专利名称：用于测定流体性质和/或其组成的装置的利记博彩app
用于测定流体性质和/或其组成的装置技术领域在本发明的上下文中有时会提到，HBX光i普分析是一种测定 流体(如悬浮液和/或溶液物质)的化学、物理以及其它性质的基本 方法。在所选冲奪的波长范围内的光吸收的光i普测定是一种成熟的标 准方法，用于测定流体中的物质和/或物质在测量时的实际一犬况。该 方法已被普遍应用于人血分析的医疗技术。尽管本发明也适用于在技术条件使得本方法可应用的领域)，但本专利申请将进一步集中 于并描述血液，尤其是用于医疗目的的人血。
背景技术：
血液通常一皮描述为一种复杂的红色液体，其由一个亮黄色部 分、血浆和血浆中的血细胞，主要是红细胞的悬浮物构成。成人的 血量大约为5升，其中40%到50%是红细胞。红细胞和血浆的比率 为血细胞比容。血浆主要包括含有蛋白质、糖、维生素、激素类酶 等的水。血细胞主要^皮分为三种，红细月包(红血i求)的大小主要为 0.007 mm,通常在全血中的含量为4-5百万/mm3。红细"包具有一种 像气球一样的薄膜，其中含有水和高浓度的多种形式的血红蛋白 (Hb),这些物质可以与氧结合并在循环中释力文氧和二氧化石友。在成人的每100ml血液中通常含有大约13-15克的血红蛋白， 相当于400-5 00万个红细力包。甚至乂人人体获得的才及少的血液样本都 含有足够量的用于测定以确定血液中某些性质和状况的血细月包。血红蛋白的值是血液向其它组织输氧能力的量度和对患者进 行诊断的参数。血红蛋白的值还是血库中主要的安全和质量参数， 在血库中，储存血液以用于输血目的，以及收集血液作为原料用于 基于血液的工业目的。血浆中的许多其它物质，例如葡萄糖，与血红蛋白一样是通过 光度测定法测定的。通常，对血液中的物质含量、活性和状况(condition )的测定是用于确定患者^建康卩犬况的基本i貪断方法。现在，血红蛋白测定是世界上最常用的诊断测试中的一种。通 过使用不同的方法(从最基本的基于硫酸铜的方法，到使用先进的 血液分析〗义的全血细力包计凄t的方法)进4于了凄t十亿次的测试。全世 界大部分人在一生中都会经历一次或几次这样的测试。考虑到现在 的世界人口已达60亿并还在增加，对于低成本、高质量的血红蛋 白和其它参^:的4全测的需求非常大。在现在进行的所有测试中，许多都得益于对安全性和准确性的 高要求。相应于这些要求，使用光度测定法(光测法)的局限很可 能在于时间和费用方面。适用于大批量生产的优选的测试方法必须 在既保持质量、又容易使用、而且在较粗糙条件的框架下，能够不范。基本上并且不包括所谓的对于血红蛋白的无创测量方法，血红 蛋白测定的费用由下列因素构成(不包括采样)一测定时间一材#+/—次性井毛材
一设备，(购买、使用，维护、^^交准、寿命等)一除此之外，对于所有毛细管方法基本相同的采^^羊的费用(其 比用管子进行静"永/动力永采样要便宜)。单一血红蛋白测试的主要用户为输血中心，红十字会是全国最 大的使用此测试的机构。在大多数国家，献血前都要强制检查血红 蛋白的值。在一些国家，同样要求强制性检查血红蛋白值的领域是 母性保健。用于单一血红蛋白测定(Hb-measurement)的最好和最常用的 技术是使用光度测定法。通常是具有特定波长的光穿过一个含有样 本的小室(比色亚)。这些比色皿可以具有不同的大小和形状并经 常是专门设计的。血液吸收部分的光，而测定透过的光并计算血红 蛋白的4直，并以稳、定和并青确的方式显示出来。血红蛋白测定可以以不同的方式进4亍。可以用多波长直4妄测定 血红蛋白分数(成分，Hb-fractions),或者可以在通过化学方法将 全鲁卩血纟工蛋白專争变成颜、色牙急定的纟各合4勿，例i口 acidmetemoglobin之 后，用一种或两种波长进行间接测定。对于这些方法常见的是，在 溶血、石皮石卒细胞膜以形成血红蛋白;容液之后进行测定。在不溶解红细胞的情况下测定血红蛋白也是可能的。这种测试 可以随时进^亍，其节省时间而且易于l喿作，然而这却带来了巨大的 技术挑战。含有完整红细胞的全血是一种具有4艮强散射光趋向的胶 状悬浮液，如果没有用正确的方法处理就会严重干4尤测试。必须重 牙见将散射效应减至最^氐。总Hb的间接测试—皮用于大多数当今市场上不太复杂类型的普 通系统中。其使用制备有用于溶血和通常在一分钟内将血红蛋白转
化成颜色稳定的络合物的试剂的比色皿，因此能够避免散射效应j旦同时没有不同Hb分数的技术要求(specification )。成功使用这种方 法的系统已经在市场存在20年以上，其它来自德、国和美国的几乎 相同的系统也已经在近期4,向市场。在美国，已开发出一个更加复杂和精密的方法并被授予专利 权。它是基于对血红蛋白分数(成分)的直接测试，称为在无变化 的(unaltered)全血中的CO-血氧测定(CO-Oximetry )。该方法是 基于对全血的多波长测试，其中通过在光度计中^吏用大的传感器4吏 散射效应最小化，同时也收集散射光。使用算法来计算和区分Hb 分数。本系统中使用较大的和较贵的一次性比色皿，就复杂度 (sophistication )禾W介才各而言，本系纟充不适于大量销售。上述一是到的和市场上在售的系统都具有良好的特性， <旦也具有 一些可以通过新技术、新部件和新思想克服的不足。这些不足包括 每次测试的相对高的成本、时间消耗和装有试剂的比色i的储存 期，其中的试剂是对湿度十分敏感的盐，由此会导致不准确的测量 的风险。微量比色皿是一种小的比色皿，尺寸为一平方厘米至几平方厘 米。比色皿是一种液体容器，其一皮置于合适的位置，以1"更光透过和 透射光的测量。比色皿具有一个狭缝形状的特殊的腔，血样纟皮》文置 在狭缝处并<吏光/人中穿过。例如Hb-成分的物质具有光吸收/透射、 偏转、折射指数等的特定性质。这些性质对于不同的Hb成分，例 如与氧结合的Hb是已知的。因此，透射光的表征是通过从样品的 物质中发出的光的吸收和反射，以及当光穿过样品时与诸如细胞之 类的粒子碰撞而发生的散射。在透射光中搜索的信息主要是吸收一 并且对于血红蛋白的情况，其表现出与所选择的He成分，例如氧 々包和度有关。
每一种选l奪的波长都有助于得到信息并给出关于某一种HB分数的其它信息。特别有用的波长是各自的最大、最小吸收波长(absorption max respective min ) ,口戶斤i胃的等吸4丈,^;皮长。总透射光 由复合光构成，并且散射效应使测量结果的解析甚至更复杂。发明内容本发明将从下文的技术角度(理论、光学和信息处理)加以概 括地描述。此外，对于附图，图l示出了手持式的仪器，图2示出 了光学几何路线(光学几何图形)，图3示出了信号处理的示意图， 图4和图5示出了 HBX对在认可合才各的(accredited )实—验室中参比测量的4交准。在HBX中， 一种新的方式被选择用于消除不需要的散射效应， 这种方式与先前的溶血和l吏用巨大的感应器来优化引入的光有所 不同。在测定过禾呈中血液无变4匕。这一点十分重要，因为还可以在 血浆中无石皮坏i也进^^寺续测定，并且测定只需要一秒4中。光/人红细 胞中的散射影响测定的问题可以通过光传导部件和比色皿的光学 几何路线设计、使到达检测器的散射光最小化而加以解决。下面进 ^f亍i羊纟田4结述。HBX也是基于下列的一种新结合搜到的信息、选择的光源、 比色皿类型、分光光度计的选4奪、测定操作程序，和为了此目的和 数学算法而被优化的信号处理。本发明包括3个主要部分，以下对 每一部分进行描述并附有附图。光学几刊7各线在本发明中散射问题的解决是基于光散射的基本理论(参见 Twersky, V. Absorption and multiple scattering by biological
suspensions. J. Opt. Soc. Am. 60:1084-1093, 1970 ),在本文中是对于 含有悬浮物质的流体。这种来自于理论的备选方案通过在所选纟奪的 光学/ZU可程序(geometrical procedure )下的实际4犬况来确定的。该 设计与到达光度计检测器的散射光的量有关。通过使用选择角度的光来安排去往和来自比色皿的光路，可以 阻止散射光到达光度计的检测器，或将散射光降低到最小和可计算 的水平。通过将测量区域的尺寸减小到光路的大小，同时严格限制 从所述光路到该测量对象和从该测量对象到光度计的可能的光的 偏转，以达到最优效果。在原理上，该4支术的设计与上面提到的美 国方法相反，后者是收集最大程度的散射光然后处理。通过选择具有优化特性(例如光温、强度(能量水平)和可调 节照射时间(exposure time ))的新的固定光源，或具有可变波长的 光源，可以伊"匕分光光度计的测定i殳置。基本上，两种原则或可选方案可用在HBX中。 一种是与分光 光/复计的读凄史(i己录，registration ) ( ^夸光强i己录为波长的函H )有 关的宽谱带光源(白光)。另一种可选方案是激光/微波激射器的可 变波长的单色光源，其与标准光度计记录的吸收/透射光强有关。选 ^r哪一种方案是由测定对象、具体情况和目的来确定。在第一种情况下的分光光度计是"单片(monolithic)多波长二 才及管阵列，MMWDA"型，这种类型的分光光度计的新应用(Hb 组分)是用于医疗诊断目的。这种情况下的分光光度计与宽谱带白这种可选方案的结合更类似于之前存在的、将较简单的光度计 与一种状态(state)的具有可变频率(即不同选择波长的单色光) 的人造(art)光源相结合的标准方法。在现有4支术中，这是通过4吏 用多个单独的光源实现的，每个光源具有经滤光片才交正的不同的波长。在使用MMWDA-光度计的可选方案中，可以U旦不是必须) 使用可变单色光。光源和光度计的两种结合分别能够直接测定和才是 取每一个查找的血红蛋白分数。这是能够测定四种不同的血红蛋白 分数(成分)的HBX的最主要特征之一。用于此目的的仪器设有 为所有实际Hb分数消光曲线的参比值。HBX可以自动提供每一个 Hb分数的值和总的Hb值。信号处理上面描述的两种可选一奪方案，光源一光度计能够立即记录大量 可能的测试数据，提供从完整的测量的序列中自由选4奪用于进一步 信号处理的有用测试点的可能性。由此可以确定并优化计算的精确度。该测定还可以计算测量误差，用于精确度描述，其是质量^呆i正 的一个不可分割的部分。该测试进行4艮快，以致在测试过程中不需 要考虑明显的时间。所有分数的全部分析可以在 一秒钟之内完成， 其不能与Hb分析的其它环节例如^f又样等相比。其进一步允许每分 4中30至60次以上的连贯测定或甚至持续测定。信号处理涉及处理器、参比和测试数据的存储、用于所选测试 数据的算法、以及对可能的散射效应或来自异常/意外数据的偏移的 补偿。用于计算的算法/光散射的消除是基于科技出版物中描述的已 被接受的理论。其他的算法和近似法是基于最小二乘法。本发明的HBX包4舌若干部分的发明，在以下方面l)一种光路(光学结构)，其将到达检测器的散射光最小化，以 便使测量能够精确测定胶体溶液例如全血中的所选物质。
2) 两种可替代的测量方案，具有产生数据以便在较宽的波长范 围内选择测量点的相同目的。这可以基于与分光光度计相结合的稳 定宽谱带白光光源，或者与标准型的光度计相结合的可变的窄波长光源。3) —系列用于信号处理的算法，其为标准4交正、光^各和通过^f吏用许多选3奪的测量点的近似计算而设计。4) 上述部分解决方案的结合具有非常快的测定周期。每一测定 周期花费的时间比例如心率还要快，这使该方法适宜用于血流的连续测定。尽管在每一种测定情况下HBX能够完成大量的测量数4居，但 不是在所有情况下都是必要的。在实践中，对于例如设备的习惯模 式/设计之类的给定目的，也可能使用有限或扩展量的明显相应于目 的或应用的教:才居。
图1示出了设计有具有光源和光度计的光学导体的一种手持式 仪器。图2中示出了图1中的4义器通过比色亚的光^^和光学细节。图3示出了還辑单元、算法和测试过程的流程的框图。图4和图5示出了回归分析对参比实验室方法的两个实际测定 的实施例。
具体实施方式
图1示出了一种手持式仪器。画有虚线圆圏的区域3由纤维型 光导体、比色皿和挡光一反等构成。图2中重点i兌明这个区域，其示 出了通过比色皿的光^各和光学细节。图3示出了逻辑单元、算法和 测试过程的流程的框图。图4和图5示出了回归分析对参比实-睑室 方法的两个实际测定的实施例。图1示出了i殳计有具有光源和光度计的光学导体的仪器。在用 于限制测试区域的部分的中间，在一个专用的支架(固定器)上(图 中未示出)放置一个装有实际样品的比色皿、信号处理部分、显示器和能量4是供/电池。在信号处理部分中包括^r入和输出、CPU、存 储器、程序和多种可能的接口等。以下用相应于图1、图2和图3 的数字详细列出。1、 光源2、 引入光和将光引向比色皿表面的方向3、 用于比色皿引入的区域(存在多种可选方案)4、 比色孤月空5、 从比色皿向传感器8的光导体6、 可能的聚光器以及集光和聚光(透镜)系统7、 为引入光进入比色皿的可能的孔8、 光度计9、 具有测定区i或的比色亚310、 光"阱(tmp)"11、 4空制面氺反12、 含有CPU、存储器、驱动器等的电路板13、 电源、垫4反、网纟各适配器等
14、 电池15、 输入和输出、数据、信号、警报等16、 PC的卡槽17、 外接存^f渚卡插口18、 键盘、显示器等19、 夕卜壳(cover )20、 CPU、芯片等21、 具有确定的测定区i或/范围的比色皿支架22、 光源23、 单片微型分光光度计24、 存储单元介质(med)的参比数据，例如实际Hb分数的 "消光系凄t"和选定波长的光i普25、 各种过程的樣t处理器/控制单元(CPU)26 a 、用于光源/白平#f中不身见则性的补偿的算法 26 b、暗偏移量(dark offset)的补偿算法26 c、选定的Hb分凄t的最优逼近算法，包4舌背景步文应，例如 异常血液成分和散射，以将测定误差最小化26 d、 /人测定的分数计算总Hb的算法，包括对于测定值的置 信区间/误差27、用于读耳又测定/计算值的显示器28a-b、与测试/样品相关的确定信息的输入界面，例如来自系 统外部的病人和用户ID 、日期、时间等，系统外部例如通过有 线或无线通ifl或LAN的条形；马阅读器S、光导体与光"阱"接触的区域T、主线一光轴，在图中示出与比色亚表面成90度角
来自光源1的光一皮准确;也施加并正如附图1中所示在几4可学上 直接通过并可能通过聚光器和透镜6的校正，射向光圏/孔7，或如图2所示直4妄/人光源1通过光纤5到比色皿2在B处的引入光的测 定区。光纤具有的直径通常为d2=0.1-3 mm。光对于比色皿的表面的入射角为90度(垂直)并基本上以平 行射束通过主光路，光轴A，朝向F。在使用激光器/微波激射器的情 况下，光实际上是平4于于A，的。光源可以为LED (发光二才及管)、 激光器、闪光灯等。可以使用光传导。光通过比色皿壁并进入样品。测试用比色i常常是樣i台型 (micro stand type )的，用于分别的单独测定，或者是特别i殳i十的 具有阀或可活动狭槽的流通型，用于在管(tubing)中进行连续Hb测定。测定用的比色皿是一种尺寸为一至几平方厘米的容器9，其中 有两个4妾近平4亍的尺寸为5-20 mm2的表面，在该两表面之间是一个 腔/狭槽(slot) —样品区域一表面之间的特征距离为0.5-5 mm二狭 槽距离。该表面一起形成一个闭合的腔，其中一个小的容积一称为狭缝 或样品容积一由精确的狭缝距离构成，该狭缝与样品(例如血液) 进口相连4妻。比色皿纟皮置于一个连4妻于该^义器上的支架上。该支架 确保比色,被引入在精确的位置以及对光传导部件和光度计的几 何位置上。相当于一小滴的血样通过比色i设计4是供的毛细管力净皮引入 样品腔。形状和狭缝距离允许光透过一个小、但」对于用直接光测法 进行Hb分数的有意义的测定已经足够的取样体积。沿着光轴通过 样品的射束光路等于狭缝距离(f )。 为了保证质量控制，以及在生产信息(production redundant)中保i正随枳4由样，包括狭缝和其它元件的比色皿是精确地一步制造 而成。这使得比色亚的生产成本不高。用于持续测定的流通型比色皿具有作为入口和出口的通道/连接。在连续测定是基于连贯/分批测定的情况下，具有 一 个阀机构以有规律地(搏动，pulsating)提供特定的血量。这个量(体积)通 常为比色皿容量的2-4 4咅，正常流过比色皿是在0.1 ml-0.4 ml( cm3 ) 的范围。这提供了良好的流通和对前面的测定的沖洗。该装置可以 直4妄连4妻于血液源，例如其血压4是供了该流动的患者或研究对象。由于光通过该样品流体，其将与例如血细胞之类的微粒发生石並 撞。 一些光将会被吸收， 一些则会散射并继续在不同的方向从里面 下降。光的强度不4义可以通过,人光源到比色i测试区i或的距离力口以 调节，也可以通过调节孔径或通过樣史处理器中的4空制单元进4亍电子 调节。通过在测定和传播之前和期间，光源中光变化的实时反馈， 偏移可以在信号处理中立即得到调节或净皮自动4交准。由于光在该i殳置中是与表面成90度角垂直进入(fall in),因 此光在到达比色皿材碎牛(其含有才羊品，如在出射光表面(b-d)中 的(B和a-c))的入射透明表面上时不发生4斤射或书1"射。某些部分的光通过在a-b-c-d空间内的血液，并基本与光的主 线A，-F平行，并继续平行通过A区域，其中A区域是消除非平行 光的光阱。在e-f中收集的光继续进一步通过光纤F到达传感器(8)。光被细胞中的Hb成分(悬浮在流体/血样中)部分吸收，剩余 (透射)的光继续方向不变地沿主线A-F传4番。
碰撞到悬浮液的光将被向各个方向散射并仍然继续碰撞其它 悬浮液颗粒/细胞，在这里，才艮据已知的光在诸如血液之类的悬浮液中的散射理论，光被吸收或反射。发生的散射光将从线A，-F上偏 离一个角度。光的几何路线被这样设计出光口与将光导向传感器 的接收光的传导器(光纤)的光路相比要小。光的行为模式取决于波长，与孔(光圈)有关，同样也与4妄收 光的导体有关。前面^是到接收光纤具有0.1-3 mm的直径，相当于 (0.12-32) x 7T/4 0.008-7mm2的面积，该面积等于为引入光禾口出 射光(出去的光)而设计的孔的尺寸，优选lmm2。该几何结构限 制散射光进入该出射光纤，只有很少一部分的散射光具有这种到达 光度计的传感器的方向。如果入射角比取决于溶液和比色皿的折射 率的某一值小，将会发生没有光到达传感器的全反射。出射光面指向光导体。 一个所谓的光"阱，，IO可以位于比色皿 和光导体之间，具有一个进一步降低非平行(散射)光的空间A。 该光阱由一个非反射(光吸收)空间构成，形状为圆筒，长度为L， 内径为H(d2<H<30d2)。圆筒的不透光末端具有适合比色皿和光导 体的直径为cb的同心孔。透射光在进入光导体之前通过光阱10, 进一步偏转的光将在圓筒A中被吸收。其长度与光导体的直径有 关，并通常为5-30x直径d2之间，或在直径d2=0.1 mm的情况下 在0.5-3 mm之间。落在该几何结构边界内的可能的散射光可以—皮认 为是平行的，当其到达传感器时，可以在信号处理中进行校正。该仪器的电子部件包括用于监控的元件和信号处理的具体细 节，可以有手动的或者预选择的自动功能/模式的不同选择。其包括 CPU、存储器、程序、算法、时间振荡器、驱动器、显示器、往外 部单元的4姿口、用于外部单元例如条形码阅读的输入。其具有主电 源，电池备用电源等。^使用目前的接口标准，例如红外、蓝牙等与 LAN禾口 Internet的通i凡。
该电子部分主要由标准的组件例如处理器、存储器和驱动器构 成。具体的信号处理在处理器中与关于血液成分和/或才羊品中其它目 的成分的因素一起被编程。才交正和近似1直的计算在i午多内部产生的算法中进4亍，通常为四 种或更多。它们被编程在处理器中以进行信号处理。参见图3的图示。这些单元和具有不同算法及其目的的信号处理的上述设置，可 以依组件的选择、目的和测定对象、测定状态、光学几何结构等而进4亍适当的变化。可以考虑其它i殳置，包^r对测定结果增加或减少的算法。在某些应用中，也可以增加或减少测试点。测定结果的呈现(提供)可以依用户的主要兴趣(例如Hb分数或仅仅总的Hb ) 来变化和选4奪。在一些应用中，得到一个随时间的图(或曲线，) 是有价值的，这些值必须在后来以与时间相关的方式々者存，以作回 顾分析。为了方便操作人员，可以包括不同程度的自动化。被光度计记录的信号的图像将通过分步计算一算法过程一得 到才交正和补偿，该斥交正和补偿是对于从几何结构的偏离、光的变4匕 和波动转、背景的影响、光的散射、被预期Hb分数之外的其它成 分的吸收等。信号处理在操作人员的指令下执行或自动执行，从记 录的测定图像中选择适宜数量的测试点。基于选定的测试点，按照 "最小二乘法"自动进行一系列的反复，以使测定值与储存的参比 值(例如分数)相比最合适。存以避免混乱。该值显示在显示器上并可以—皮4义器通过有线或无线 的方式传输到中央数据库中。整个过程基本上是瞬间的或在无延迟 的 一 秒4中之内完成的。
能够得到希望的结果精确度的测试点数量可以在操作人员的 选冲奪下自动确定。对于某些目的，最少两个点就可以乡合出足够的4青确/复。目前，4吏用达七个测i式点。在HBX中，可以在2-100之间 选择任意数量的测试点(2<测试点<100),但在超过某一数量之后 每个测试点的净贡献就会降低(倘若使用最佳的数目之后)。图4和图5示出了 HBX的大量实验室测试比较中的两个实施 例HBX方法与在Hdsingborg医院的经认可(合格的)的医院临 床化学实一验室进4亍的参比测量(excising reference meged, ABL)的只t比。结果用回归分析提供。图4示出了 Hb成分一氧化的血红蛋白(Hb02)——种重要的 CO-血氧定量法测定的成分。Hb02通常为主要的Hb成分而且在重 症监护中最重要。才艮据患者的特定状况和Hb测定的目的，其它成 分也可能最重要。正如图中所示，相关性为0.99,这是非常高的。图5示出了 HBX对总Hb (不同Hb分凄t的总计)的参比方法 的回归分析。总Hb是在保健和血库中最常用的Hb测定。正如图 中所示，其相关性为0.98。 4要照目前的Hb测定的方法和标准，可 i人为是高的，而且具有低的偏差。图4和图5中示出的结果证实了在HBX设计之后的思想、理 i仑和发明，即"光学几何^各线图"的具体选4奪、设计与光源的结 合一4全测器与HBX信号处理的结合是现实的，在实践中是可用的。
权利要求
1.用于测定一介质中选定数据的装置，其中所述介质包括含有不同物质的悬浮液并优选由人的体液例如血液组成，其中所述测定是在一光源的影响下，所述光源的光通过一装有所述介质的容器，例如比色皿，由此已经通过所述容器的光被向前导向一光接收单元，其特征在于所述光源由可控制单元构成，使得发出具有某种希望特征的光并通过所述容器中的一限定的测量区域，并且所述光接收单元具有许多可调节的可能性，如此设置，可以从接收自所述容器的光中报告出特定的数据来。
2. 根据权利要求1所述的装置，其中所述容器是由由不变形和尺 寸稳定材料制成的所谓樣吏型比色皿构成的，其允许选定波长的 光通过所述材冲+,而所述樣i型比色皿具有典型的形状，由基本 上相同的两个平的平行表面构成，所述表面通常厚度为0.1-1 毫米之间，而且形状通常为矩形、圓形或多边形，面积为0.5-5 平方厘米，所述表面彼此相距0.1-2毫米的距离，并且它们相 互对正而且所述表面的周边— 皮结合在一起而构成一个具有优 选1-10立方毫米流体的内部体积的容器，其中所述容器设有 开口，用于与流进和流出所述容器的流体连通，并且，在4青确 相对的两个所述平的平行表面上，设有称为测量区域的区域， 其特征在于所述测量区域的尺寸为l-10平方毫米，在两个平的平行 测量区域之间的内部垂直距离优选为0.05-0.5毫米，其关于最 小距离的准确度高于5%以及其表面准确度质量好于1微米。
3. 根据权利要求1至2任一项所述的装置，其特征在于，所述光 /人所谓白光的光源发出，即在伊0选350-900纳米波长范围的整 个或部分范围内具有连续波长的光谱，并与一光"t妻收单元相结 合，所述光4妻收单元除了别的，还包括一个检测器，其特4正为 至少能够以所述波长或频率的函数的形式记录下引入光辐射 的强度。
4. 根据权利要求1至2任一项所述的装置，其特征在于所述光由具有可控、可变的单色光的光源产生，优选波 长范围是350-900纳米，并与一光4妻收单元相结合，所述光4妻 收单元除了别的，还包括一个^r测器，其特征为至少能够i己录 下引入的光辐射的强度。
5. 根据权利要求1至4任一项所述的装置，其特征在于针对来自所述光源、通过具有所述介质的所述容器到达置和^:计其组件，使得当光穿透介质时由于光散射物理现象而 产生的散射光被阻挡不能到达所述光接收单元，或者，使得到 达所述光接收单元的光总量中所述散射光的部分很少，而且其 对监测数据的影响可以被令人满意地精确确定，并忽略对其的 补偿。
6. 根据权利要求5所述的装置，其特征在于用于传送所纟是供的光的部件包括一些光转发装置， 一方 面，如此设置针对来自光源到达比色皿的所述测量区域的开口 的所述引入光，4吏得所述引入光垂直于所述比色皿上的所述测 量区域表面的开口 ，并且其中所述开口优选具有与所述引入光 相同的几4可图形和;横截面积；另一方面，针对来自所述比色i 的所述测量区域表面的开口的出射光的对应的光转发方案，如 此设置所述部件，使得它们优选仅转发垂直于所述测量区域表 面的光，并且用于进一步将光传送到后续单元以及在所述光4妄 收单元上的光强度记录的装置，优选具有与用于出射光的所述 测量区域开口大约相同的尺寸和相同或相近的横截面形状的 光4妻收横截面积。
7. 根据权利要求6所述的装置，其特征在于用于向所述测量比色皿提供光的光学装置可以包括二极 管、激光器、闪光灯或其它可用类型的光源，在可用的情况下， 后面3艮一个透4竟系统，爿夸光聚焦成一个与所述测量区i或表面垂 直的小平^于光束；或可以包"fe结合有光纤的光源，对于在所述 比色皿的所述测量区域开口的引入光和出射光，所述光纤都优 选具有0.1-3毫米的直径，而如果这些光纤紧邻或靠近所述测 量区域开口的表面而连接，则它们被同心地定位，以致它们的 光轴重合，并一皮定位使得引入光和出射光分别与所述测量区域 表面垂直，可选4奪地，所述光学装置可以包括所述透镜系统和 光纤光转发系统的结合或用任何其它可用的方法。
8. 根据权利要求1至7任一项所述的装置，其中，在用于出射光 的所述比色亚测量区域的开口和用于将光进一步传送向所述 光接收单元的其它装置之间，插入一个装置，用于捕获不再平 行于所述光轴，即不再垂直于所述测量区域表面这样的出射 光，其特征在于所述装置包括一个不透光的全部闭合的优选为圆柱形的 空间，其内部长度至少为其内径的5倍，大于或小于用于来自 所述测量区域的出射光的所述开口的直径尺寸，所述装置内部 ^是供有光吸收布置，并且在所述圓柱形装置的每端分别具有同 心i也力欠置的平的平4亍开口 ，这两个开口的中心与所述光轴重 合，该开口在大小和形状方面一方面与用于出射光的所述测量区域的所述开口相匹配，另一方面与用于将光传送至所述光才妄 收单元、光一全测器的其他所述光转发装置的开口相匹配。
9. 根据权利要求1至8任一项所述的装置，其特征在于所述介质的所述容器具有让所述介质流入和流出的i殳 计，^f吏得所述介质既可以只是一个连续流连续i也通过所述容 器；也可以作为连续周期的 一个连续流交替与另 一个连续流连 续地通过所述容器，其中在每个周期中，-没置一定的时间让所 述容器装入所述介质，设置一定的时间让所述介质在所述容器 中停止不动，并且设置剩余的时间以清空所述容器中的所述介 质，或^U又以连续周期的后者通过。
全文摘要
本发明(HBX)描述了一种系统和装置设计，用于测定和分析带有悬浮物的液体，优选人的体液(例如全血)，和含有物质和颗粒的液体。通过用经过特殊校准的光穿透悬浮液样品，该光穿过置于一比色皿中并很好限定的一薄层液体，在这里，从测试区域传输的输出光被记录在适于特定光的分光光度计上，并且该光学几何系统被设置用于消除散射光。被记录在光度计上的数据点随后经过一系列步骤的处理，这些步骤通过使用装置中的微处理器的不同算法对期望的参数的值/结果进行校正和计算并最终显示在显示器上，这些数据点被储存在存储器中并能够被传输到其它信息接收单元。
文档编号G01N21/15GK101156057SQ200680011372
公开日2008年4月2日 申请日期2006年3月31日 优先权日2005年4月1日
发明者拉尔夫·古特莱恩, 汤米·福塞尔, 约翰·拉特斯曼 申请人:迪亚斯派克医学公司