pump 17 via the solenoid valve portion 12. Reference numerals 24, 25, and 26 denote reagent containers containing reagents used for CRP measurement, which are hemolytic reagent (hereinafter referred to as R1 reagent), buffer solution (hereinafter referred to as R2 reagent), and anti-human CRP-sensitized latex immunoreagent (respectively). Hereinafter referred to as R3 reagent).
[0016]
The reagent receiving cell 19 and the reagent containers 24 to 26 are arranged in a straight line with respect to the setting position of the sample container 4 in the sample setting unit 5, and the reagent receiving cell 19 and the reagent containers 24 to 26 are vertically moved by a solenoid 27. It is configured to be collectively opened and closed by a lid 28 that swings in the direction. Reference numeral 29 denotes a cooler box including an electronic cooler 30 made of, for example, a Peltier element, and in the illustrated example, reagent containers 25 and 26 containing reagents R2 and R3 are accommodated.
[0017]
In addition, the metering device 23 not only controls the operation of circulating the reaction solution (immune measurement reagent and whole blood sample) in the sample receiving cell 19 to the flow photometric cell 20 during CRP measurement, but also the sample receiving cell. 19 and the flow photometric cell 20 constitute the following reaction liquid stirring mechanism. That is, as shown in FIG. 6, in the state in which the reaction solution is accommodated in the sample receiving cell 19, the potter 23 slides several times before the CRP measurement, so that the inside of the sample receiving cell 19 The reaction solution is reciprocated back and forth across the sample receiving cell 19 and the flow photometric cell 20.
[0018]
More specifically, the dispenser 23 is configured such that its sliding stroke is controlled, and the R1 reagent, the R2 reagent, and the specimen (whole blood) 3 are accommodated in the sample receiving cell 19. At this time, the three-way solenoid valve 12b communicates the flow metering cell 20 and the meter 23 with the stroke a set corresponding to the total amount L1 several times (for example, three times). in state, by sliding, the reaction liquid by reciprocating back and forth, performs stirring for first-time reaction, at the time the R3 reagent was added to the reaction solution, corresponding to their total L ₂ The dispenser 23 is slid several times (for example, three times) to the end of the stroke b set as described above, so that the reaction liquid is reciprocated back and forth to perform the second stirring. .
[0019]
At the time of CRP measurement, the dispenser 23 is slid once to the end of the stroke b, and the reaction solution is circulated through the flow photometric cell 20. The stroke of the dispenser 23 and the lengths of the flow paths 21, 22 are such that when the dispenser 23 slides to the end of the stroke b, the foremost end P of the reaction liquid in the flow paths 21, 22 is a three-way solenoid valve. Positioned upstream of 12b (between the three-way solenoid valve 12b and the flow photometric cell 20), the tail Q is upstream of the flow photometric cell 20 (in the illustrated example, in the flow path 21 and in the sample receiving cell 19). It is set to be located near the exit. In this state, the three-way solenoid valve 12b switches the flow path to shut off the potter 23, and the flow path before and after the three-way solenoid valve 12b (the flow metering cell 20 side flow path and the pump 17 side). When the flow path is communicated, the pump 17 sucks the reaction liquid in the flow path and discharges it to the waste liquid container 18.
[0020]
According to this reaction liquid stirring mechanism, when the reaction liquid reciprocates back and forth across the sample receiving cell 19 and the flow photometric cell 20, the connection between the sample receiving cell 19 and the flow channel 21, the inlet and the outlet of the flow photometric cell 20 are performed. Since the cross section of the flow path has changed, the reaction liquid has turbulent flow at these portions where the cross section of the flow path changes as shown in FIG. Will be performed efficiently.
[0021]
Next, in this embodiment, the blood cell count measurement unit 11 performs WBC (white blood cell count), RBC (red blood cell count), PLT (platelet count), MCV (red blood cell volume), Hct (hematocrit value) by an electrical resistance method. ), And Hgb (hemoglobin concentration) and the like are measured by absorptiometry in the cyanmethemoglobin method. That is, in FIG. 3, 31 is a WBC / Hgb blood cell counting measurement cell (hereinafter simply referred to as a WBC cell), measuring electrodes 31a and 31b for measuring WBC, a light irradiation unit 31c for measuring Hgb, and a light receiving unit. 31d. Reference numeral 32 denotes an RBC / PLT blood cell counting measurement cell (hereinafter simply referred to as an RBC cell), which includes measurement electrodes 32a and 32b for measuring RBC and PLT. As shown in FIG. 4, these cells 31 and 32 are arranged so as to be aligned with the reagent receiving cell 19 and the reagent containers 24 to 26 in the immunoassay unit 10. The WBC cell 31 also serves as a waste liquid chamber for cleaning a sampling nozzle 40 described later.
[0022]
Furthermore, the probe unit unit 13 is configured as follows, for example. That is, in FIGS. 2 and 4, reference numeral 33 denotes a nozzle unit, and this nozzle unit 33 is appropriately connected to a timing belt 35 provided in a horizontal direction so as to follow a base member 34 erected vertically. It is fixed by the member 36, and is configured so as to be able to reciprocate in the horizontal direction.
[0023]
More specifically, the nozzle unit 33 is arranged between the sample setting unit 5 and the blood cell counting / measuring unit 11 for measuring blood cells, in the immunological measuring unit 10 arranged in line with the sample container 4 and the blood cell counting / measuring unit 11. The reagent containers 24 to 26, the reagent receiving cell 19, the WBC cell 31, and the RBC cell 32 are configured to reciprocate substantially directly above. Reference numeral 37 denotes a motor for driving the timing belt 35, and reference numeral 38 denotes a pair of guide members for guiding a guided member 39 provided in the nozzle unit 33, which are attached to the base member 34 via appropriate members. .
[0024]
Reference numeral 40 denotes a sampling nozzle, which is attached to a nozzle holder 42 that moves up and down in the nozzle unit 33 by a timing belt 41. The front end side (lower end side) of the sampling nozzle 40 is configured such that a sampling nozzle cleaner 43 provided in the nozzle unit 33 is inserted to clean the outer periphery of the front end portion. Reference numeral 44 denotes a motor for driving the timing belt 41. A sensor 45 detects whether or not the sampling nozzle 40 is at the home position (fixed position).
[0025]
In FIG. 3, 46 is a microcomputer (MPU) as a control / arithmetic device that comprehensively controls each part of the apparatus and performs various calculations using outputs from the immunoassay unit 10 and the blood cell count measurement unit 11. , 47 is a driver that sends drive signals to the motor 37, 44 and the like of the electromagnetic valve unit 12 and the probe unit unit 13 based on a command from the MPU 46, and 48 processes output signals from the immunoassay unit 10 and the blood cell count measurement unit 11. The signal processing unit 49 to be sent to the MPU 46, 49 is a device for displaying the results obtained by processing in the MPU 46, for example, a color display, and 50 is a printer as an output device.
[0026]
In FIG. 3, the dotted line indicates the flow of the specimen 3 and various reagents, the slightly thick dashed line indicates the control signal, and the thin dashed line indicates the signal flow obtained by the measurement.
[0027]
In the embodiment of the present invention, in the whole blood cell immunoassay apparatus, the flow photometric cell 20 is configured as follows. That is, as shown in FIG. 1, the cell main body 20A of the flow photometric cell 20 is formed in a cylindrical shape and has translucent windows 20B and 20B at both ends. 20C and 20C are side pipes connected to both ends of the cell body 20A. Between the cell body 20A and the light irradiation unit 20a, and between the cell body and the light detection unit 20b, slits a and b formed by holders 20D that hold the cell body 20A in a state of being shielded from external light, respectively. Is provided. The inner diameter of the cell body 20A is set to ₁ , the diameter of the slit a provided between the cell body 20A and the light irradiation unit 20a is D ₁ , and the slit b provided between the cell body 20A and the light detection unit 20b. when the diameter is D _2, with _1> D _1> 0.75, and, D _2> 0.75, Aru preferably set such that D _2> 1. The cell main body 20A, the translucent window 20B, and the side tube 20C are all made of transparent glass.
[0028]
According to the above configuration, the slit diameters D ₁ and D ₂ are both 0.75 or more with respect to the inner diameter 1 of the cell main body 20A, and the cell main body 20A of the flow photometric cell 20 passes through the slit a from the light irradiation unit 20a. The cross section (diameter) of the light beam incident on the light detection unit 20b through the slit b on the opposite side is relatively wide relative to the inner diameter of the cell main body 20A. The rate of fluctuation due to fluctuations in blood cell residue is reduced.
[0029]
Further, a slit diameter D ₁ of the light irradiation portion 20a side is larger than the inner diameter of the cell body 20A, a part of the light beam irradiated through the slit a is error through the internal thickness of the cell body 20A, According to the above arrangement, since the slit diameter D ₁ of the light irradiation portion 20a side is equal to or less than the inner diameter of the cell body 20A, such an error does not occur.
[0030]
If the slit diameter D ₁ formed by the light irradiation unit 20a side of the holder 20 is equal to the inner diameter of the cell body 20A, the light irradiation unit 20a, the slits a, if not arranged tripartite cell body 20A to accurately concentrically , or part of the light beam is transmitted through the internal thickness of the cell body 20A, is reflected by the inner surface of the cell body 20A, there is a possibility that an error, the slit diameter D ₁ of the light irradiation unit 20a side cell body Such an inconvenience does not occur because the inner diameter is 20 A or less (1> D ₁ ).
[0031]
Therefore, the influence on the measurement signal due to the fluctuation of the blood cell residue is reduced, and there is no error due to a part of the light passing through the wall thickness of the cell body 20A or being reflected by the inner surface of the cell body 20A. Can be improved.
[0032]
The slit diameter D ₁ formed by the holder 20 on the light irradiation unit 20a side is indispensable to be equal to or smaller than the inner diameter of the cell body 20A, but the light detection unit 20b has a slit on the light irradiation unit 20a side. there is no necessity incident at focused light beam or more cross-section a, there is no upper limit in principle to the slits diameter D ₂ formed by the light detection unit 20b side of the holder 20. Rather, easy considering the manufacturing tolerances and assembly errors of each part of the flow metering cell 20, the diameter D ₂ of the slit b of the light detection unit 20b side is better larger than the inner diameter of the cell body 20A, the production of flow metering cell 20 Desirable in terms of leveling.
[0033]
Incidentally, according to the experiment, the results shown in the following table were obtained.
[0034]
[Table 1]
[0035]
[Table 2]
[0036]
In Tables 1 and 2, the data in columns 1 to 10 are actually measured values obtained by 10 experiments, MEAN is their average value, S.I. D. Indicates standard deviation. From Tables 1 and 2, assuming that the inner diameter of the cell body 20A is ₁ , the diameter of the slit a provided between the cell body 20A and the light irradiation unit 20a is D ₁ , and between the cell body 20A and the light detection unit 20b. when the diameter of the slit b was D ₂ provided, in D ₂ 1.43, and, if D1 is 0.77 or 0.86, although the standard deviation is small, D ₁ is 0.71 Ya becomes 0.64, the standard deviation becomes extremely large, great influence on the measurement signal due to fluctuations of blood residues, reproducibility in practical accuracy range is obtained seen that there are no. Even if D ₁ is 0.86, it can be seen that when D ₂ is 0.71, the standard deviation becomes extremely large, and similarly, reproducibility within a practical accuracy range can not be obtained.
[0037]
The operation of the whole blood cell immunity measuring apparatus having the above configuration will be described with reference to FIGS.
[0038]
First, when the measurement key 6 is turned on (step S1), the sampling nozzle 40 located at a fixed position moves to the position of the R2 reagent (step S2) and sucks the R2 reagent (step S3). After this reagent suction, the sampling nozzle 40 moves upward, and the outer surface thereof is cleaned with a diluent as a cleaning liquid supplied to the sampling nozzle cleaner 43. Thereafter, the sampling nozzle 40 returns to the position of the R2 reagent.
[0039]
Next, the sampling nozzle 40 moves to the position of the R1 reagent (step S4) and sucks the R1 reagent (step S5). After this reagent suction, the sampling nozzle 40 moves upward, and the outer surface thereof is cleaned with a diluent as a cleaning liquid supplied to the sampling nozzle cleaner 43. Thereafter, the sampling nozzle 40 returns to the position of the R1 reagent.
[0040]
Then, the sampling nozzle 40 moves to the sample setting position (step S6), and sucks the sample (whole blood) 3 in the sample container 4 for CRP measurement (step S7). After the sample suction, the sampling nozzle 40 moves upward, and the outer surface thereof is cleaned with a diluent as a cleaning liquid supplied to the sampling nozzle cleaner 43. Thereafter, the sampling nozzle 40 returns to the position of the specimen 3.
[0041]
Then, the sampling nozzle 40 moves to the position of the sample receiving cell 19 (step S8), and discharges the specimen 3, R1 reagent, and R2 reagent into the sample receiving cell 19 (step S9).
[0042]
Thereafter, the potter 23 slides several times for the stroke a to stir the reaction solution for the first time (step S10).
[0043]
The sampling nozzle 40 that has finished discharging moves to the position of the WBC cell 31 (step S11), and the specimen 3, R1 reagent, and R2 reagent remaining inside the WBC cell 31 together with the diluent supplied by the pump 17 are used. Discharge inside. Then, the outer surface of the sampling nozzle 40 is cleaned with a diluent as a cleaning liquid supplied to the sampling nozzle cleaner 43. The waste liquid in this cleaning is received by the WBC cell 31 and discharged to the waste liquid container 18 by the pump 17. Again, the diluent is supplied from the sampling nozzle cleaner 43 to the WBC cell 31 and discharged to the waste liquid container 18 by the pump 17, thereby cleaning the WBC cell 31. The waste liquid may be received by the RBC cell 32.
[0044]
After the cleaning, the sampling nozzle 40 moves to the sample setting position (step S12), and sucks the sample 3 in the sample container 4 for CBC measurement (step S13). After the sample suction, the sampling nozzle 40 moves upward, and the outer surface thereof is cleaned with a diluent as a cleaning liquid supplied to the sampling nozzle cleaner 43.
[0045]
After the cleaning, the sampling nozzle 40 discharges the specimen 3 into the WBC cell 31, while a predetermined amount of the diluent in the diluent container 15 is injected into the WBC cell 31 via the electromagnetic valve section 12, and the CBC specimen is injected. Primary dilution is performed (step S14).
[0046]
The sampling nozzle 40 located at the position of the WBC cell 31 sucks a predetermined amount of the primary diluted CBC sample and moves to the RBC cell 32 (step S15). The suctioned primary diluted CBC sample is transferred to the cell 32. At the same time as discharging (step S16), a predetermined amount of the diluent in the diluent container 13 is injected into the RBC cell 32 via the electromagnetic valve unit 10, and secondary dilution of the CBC sample is performed (step S17).
[0047]
After the primary dilution and the secondary dilution are finished, a predetermined amount of hemolytic agent in the hemolytic agent container 16 is injected into the WBC cell 31 through the electromagnetic valve unit 12, and WBC and Hgb are measured, while the RBC cell In 32, RBC and PLT are measured (step S18), and the data at that time is taken into the MPU 46 through the signal processing unit 48.
[0048]
When the measurement is finished, the WBC cell 31 and the RBC cell 32 are washed with a diluent (step S19).
[0049]
As described above, in steps S11 to S19, CBC measurement is performed in the blood cell counter measurement unit 11, and during this period (about 60 seconds), the sample 3, R1 reagent, As the hemolysis proceeds between the R2 reagents, interfering substances are removed.
[0050]
When the CBC measurement is completed, the sampling nozzle 40 located at the position of the RBC cell 32 moves to the position of the WBC cell 31, and the inner surface of the WBC cell 31 is washed away with the diluent supplied by the pump 17, and the sampling nozzle washer The outer surface is cleaned by a diluent as a cleaning liquid supplied to 43. The waste liquid at this time is received by the WBC cell 31 and discharged to the waste liquid container 18 by the pump 17. Then, again, the diluent is supplied from the sampling nozzle cleaner 39 to the WBC cell 31 and is discharged to the waste liquid container 18 by the pump 17, thereby cleaning the WBC cell 31. Thereafter, the sampling nozzle 40 moves to the position of the R3 reagent (step S20) and sucks the R3 reagent (step S21). After this reagent aspiration, the sampling nozzle 36 moves to the reagent receiving cell 19 position (step S22), discharges the R3 reagent into the reagent receiving cell 19 (step S23), and the R3 reagent is the sample 3, R1 reagent, R2 It is mixed in the reaction solution of the reagent.
[0051]
After the discharge of the R3 reagent, the sampling nozzle 40 moves to the position of the WBC cell 31 and flushes the inner surface of the WBC cell 31 with the diluent supplied by the pump 17, and as a cleaning liquid supplied to the sampling nozzle cleaning device 43. The outer surface is washed with the diluent. The waste liquid at this time is received by the WBC cell 31 and discharged to the waste liquid container 18 by the pump 17. Then, the diluent is again supplied from the sampling nozzle cleaner 43 to the WBC cell 31, and is discharged to the waste liquid container 18 by the pump 17, thereby cleaning the WBC cell 31.
[0052]
Then, the dispenser 23 slides several times for the stroke b and stirs the reaction solution for the second time (step S24). When the immune reaction occurs, the dispenser 23 again performs the stroke. By sliding to the b end, the reaction solution is circulated to the flow photometric cell 20 to perform CRP measurement (step S25), and the data at that time is taken into the MPU 46 through the signal processing unit 48. When the measurement is finished, the reagent receiving cell 19 is washed with a diluent (step S26), and all the measurements are finished (step S27).
[0053]
In the MPU 46, measurement values such as RBC (red blood cell count), red blood cell volume (MCV), and the like are obtained based on data obtained by CBC measurement performed in the blood cell counting measurement unit 11. In addition, in the MPU 46, based on the data obtained by the CRP measurement performed in the immunoassay unit 10, the absorbance change per predetermined time is obtained from a calibration curve obtained in advance from serum (or plasma) at a known concentration, A CRP concentration in whole blood is obtained.
[0054]
In this case, since CRP measurement uses whole blood to which an anticoagulant is added as the specimen 3 as in CBC measurement, it is necessary to correct a plasma component volume error caused by using this whole blood. Therefore, a hematocrit value (Hct) is obtained from RBC (red blood cell count) and red blood cell volume (MCV) obtained by CBC measurement, and using this hematocrit value, CRP concentration in whole blood obtained by CRP measurement is expressed as follows. It is corrected by the correction formula to obtain the CRP concentration in plasma.
[0055]
That is, if CRP concentration in whole blood is A and hematocrit value is B, CRP concentration C in plasma is
C = A × 100 / (100−B)
It is calculated by the following formula.
[0056]
Each measured value obtained by the MPU 46 is stored in, for example, a memory built in the MPU 46, while being displayed on the display device 49 by item or output by the printer 50.
[0057]
As described above, in the whole blood cell immunoassay device of the present invention, the CBC measurement is performed in the blood cell counting unit 11 while the immune measuring unit 10 causes the hemolysis and interfering substance removal reaction. Therefore, the total time of CRP measurement and CBC measurement can be shortened, and the result obtained by the CRP measurement described above can be smoothly corrected by the result obtained by the CBC measurement.
[0058]
【The invention's effect】
According to the present invention, in a flow photometric cell for performing immunoassay by latex immunoturbidimetry using whole blood as a specimen, it is possible to reduce the influence on the measurement signal due to fluctuations in blood cell residue and improve the measurement accuracy. It is.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an explanatory diagram of a flow photometric cell for immunoassay by latex immunoturbidimetry according to the present invention.
FIG. 2 is a perspective view showing an example of a whole blood blood cell immunoassay device with a side panel removed.
FIG. 3 is a diagram schematically showing an overall configuration of the whole blood blood cell immunoassay device.
FIG. 4 is a view of the main part of the whole blood blood cell immunoassay device as viewed from above.
FIG. 5 is a diagram schematically showing a configuration of a main part of the whole blood blood cell immunity measuring apparatus.
FIG. 6 is an explanatory diagram of a reaction liquid stirring mechanism employed in the whole blood blood cell immunoassay apparatus.
7 is a flowchart showing an example of a measurement procedure together with FIGS. 8 and 9. FIG.
FIG. 8 is a flowchart following the portion shown in FIG. 7;
FIG. 9 is a flowchart following the portion shown in FIG. 8;
[Explanation of symbols]
20 ... flow metering cell, 20A ... cell body, 20D ... holder, 20a ... light irradiation portion, 20b ... light detection unit, a, b ... slit, D _1, D ₂ ... slit size.

Claims (1)

全血を検体としてラテックス免疫比濁法により免疫測定を行うためのフロー測光セルであって、円筒状に形成され、両端に透光窓を有するセル本体が外部光から遮断した状態でホルダーに保持され、このセル本体の両端透光窓に対向する位置に光照射部及び光検出部が設けられており、前記セル本体の内径を１とし、前記ホルダーによって形成されて前記セル本体と光照射部との間に設けたスリットの径をＤ₁ 、前記ホルダーによって形成されて前記セル本体と光検出部との間に設けたスリットの径をＤ₂ としたとき、１＞Ｄ₁ ＞０．７５で、且つ、Ｄ₂ ＞０．７５となるように設定していることを特徴とするラテックス免疫比濁法による免疫測定用フロー測光セル。A flow photometric cell for immunoassay using latex immunoturbidimetry using whole blood as a specimen, and is formed in a cylindrical shape, and the cell body with translucent windows at both ends is held in a holder while being shielded from external light A light irradiating part and a light detecting part are provided at positions opposite to the light transmitting windows at both ends of the cell main body, the inner diameter of the cell main body is 1, and the cell main body and the light irradiating part are formed by the holder. when the diameter of the slit provided D _1, the diameter of the slit provided between the cell body and the light detecting portion is formed by the holder and the D ₂ between, _1> D 1> 0.75 in, and, D _2> 0.75 and made as flow metering cell for immunoassay according to latex turbidimetric immunoassay, characterized in that set.

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