用於檢查生物流體的設備的製作方法
2023-06-10 13:05:46 2
用於檢查生物流體的設備的製作方法
【專利摘要】本發明涉及一種用於檢查生物流體的檢查設備，包括流體流經的通道（2）、被布置於所述通道（2）的第一區域（10）中的第一檢查模塊（4）、和被布置於所述通道（2）的第二區域（12）中的第二檢查模塊（8），所述設備被布置用來提供表示第二檢查模塊（8）的輸出的量。第一檢查模塊（4）被布置成測量通過第一區域（10）的流體的至少一個電性能。第二檢查模塊（8）被布置成測量通過第二區域（12）的流體的至少一個光學性能。該檢查設備還包括控制器（6），該控制器連接到第一檢查模塊（4）和第二檢查模塊（8）並且被布置成根據第一檢查模塊（4）的輸出來控制第二檢查模塊（8）。
【專利說明】用於檢查生物流體的設備
[0001]本發明涉及一種用於檢查生物流體的設備，特別是用於流量血細胞計數和血液學。
[0002]已知隨著現代光學的發展，細胞學分析領域已經有巨大的飛躍。
[0003]多色源的集成允許實現能檢測並分析多種細胞的分析器，並且物理學的進展允許改進測量質量。
[0004]然而，這些進展存在自身的限制。實際上，存在多種實現用以集成到分析器中的多色源的方式，但是它們都存在限制現代分析的缺陷。
[0005]第一種方式在於使用QTH (石英滷化鎢)燈類型的源，或放電源類型的源，例如汞燈或氙燈。
[0006]QTH燈的亮度相對較弱。實際上，對升高到發射率為ε (T)的溫度T的鎢絲應用熱力學法則，使得不管波長是多少這個亮度都較弱。
[0007]另外，功率的增加只會損害使用壽命，這是因為僅僅燈絲溫度的大幅升高就會造成光子流的增加。然而，超過3000°C的鎢燈絲溫度的大幅升高會導致不可逆轉的機械老化，這限制使用壽命少於1000小時。
[0008]此外，在測量點的功率密度只有在選擇具有較大數值孔徑的整形光學部件的情況下才能增加。在實踐中，入射照明椎體打開的角度大於30度。這限制了測量以小角度衍射的光線的可能性，如在流體血細胞計數系統中實際上很常見的那樣。
[0009]如果放電源的亮度可以相對於QTH燈大大增加，那麼我們應當注意幾個缺陷:
[0010]一其涉及具有較小的空間相干性的擴展源，其因此不適合於測量具有小角度的衍射信號，
[0011]一這些源藉助於非常高的電壓而被壓送，並且因而對處理低電平信號的電子元件造成電磁幹擾，
[0012]一作為頻譜很寬的脈衝的這些幹擾因而非常難以濾出，並且直接幹擾了通過流體血細胞計數系統所測量的信號，這是因為該信號原則上基於脈衝的生成和處理，
[0013]一它們在機械上極度脆弱，以及
[0014]一在需要密集使用它們的流體血細胞計數系統中，它們的使用壽命不超過幾百個小時。
[0015]簡言之，這種源具有有限的使用壽命並且對於血細胞計數應用和對於其在螢光域的使用而言具有非常有限的功率頻譜密度。另外，這些具有較小空間相干性的擴展源不適於用來測量較小角度的衍射。
[0016]另一種方法使用了雷射，其具有更加有利的能量特性。然而，所使用的雷射是單色的，這要求聯合使用幾個被排列以實現同時或連續的測量的雷射。
[0017]這個方法就排列對齊而言存在分析器實現方面的嚴重問題，並且需要高昂的實現成本。
[0018]在具有擴展較小的頻譜的光源的情況下，也產生類似的問題。
[0019]本發明旨在改進上述情形。[0020]為此，本發明提出一種生物流體檢查設備，其包括用於流體流通的通道、被置於通道的第一區域處的第一檢查模塊、和被置於通道的第二區域處的第二檢查模塊，該設備被布置用來提供表示第二檢查模塊的輸出的量。
[0021]第一檢查模塊被布置用來測量穿過第一區域的流體的至少一個電特性。第二檢查模塊被布置用來測量穿過第二區域的流體的至少一個光特性。
[0022]該設備還包括控制器，該控制器連接到第一檢查模塊和第二檢查模塊並且被布置用來根據第一檢查模塊的輸出來控制第二檢查模塊。
[0023]本發明的設備是特別有利的，因為它能夠以被控制的方式把電測量和光測量相關聯。因此，可以使用多個光源，例如具有減小的實施成本和改進的光學和機械穩定性的RCLED、單色雷射、白光雷射器(也稱為超連續譜雷射器)、或LED。
[0024]參考附圖，通過閱讀以下作為說明性而非限制性實例而給出的描述，本發明的其他特徵和優點將變得更加清楚，其中:
[0025]一圖1示出了根據本發明的設備的一部分的示意圖；
[0026]一圖2示出了圖1的第二檢查模塊的第一實施方式；
[0027]—圖3示出了從圖2的照明單元得到的光窗的圖像；
[0028]一圖4示出了圖1的控制器的示意圖；
[0029]一圖5示出了圖1的設備中的隨時間變化的各種信號；
[0030]一圖6示出了利用包括圖2的照明模塊的設備而獲得的圖像的示例；
[0031]一圖7示出了圖1的第二檢查模塊的第二實施方式；
[0032]一圖8示出了圖7的光源的光譜；和
[0033]一圖9至11示出了利用包括圖7的照明模塊的設備而獲得的圖像的示例。
[0034]下面的附圖和描述中包含一些必要的字符元素。因此它們不僅用於幫助更好地理解本發明，還在需要的情況下有助於其定義。
[0035]圖1示出了根據本發明的檢查設備，其包括流體通道2、第一檢查模塊4、控制器6和第二檢查模塊8。
[0036]在這裡描述的例子中，所分析的流體是血液，其在通道2中沿著圖1中的箭頭所指的方向流通。儘管本發明發現了一種在血液學計數領域中特別有利的應用，然而其以更一般的方式而涉及任何類型的流體和生物分析。其也能夠用於實現流體血細胞計數或其他。
[0037]通道2是所述設備的測量槽的一部分。如已知的那樣，例如在專利FR2 878 032中，測量槽包括聚焦管和放置為與該聚焦管的端部相對的毛細管。
[0038]這個實現允許獲得流體動力學套管效應，血細胞一個接一個地進入所謂的測量區域。帶有通道2的圖1是所述設備在該測量區域處的近似圖。
[0039]儘管本發明在這裡是參考細胞描述的，然而應當理解，其適於檢查流體從而以更一般的方式檢測該流體中的顆粒。特別地，其應當以非限制性方式被看作是細胞、泡、寄生蟲或病毒。
[0040]在這裡描述的例子中，通道2包括第一區域10和第二區域12，其軸向距離相隔210 μ m。這個距離可以隨設備的不同而更改，並且一般是在幾十微米到幾百微米之間。由於是同一級別的，我們可以無差別地討論檢查模塊之間的距離或區域之間的距離。
[0041]在下文中，術語區域和區可以被使用並指代相同的元素，也就是說待分析的血液細胞一個接著一個通過的通道2中的限定部分。
[0042]第一檢查模塊4被置於第一區域10中，並且允許實現對通過該區域的流體的電特性或磁特性的測量。
[0043]在這裡描述的例子中，這種測量是穿過位於通道2中的微型孔來實現的。第一檢查模塊4包括與該微型孔相連的電流源，以使得電流在微型孔處穿過通道2。
[0044]在沒有細胞的情況下，穿過第一區域10的流體限定了負載阻抗Z，其是由設於微型孔兩側的兩個電極來測量的。當血細胞穿過第一區域10時，它導致阻抗Z增加。這個阻抗變化允許一方面確定細胞體積(volume),另一方面執行細胞計數。
[0045]第二檢查模塊8被置於第二區域12中，並且允許實現對穿過該區域的流體的光學特性的測量。
[0046]第二模塊8 一方面包括照明單元14，另一方面包括分析單元16。這些部件將下面參考圖2和7來描述。
[0047]圖2示出了在通道2的軸內觀測的第二檢查模塊8的第一實施方式。
[0048]在這個實施方式中，照明單元14包括照明源18和光線導向件20，該照明源包括諧振腔發光二極體(RCLED)Jn Zarlink公司的ZL60003。照明源18連接到光線導向件20的輸入端22。
[0049]如已經在文檔FR2 878 032中描述的那樣，光線導向件20包括輸出端26，在該輸出端對面設置有整形系統28。
[0050]該光纖的端部部分構成端部26，並且通過微加工而以不同方式被處理，從而在第二區域2處獲得了如圖3所示的光束輪廓。作為變型，可以使用微型光纖、傳統的導引光纖，或其他光系統，如折反射系統、折射系統或衍射系統。光學系統也可以是漸變的。
[0051]在通道2的另一側，分析單元16包括物鏡30、光圈32和準直透鏡34，該準直透鏡後隨有聚焦到光分析器38上的聚焦透鏡36。
[0052]光分析器38本身是已知的，並且可以包括檢測器，該檢測器可以是光電倍增管或光電二極體或任何其他光電檢測設備。
[0053]分析單元16可以被調節成使得所收集的光信號對應於由於光線與所檢查的流體的交互作用而產生的一個或多個效應:小角度衍射、和/或大角度衍射、和/或吸收作用、和/或螢光現象、和/或螢光持續時間。
[0054]在這裡描述的例子中，由這個RCLED構成的照射源18具有非常快速的響應時間，大約是3ns。在該光學兀件的輸出端觀測到的光譜從640延伸到660nm。
[0055]由該RCLED構成的照射源18的優點還在於能夠被觸發，也就是說它是在控制下發射其光輻射的。
[0056]這個控制是由控制器6來實現的。如圖4所示，控制器6包括計算機50、限制器52和兩個信號生成器54和56。
[0057]如圖1所示，控制器6 —方面連接到第一檢查模塊4，另一方面連接到第二檢查模塊8。實際上，控制器6的角色是當第一檢查模塊4檢測到細胞時控制第二檢查模塊8的激活。
[0058]為此，控制器6接收第一檢查模塊4的檢測信號，並且以一定的時延發送用於激活第二檢查模塊8的控制信號，該時延允許考慮一組變量，其可以是如下的四元組:[0059]一第一檢查模塊4的測量區域與第二檢查模塊8的測量區域之間的距離，
[0060]—通道2中的流體速度，
[0061]一照射源18的觸發時間，該時間可以等於零，和
[0062]一細胞的出現變化。
[0063]因此，在檢查模塊8中，照射源18是剛好在由第一檢查模塊4事先檢測到的細胞進入第二區域12中時被觸發的。同樣地，光分析器38被控制用於就在照射源18被觸發時執行測量。
[0064]照射源18因而及時被點亮，正如光分析器38那樣，這在最大程度上限制了任何幹擾光線的影響。
[0065]與計算適當的時延有關的數據可以被存儲在存儲器中，然後由計算器50來處理以最終用於觸發照射源18或檢測模塊38。與計算適當的時延有關的數據也可由計算機50處理並且用於實時地觸發照射源18或檢測模塊38。
[0066]控制器6可以以多種方式來實現，特別是以包括不同類型的電子元件的電子電路的形式，或者是以FPGA (現場可編程門陣列)或CPLD (複雜可編程邏輯設備)型的電子系統的形式。
[0067]計算機50可以以「查找表」的形式來實現，其將根據上面作為例子描述的變量四元組來搜索時延的值，或者應用數學函數，該函數直接根據該變量四元組來計算時延。
[0068]在輸出端，計算機50控制信號生成器54和56，其中一個連接到照明單元14，而另一個連接到分析單元16。
[0069]信號生成器54生成其形狀取決於照射源18的信號。在這裡描述的例子中，照射源18的RCLED是由方脈衝形式的電流信號來激勵的，但是該脈衝的形狀、持續時間和強度可以隨著光源的變化而變化。
[0070]信號生成器56生成測量窗口，該測量窗口取決於由照射源18發射的光信號的時間寬度(也就是說其持續時間)以及信號54的寬度或這個源的變化。因此，如果照射源18的觸發時間可以圍繞其標稱值而更改一給定量，則信號生成器56生成要考慮這一點的更寬的測量窗口。作為例子，如果光信號的時間寬度是5 μ S，並且照射源18的觸發時間相對於平均觸發時間更改了 3 μ S，則所生成的測量窗口將是8 μ S。
[0071]限制器52是一種置於計算機50與信號生成器54之間的控制柵。
[0072]在血液學的實際分析器中，為測量大部分白細胞而計算的最大照明重複頻率大約為IOkHz。因此，生成器54以大於該最大頻率的頻率激勵照射源18既無益也無必要。
[0073]然而，檢查模塊4有可能以大於IOkHz的頻率檢測細胞，並且控制器6因而以很高的頻率激勵照射源18。限制器52可以避免這種情形。
[0074]限制器52還可以避免針對頻率受限的照明源而生成激勵信號。這例如是針對下文將描述的圖7中的照明源的情形。
[0075]在這裡描述的例子中，限制器52還連接到信號生成器56，這是因為如果照明單元18沒有被激活則在分析單元中生成測量窗口是無益的，這將引起光子噪聲。
[0076]一般地，生成器54的脈衝寬度比測量窗口的寬度小。然而，這個脈衝寬度也可以唯一地取決於生物細胞通過速度和源的固有特性。
[0077]作為變型，限制器52可以被單獨地集成到信號生成器54和/或信號生成器56和/或計算機50中。作為又一變型，計算機50可以在時延計算中考慮細胞檢測頻率。實際上，照射源18的觸發時間可以根據其所接收的觸發脈衝頻率而變化。作為又一個變型，控制器6可以配備有用於存儲所有有用參數的存儲器。
[0078]在其他實施例中，控制器6還可以將分析參數發送至照明單元14和/或分析單元16，從而根據由第一檢查模塊4執行的測量來實現特定調節。
[0079]圖5示出了說明在所述設備中流通的各種不同信號根據時間變化的例子，從而允許更好地理解由控制器6執行的處理:
[0080]—第一曲線代表第一檢查模塊4輸出端的信號，
[0081]一第二曲線代表由控制器6對第一曲線的信號進行整形，
[0082]一第三曲線代表控制器6輸出端的信號，其時移了等於下文中定義的持續時間t(時延),
[0083]一第四曲線代表照射源18輸出端的(光)信號，該照射源是以其持續時間取決於該光源本身並且為t(觸發源)的時延而被觸發的，這個時間可以根據光源而為零，以及
[0084]一第五曲線代表由控制器6發送至分析單元16的控制信號，其在上文中稱為測量窗P。
[0085]因此，控制器6所應用的時延顯然如下:t (時延)=(模塊間的距離)一 t (觸發源)。並且，分析單元16被控制用來在包括照射源18的脈衝持續時間的時間窗口上進行測量，其在上文中稱為測量窗口。
[0086]作為變型，時延也可以被計算成考慮由控制器6生成的控制信號的生成和計算時間。該參數的調節可以是手動的或自動的。
[0087]作為可變時延控制來使用控制器6是非常重要且有利的。實際上，可以使用非可變時延的控制器6，並且移動第一檢查模塊4和第二檢查模塊8的相對位置。然而，這種裝配需要進行複雜和較長時間的調節。
[0088]此外，第一檢查模塊4與第二檢查模塊8之間的距離既不特別大也不特別小也是有利的，這能夠避免光線在第一區域的機械部分上的反射並且能夠處於液體聚焦(hydrofocalisation)的最佳條件。
[0089]這些約束使固定時延的解決方案的工業化變得十分複雜並且成本增高，這不能令人滿意。
[0090]使用控制器6允許解決這些問題，因為它十分有利於調節時延計算，而不是移動和重新排齊那些檢查模塊。另外，控制器6對照明單元14和分析單元16的控制允許通過僅在細胞通過時觸發照明脈衝並且通過針對該脈衝調節測量窗口，來限制寄生光線。
[0091]圖6示出了通過應用圖2的第二檢查模塊、藉助於圖1的設備來獲得的模板(matrice)的一個例子。
[0092]在這裡，檢查設備構成了包括在顆粒流中的兩個順次測量的細胞診斷分析器。第一測量對應於對顆粒的電檢測，而第二測量對應於未過濾的RCLED的光束與顆粒之間的相
互作用。
[0093]如在最上方所看到的，RCLED是由控制器通過注入具有調整後的電壓值的方形信號來控制的被觸發的光源。如在最上方看到的，RCLED呈現出非常塊的響應時間(3ns)，並且在該光學兀件的輸出端，所觀測到的光譜從640nm延伸到660nm。[0094]圖7示出了與圖2中的檢查模塊相當近似的檢查模塊8的第二實施方式。其區別在於(圖1所示的)照明單元14被修改，並且(圖1所示的)分析單元16還包括二向濾色器40、波長濾波器42和44 (Semrock公司的FITC_3540Exciter和FF01530/43)，以及具有聚焦透鏡48的附加的光學分析器46。
[0095]實際上，在該實施例中，照明單元14包括照射源18，照射源18包括白光雷射器，而不是RCLED。白光雷射器18通過未顯示的具有光子晶體的光纖而連接到光線導向件20的輸入端22。
[0096]如上文已經描述的那樣,光線導向件20包括輸出端26,在該輸出端對面設有整形系統28。該光纖的端部部分構成端部26，並且已經通過微加工而以不同方式被處理，從而在第二區域12處獲得如圖3所示的光束輪廓。作為變型，可以使用微型光纖、傳統的引導光纖、或其他光系統，如透鏡系統。
[0097]使用白光雷射器作為照射源18開放了許多可能性。在這裡描述的例子中，白光雷射器18是通過泵浦(pompe)雷射與具有非線性高光子晶體的光纖而獲得的，所述泵浦雷射具有最大重複頻率2kHz、光脈衝寬度450ps和最大脈衝能量8 μ J。
[0098]在該光纖的輸出端，觀測到的光譜從380nm延伸到1750nm，並且構成超連續能量。圖8示出了這種超連續頻譜的一個例子。對於最大頻率2kHz而言，該白光雷射器擁有在整個6mW頻譜上的平均功率。
[0099]使用36nm帶寬的中心波長488nm的帶通濾波器(Semrock公司的FITC-3540BExciter),允許激勵噻唑橙(Thiazole Orange)。因此,在這個波長帶寬內的光束的平均功率是290 μ W，即峰值功率為320W。光能在這裡估計是145nJ，這允許測量具有令人滿意的信噪比的衍射和螢光信號，如圖10所示。
[0100]使用白光雷射器這一事實允許擁有波長較寬的譜並且能夠根據期望檢測到的螢光色素來過濾期望的波長。實際上，螢光色素只有在特定的波長才能被激勵。通過這個具有較大頻譜的源，能夠根據所期待的結果而被激勵的螢光色素的選擇範圍因而是更廣泛的。由白光雷射器構成的照射源18還具有被觸發的優點，也就是說它是在控制下發射其光輻射的。
[0101]照射源18的白光雷射器是可以由控制器6通過注入具有適當電壓值的方形信號來控制的被觸發的雷射器。如在上文看到的那樣，泵浦雷射是在紅外線中發射的雷射，其發射波長是1064nm、最大頻率是2kHz。白光雷射器是通過該泵譜與具有光子晶體的光纖的耦合而獲得的。
[0102]限制器52在該實施方式中是一種特別有利的應用。實際上，剛剛看到，該實施方式中的照射源18的最大頻率是2kHz。因此，信號生成器54不應以大於2kHz的頻率來激勵這個源。
[0103]然而，檢查模塊4可以以大於2kHz的頻率來檢測細胞，並且控制器6因而以非常高的頻率來激勵照射源18。限制器52允許避免這種情形。在這裡描述的例子中，限制器52排除與之前的細胞檢測太過接近的細胞檢測，以使得照射源的相繼激勵的節奏保持為最多等於2kHz。
[0104]圖9至11示出了利用圖7描述的設備的檢查模塊8所獲得的結果的例子。在該例子中，血液樣本已經利用包含噻唑橙的試劑而事先被培養，當噻唑橙連接到有核細胞中包含的核酸分子時具有發射螢光的特性。如果在藍色中激勵噻唑橙並且在綠色中測量發出的螢光，則這個螢光是可以檢測到的。
[0105]在這裡，由於照明單元的光束在藍色中被過濾，因此檢測到的信號包括藍色中的大角度的第一衍射分量和來自噻唑橙的第二螢光分量(在藍色中激勵並且在綠色中發射)。
[0106]在圖9至11中以雙參數表示的形式示出了所獲得的測量結果。這些數據允許表徵不同白細胞群體的特性、對白細胞群體計數、並且顯化包含於細胞中的核酸的存在。
[0107]儘管這個光源的平均功率較小，然而所獲得的結果是非常有說服力的，圖9至11中的圖指示了不同白細胞群體的良好分隔。這是因為於可視範圍內的足夠的峰值功率、信噪比的增大、以及光學系統的優化。
[0108]剛剛描述的實施方式的特徵因而在於，使用白光雷射器作為照射源、照明單元中的光線導向件、以及由控制器同時控制照明單元和分析單元。
[0109]應當指出，這些部件並不都是必不可少的。因此，可以唯一地控制照明單元。另外，如上文已經提到的那樣，光線導向件可以忽略或用其他元件來代替。
[0110]另外，這裡描述的白光雷射器是被觸發的源。然而，也可以使用其他超連續源，其基於連續雷射、(無源和/或有源的)其他觸發雷射器、或者具有或沒有時間切割器的同步模式雷射器。
[0111]本發明特別地應用於以脈衝狀態運轉的源，因為它們使用具有較強峰值功率(大於IkW)的適度的平均功率(小於10W)。
[0112]鎖模雷射器的特徵在於較大的重複頻率，該頻率大於IMHz並且對應於光線在腔內往返的頻率。
[0113]通過這些脈衝而傳送的能量通常較弱，這是因為脈衝持續時間是皮秒級的或飛秒級的。這種雷射可以以很高的重複頻率直接用於照射在分析窗口前通過的細胞。
[0114]在這些條件下，多個脈衝照射一個細胞，並且光信號與生物元素之間不需要任何同步。然而，可以在本發明的範圍內想到，使用電光調製器(如Pockel細胞或聲光調製器)允許在控制下提取可以與運動中的細胞同步的唯一脈衝。
[0115]時間抖動(gigue)大約是幾納秒,通常是I至5ns之間，並且對應於脈衝到達生物細胞的不確定性。
[0116]這種系統等效於被觸發但是具有以下不同特性的雷射器:脈衝持續時間是皮秒級的，能量小於I μ J，與調製器有關的重複頻率從IkHz至幾百kHz變化。這種方法目前競爭性較弱，因為這種雷射器的價格與固態觸發雷射器(由二極體泵浦的微型雷射型YAG:Nd)相比非常高。後者允許以非常簡單的方式產生幾納秒或皮秒的脈衝。原理在於通過操作雷射腔中存在的損耗或增益，而對雷射腔的Q超壓(Q-Switch)係數進行快速修改。存在兩種觸發，即有源觸發和無源觸發。
[0117]有源觸發在於將光電元件引入腔中，或者在於對來自粒子總數反轉的泵浦源的發射進行調製。
[0118]在第一種情況下，使用光電元件允許獲得具有較小(小於100ns)時間抖動的發射。然而，這伴隨著雷射腔的長度增加，因為插入了調製器。這導致出現了多種縱模，其會由於跳動(battement)而引入幅度的不穩定性。在腔內使用選擇性濾波器允許解決該問題，然而這導致了雷射系統成本的增加。[0119]在第二種情況下，雷射器的泵浦的快速調製還允許獲得持續時間較短的脈衝。然而，放大器介質的螢光時間引入了時延和源自對腔的觸發而產生的能量的時間擴散。
[0120]因而獲得大於I μ s的時間抖動。然而，在雷射源具有微型腔的情況下，例如雷射二極體或微型雷射，已經獲得了更小的抖動。然而，這些無抖動的源需要放大以允許通過非線性效應實現譜擴展。這種系統的複雜度和成本通常較高。
[0121]無源的雷射觸發基於在雷射腔中引入飽和吸收型光學元件。不需要任何外部功率源來觸發這種「時間門」:雷射器的單個放大自發發射允許其吸收的飽和以及因此允許對腔的質量係數的快速修改。
[0122]所得的較小體積允許實現非常短的諧振器，這允許獲得幾十皮秒至幾納秒的脈衝。
[0123]這種源通常具有大於I μ s的抖動，並且難以進行其藉由外部控制的同步。這些源的成本較低，並且所獲得的脈衝通常比通過有源觸發而獲得的脈衝更短。
[0124]既有有源又有無源的觸發允許累積這兩種方法的優點。有源觸發使得輸出端的脈衝能夠與另一個系統或生物部件同步，而無源觸發允許獲得較短的脈衝。對於I至IOkHz之間的重複頻率而言，時間抖動約為幾微秒。
[0125]還存在一些有源和無源雙重觸發的系統，也就是說兩個有源觸發和一個無源觸發或兩個無源觸發和一個有源觸發。這些雷射器使用每個效應的累積以便就時間抖動和脈衝持續時間方面改進源的性能。
[0126]在本發明的框架內，在時間抖動小於大約3μ s的情況下，使用至少一個腔外或腔內有源觸發系統的任何雷射器源可以用於目標應用。
[0127]為了使用流量血細胞計數的超連續性，這些雷射器應當具有特定的特性。首先，脈衝創建時延(P⑶，Pulse Creation Delay)應當是常數。該時延對應於被發送到超連續性雷射器的觸發信號與隨後的光脈衝創建之間的時間偏移。
[0128]接著，抖動是光脈衝的兩個出現時刻之間的最大時間變化。為了使利用超連續性進行流量血細胞計數的測量結果較小，PCD和抖動的變化應當優選地小於I μ s左右。最後，頻率範圍內的光脈衝之間的能量變化應當小於5%。
[0129]一個重要的元素是，這些源可以都由控制器控制，或者是當它們被觸發時一個脈衝接著一個脈衝地控制，或者是例如通過使用聲光調製器控制，該聲光調製器作為能夠選擇一個或多個脈衝的斷路器。這可以是MOEMS或Pockel細胞型電光部件。
[0130]也可以使用其他照射源，如二極體、雷射二極體或與由控制器控制的聲光調製器相連的多個單色雷射器。
[0131]另外，可以在槽的下遊處添加其他光檢查模塊，從而實現其他測量。這些檢查模塊也可以由控制器6以與對第二檢查模塊8的控制相似的方式來控制。在這種情況下，應當在控制器6中提供其他信號生成器。
[0132]多個源的級聯觸發也可以通過管理每個源之間的一個或多個時延而被實現。
【權利要求】
1.一種用於檢查生物流體的檢查設備，包括用於該流體流通的通道(2)、設置於所述通道(2)的第一區域(10)處的第一檢查模塊(4)、以及設置於所述通道(2)的第二區域(12)處的第二檢查模塊(8)，該設備被布置用來提供表示第二檢查模塊(8)的輸出的量， 其特徵在於，第一檢查模塊(4)被布置用來測量穿過第一區域(10)的流體的至少一個電特性，第二檢查模塊(8)被布置用來測量穿過第二區域(12)的流體的至少一個光學特性，並且該檢查設備還包括控制器(6)，該控制器連接到第一檢查模塊(4)和第二檢查模塊(8)並且被布置用來根據第一檢查模塊(4)的輸出來控制第二檢查模塊(8)，其中，該控制器(6)適於發射相對於第一檢查模塊(4)的輸出信號具有選定的時延的控制信號，該控制器(6)被布置用來根據第一區域(10)與第二區域(12)之間的距離、第二檢查模塊(8)的至少一個時間特性以及穿過通道(2)的流體的速度，來限定所選定的時延。
2.根據權利要求1所述的設備，其中，第二檢查模塊(8)—方面包括被布置用來照射第二區域(12)的照明單元(14)，並且另一方面包括被布置用來收集和測量已經穿過第二區域(12)的光線的至少一個光學特性的分析單元(16)，並且控制器(6)控制照明單元(14)。
3.根據權利要求2所述的設備，其中，控制器(6)還控制分析單元(16)。
4.根據權利要求2和3之一所述的設備，其中，照明單元(14)包括照明源(18)，該照明源包括至少一個雷射器和/或至少一個光電二極體和/或至少一個雷射二極體。
5.根據權利要求4所述的設備，其中，照明源(18)包括白光雷射器。
6.根據權利要求4所述的設備，其中，照明源(18)包括多個雷射，每個雷射都具有各自的發射波長。
7.根據權利要求4至6之一所述的設備，其中，照明單元(18)包括光線導向件(20)，該光線導向件包括用於接收由照明源(18)發射的光線的第一端部(22)和用於照射第二區域的第二端部(26)。
8.根據權利要求4至7之一所述的設備，其中，照明單元(18)包括聲光調製器，該聲光調製器被布置用來接收由照明源(18)發射的光線並且用來在控制器(6)的控制下選擇性地再次發射該光線。
9.根據前述權利要求之一所述的設備，包括設置在所述通道的各個區域處的一個或多個輔助檢查模塊，每個輔助檢查模塊都被布置用來測量穿過其相應區域的流體的至少一個光學特性，並且，所述控制器被布置用來控制輔助檢查模塊中的至少一些。
【文檔編號】G01N15/14GK103460115SQ201280004687
【公開日】2013年12月18日 申請日期:2012年1月2日 優先權日:2011年1月7日
【發明者】N·龍雅特, P·內裡, P·布魯內爾 申請人:奧裡巴Abx股份有限公司, 利摩日大學, 國家科研中心