來自小樣品體積的成形血液組分沉降速率的快速測量的製作方法

2023-09-11 02:24:20 1

紅細胞沉降速率(ESR，erythrocyte sedimentation rate)，也稱為沉降速率或別爾納茨基(Biernacki)反應，是指紅血細胞沉降的速率，通常是在為期一(1)小時的時間內測量的。它是一種常見的血液學檢驗和一種對炎症的非特異性測量。為了使用傳統技術進行檢驗，將抗凝血放置在直立管中，該直立管被稱為韋斯特格倫-卡茲(Westergren-Katz)管，並且以mm/小時來測量紅血細胞沉降的速率並對其進行描記。具體地，韋斯特格倫方法需要將2ml的靜脈血液收集到含有0.5ml的檸檬酸鈉的管中。樣品應在室溫下儲存不超過2小時或在4℃下儲存不超過6小時。血液被吸入韋斯特格倫-卡茲管中到200mm標誌處。將該管在機架中放置於絕對垂直的位置在室溫下達一小時，在此時測量表面彎月面的最低點到無紅細胞的血漿與樣品的由紅細胞佔據的部分之間的交界面的距離。以1小時多少毫米(mm/h)所表示的紅細胞交界面所移動的距離為ESR。

ESR受親沉降因素與抗沉降因素之間的平衡制約，所述親沉降因素主要指纖維蛋白原(但是也可能指血清C反應蛋白(CRP)、免疫球蛋白A和G、α(1)-酸性糖蛋白和α(1)-抗胰蛋白酶的水平)，所述抗沉降因素主要指紅細胞的負電荷(ζ電勢)。在炎症的影響的一個示例中，血漿中高濃度的纖維蛋白原造成紅血細胞彼此粘附。紅血細胞粘附以形成被稱為「紅細胞錢串」的堆棧，所述堆棧比單個紅細胞沉澱得更快。紅細胞錢串形成還可能與淋巴細胞增生性障礙相關聯地出現，在淋巴細胞增生性障礙中發現一種或多種免疫球蛋白處於高濃度。然而，在馬、貓和豬中紅細胞錢串形成可能是正常生理發現。

ESR因任何炎症的病因或病灶而增大。在懷孕和類風溼性關節炎中ESR增大，而在紅細胞增多症、鐮狀細胞性貧血、遺傳性球形紅細胞病和充血性心衰中ESR減小。女性中基礎ESR略微更高些。

用於測量ESR的標準斷定方法是韋斯特格倫檢驗，並且該檢驗使用大體積的血液，通常為若干ml。由於許多樣品具有低至10mm/小時的ESR，因此其通常需要一個小時的溫育。使ESR增大的炎症因素包括纖維蛋白原、C反應蛋白(CRP)以及一些免疫球蛋白，這些可以使ESR增加到高達100mm/小時。

用於進行沉降檢驗的傳統技術具有各種限制。例如，如所討論的，韋斯特格倫沉降檢驗需要抽取相當大體積的血液。此外，傳統沉降檢驗技術花費大幅時間段並且可能在獲得測試結果中造成時間滯後，時間滯後可能導致診斷和治療的延誤，這可能會對患者的健康產生有害影響。

援引併入

本說明書中所提及的所有出版物、專利和專利申請均通過引用而併入於此，程度猶如具體地和個別地指出要通過引用而併入每一個別出版物、專利或專利申請。

技術實現要素：

可能期望具有可以在非常短的時間內完成沉降速率檢驗，諸如但不限於在數秒至幾分鐘的量級上完成。對於分布式檢驗設置，還可能期望具有僅使用小血液體積的沉降速率測量，諸如可以通過備選部位、非靜脈採血或最低限度靜脈採血來獲取。還可能期望以自動化方式(無需人工觀察)進行沉降測量並創立所述測量的客觀記錄。此外，可以通過執行並且/或者使與沉降速率測量並行的其他分析參數的復用測量的速度最大化來獲得在優化患者的管理中有用的進一步信息。

在本文所描述的一個實施方式中，所述沉降速率測量方法可以使用(1)用於從血漿中分離紅血細胞的離心分離技術和(2)視頻和/或靜態成像能力。兩者都可以單獨使用或者結合使用以使紅細胞沉降加速並且測量其速率。當然，可以使用除了離心分離以外的用於使沉降加速的技術來代替離心分離或者與離心分離結合以分離血液組分。

在一個非限制性示例中，所述方法可以有利地(1)使得能夠實現用諸如約20-25微升(「uL」或「μL」)或更少的小血液樣品體積對ESR的快速測量(秒)，(2)使得使用自動圖像分析能夠確定紅血細胞沉降速率和紅細胞比容兩者，以及/或者(3)使得自動化技術能夠補償紅細胞比容對未校正的ESR的影響以便提供對應於傳統韋斯特格倫法的值。當然，不排除使用大體積血液的備選實施方式。由於校正紅細胞比容的能力，本文所描述的沉降測量技術的一些實施方式比傳統韋斯特格倫技術更加穩健，並且可以用在具有在韋斯特格倫測試所要求的狹窄範圍之外的纖維蛋白原和/或紅細胞比容水平的樣品上。

使用本文的實施方式，使用小血液體積大約幾秒就可獲取校正的ESR並且其補償了紅細胞比容對ESR的影響。在初始離心分離期間大約幾秒獲取結果可以加速診斷向患者的遞送。

再者，在復用測定程序的背景下，常見的預處理步驟已經涉及在對存在於血漿/血清中的細胞標誌物和分析物的測量之前從血漿或血清中分離紅細胞和白細胞。因而，便於合併ESR測量連同這樣的預處理程序，該預處理程序將會在測定準備過程中已被執行。所述ESR測量將不會在額外的處理時間或可從非靜脈收集方法得到的有限數量血液的使用方面造成顯著的負擔。舉非限制性示例而言，應當理解，包括(一個或多個)預處理步驟的測定處理可以發生在單一儀器化系統中。可選地，一些實施方式可以在一個儀器中執行一個或多個步驟而在另一儀器中執行另外的一個或多個步驟。

還應當理解，本文所描述的實施方式可以適於具有下文所描述的一個或多個特徵。在一個非限制性示例中，典型的方案可以取20uL血液於離心器皿中並且使擺式離心機轉子以4000rpm(580*g)旋轉約10s。在此期間，通過視頻成像來觀察含有紅血細胞的樣品部分與清除了紅血細胞的樣品部分之間的交界面。雖然不排除其他的時間段，但是在這一短的時間段內獲得ESR測量值可能是有利的。可選地，一些實施方式可以針對紅細胞比容的影響而校正這些「原始」ESR值。可以在與用於原始ESR的測量的操作相同的操作中測量紅細胞比容。在一個非限制示例中，在離心分離期間用以測量ESR的相對低速的旋轉之後，增加旋轉速度以壓積紅血細胞。通過對壓積的紅血細胞的圖像分析和上清液血漿體積來確定紅細胞比容。可選地，還可以使用其他用於測量紅細胞比容的技術來校正「原始」ESR值。

本文的實施方式中的至少一個可以在不使用沉降曲線的非線性(指數)部分的基本線性變換的斜率的計算的情況下校正ESR。

本文的實施方式中的至少一個可以在不計算發生在沉降曲線的非線性部分的多個紅細胞/血漿交界面位置的數學函數的情況下校正ESR。

本文的實施方式中的至少一個可以在不選擇位於沉降曲線的所述非線性部分中的一段沉降曲線的情況下校正ESR。

本文的實施方式中的至少一個可以僅基於沉降曲線的(一個或多個)線性部分的測量來校正ESR。

本文的實施方式中的至少一個可以基於基本上由沉降曲線的(一個或多個)線性部分組成的測量來校正ESR。通過「基本上由……組成」，是指所述測量的至少90％或更多是基於(一個或多個)線性部分。

本文的實施方式中的至少一個可以在不確定表示血液樣品中細胞間紅細胞相斥的幅度的沉降曲線的非線性節段的數學函數的情況下校正ESR。

本文的實施方式中的至少一個可以在不否定樣品離心分離期間形成沉降曲線的線性部分的時間段的情況下校正ESR。

本文的實施方式中的至少一個可以使用不是從離心分離技術得到的紅細胞比容測量來針對紅細胞比容校正ESR，舉例而言，諸如紅細胞用洗滌劑的溶解並與鐵氰化物和氰化物混合，接著對所形成的氰化高鐵血紅蛋白的吸光度的測量。

本文的實施方式中的至少一個可以調整血液樣品使得其處於已知的用於沉降測量的紅細胞比容水平。

在本文所描述的至少一個實施方式中，提供了一種方法，該方法包括：對血液樣品使用加速血液組分分離技術達一段時間以從血漿中分離成形血液組分；至少基於以下各項來確定所述成形血液組分的沉降速率：時間相關壓實曲線和紅細胞比容校正係數，其中在加速血液組分分離已經開始之後為所述血液樣品中的至少一種成形血液組分建立時間相關壓實曲線，所述壓實曲線具有初始近似線性部分和所述線性部分之後的非線性部分。

在本文所描述的至少一個實施方式中，提供了一種方法，該方法包括：將器皿中的血液樣品離心分離達一段時間；在離心分離已經開始之後為所述血液樣品中的至少一種成形血液組分建立時間相關壓實曲線，所述壓實曲線具有初始近似線性部分；通過對所述壓實曲線的近似線性部分使用紅細胞比容校正係數來校正紅細胞比容對所述成形血液組分的沉降速率的影響。

應當理解，本公開內容中的實施方式可以適於具有下文所描述的一個或多個特徵。在一個非限制性示例中，所述方法包括用根據參考技術的沉降速率來校準根據基於離心機的技術的沉降速率。可選地，所述參考技術是韋斯特格倫技術。可選地，所述樣品為約25uL更少。可選地，離心分離以第一速度發生達第一時間段，繼而以第二更快的速度發生達第二時間段。可選地，離心分離包括使用被配置用於允許在離心分離期間對所述血液樣品視覺觀察的離心機以確立所述血液樣品中的一種或多種成形血液組分的交界面位置。可選地，離心分離包括使用其上具有窗口的離心機以使得能夠實現對所述血液樣品的視覺觀察，從而確立隨時間推移的紅細胞/血漿交界面位置。可選地，離心分離包括使用離心機、光源和圖像捕捉裝置以使得能夠實現對所述血液樣品視覺觀察，從而確立隨時間推移的成形血液組分/血漿交界面位置。可選地，通過在所述時間段內捕捉離心器皿中的一種或多種成形血液組分的交界面位置的多個圖像來收集壓實曲線數據。可選地，使用所述多個圖像中的像素位置來準確地確定交界面位置。可選地，通過在一段時間後捕捉所述離心器皿中的一種或多種成形血液組分的交界面位置的單一圖像來收集壓實曲線數據，其中基於上清液液體的彎月面的位置和交界面位置計算沉降速率。可選地，壓實曲線數據是在所述樣品正在進行離心分離時收集的。可選地，使用離心分離來獲得紅細胞比容測量值並用於校正紅細胞比容對沉降速率測量值的影響。可選地，校正紅細胞比容包括計算存在於所述曲線中的多個成形血液組分交界面位置的數學函數，所述函數可用於校正因紅細胞比容的沉降速率變化。可選地，樣品中的紅細胞比容測量值是根據與離心分離分開的技術得到的。可選地，圖像變換用於彎曲交界面至平坦交界面的轉換。可選地，選擇圖像變換參數，使成形血液組分交界面位置的視頻通過圖像變換，繼而選出覆蓋空氣/血漿交界面和紅細胞交界面兩者的整個位置範圍的感興趣區域。可選地，對於所述視頻中的每一時間點，對所述感興趣區域內跨包含所述樣品的樣品器皿的每一行的像素強度值求平均以產生表示沿所述樣品器皿徑向向下的強度的單列。可選地，使用沉降分布圖的線性區域來提取沉降速率。可選地，所述成形血液組分是白血細胞。可選地，所述成形血液組分是血小板。

應當理解，本公開內容中的實施方式可以適於具有下文所描述的一個或多個特徵。在一個非限制性示例中，所述方法包括對所述圖像執行圖像變換以將具有彎曲交界面的圖像變換成具有筆直直線交界面的校正圖像；在離心分離已經開始之後基於所述校正圖像中的交界面位置為所述血液樣品中的至少一種成形血液組分建立時間相關壓實曲線。可選地，所述方法包括：使用可編程處理器控制的系統將血液樣品的至少一部分從血液樣品位置轉移到離心器皿中；使用受可編程處理器控制的樣品處理系統將所述器皿從第一可尋址位置轉移到具有第二可尋址位置的離心機；將所述器皿中的血液樣品離心分離達一段時間；在離心分離之後收集成形血液組分和血漿交界面位置的至少一個圖像；在離心分離已經開始之後基於所述校正圖像中的(一個或多個)交界面位置為所述血液樣品中的至少一種成形血液組分建立時間相關壓實曲線。可選地，將所述器皿從所述離心機中移除以獲得所述圖像。可選地，在獲得所述圖像後將所述器皿返回給所述離心機。可選地，所述方法包括改變離心分離速度以建立至少一種成形血液組分在所述段時間內的線性壓實曲線直到壓實已經完成；監測離心分離速度分布圖達時間段的至少一部分；以及基於所述離心分離速度分布圖確定血液組分沉降速率。可選地，所述方法包括在初始時間收集成形血液組分和血漿交界面位置的至少第一單一圖像；在沉降的速率仍是線性的第二時間收集成形血液組分和血漿交界面位置的至少第二單一圖像；基於所計算的線性沉降速率和紅細胞比容校正係數來計算所述血液樣品中的至少一種成形血液組分的沉降速率。

在本文所描述的又一實施方式中，提供了一種方法，該方法包括：將器皿中的血液樣品離心分離達一段時間；使用對單一狀態條件下的所述器皿的成像來建立沉降速率；以及通過使用紅細胞比容校正係數來校正紅細胞比容對成形血液組分的沉降速率的影響。如本文所使用，使用成像可包括使用所述器皿的單一圖像來確定沉降速率。舉非限制性示例而言，當使用所述器皿的單一圖像時，所述器皿中的上清液液體的彎月面顯示出初始水平而帶有上清液液體的成形組分的交界面位置顯示出當前位置，據此計算沉降速率。可選地，一些實施方式可以使用多個圖像用於沉降速率計算，但是所有圖像都是在所述器皿處於單一狀態條件下時所述器皿的圖像。可選地，所有圖像都是所述器皿在單一時間點的圖像。可選地，所有圖像都是在所述成形組分交界面位置在所述器皿未變化時所述器皿的圖像。在一個非限制性示例中，使用雙速度來擴展ESR測定的動態範圍。可選地，一些實施方式可以使用在三個或更多個速度下的離心分離而不只是兩個速度。雖然本文是在離心機的背景下描述的，但是應當理解，可以將這裡提及的離心機速度視為施加到樣品上的G力的代理，並且應當理解，本文的概念可以適用於其他提供對成形樣品分的加速沉降但不使用離心機的實施方式。

在本文所描述的又一實施方式中，描述了一種方法，該方法包括對器皿中的血液樣品使用加速血液組分分離技術達至少一段時間；在初始時間捕捉所述器皿中的成形血液組分和血漿交界面位置的至少第一單一圖像；在線性沉降時間段內的第二時間捕捉成形血液組分和血漿交界面位置的至少第二單一圖像；基於所計算的線性沉降速率和紅細胞比容校正係數計算所述血液樣品中的至少一種成形血液組分的沉降速率。

應當理解，本公開內容中的實施方式可以適於具有下文所描述的一個或多個特徵。在一個非限制性示例中，所述加速血液組分分離技術包括離心分離。可選地，所述方法還包括用根據參考技術的沉降速率校準根據基於離心機的技術的沉降速率。可選地，所述參考技術是自動化韋斯特格倫技術。可選地，所述參考技術是人工韋斯特格倫技術。可選地，所述血液樣品為約25μL或更少。可選地，離心分離以第一速度發生達第一時間段，繼而以第二更快的速度發生達第二時間段。可選地，所述第一速度被配置用於對所述樣品提供基本上一致的力，而所述第二速度被配置用於提供相對於與所述第一速度相關聯的基本上一致的力更大的力但是處於更大的力變化範圍。可選地，所述加速血液組分分離技術以第一G力發生達第一時間段，繼而以第二更大的G力發生達第二時間段。可選地，所述第一G力是以基本上一致的力對所述樣品提供的，而所述第二第一G力是以相對於所述第一G力的基本上一致的力更大的力但也處於更大的力變化範圍而提供的。可選地，所述第一G力處於約35G至約45G的範圍中。可選地，所述第一G力處於約30G至約50G的範圍中。可選地，所述第一G力處於約10G至約60G的範圍中。可選地，所述第二G力處於約10G至約100G的範圍中。可選地，所述第一G力是一個足以使沉降加速但並不至於快到在沉降變化處於線性範圍時顯現出沉降變化之前使所述成形組分變得完全壓實。可選地，所述第二G力具有是較低速度的測量旋轉的至少約2倍或更高的高速旋轉。

在本文所描述的又一實施方式中，描述了一種方法，該方法包括對血液樣品使用力以減少與計算所述血液樣品中的至少一種成形血液組分的沉降速率相關聯的測量時間。

在本文所描述的又一實施方式中，提供了一種與樣品一起使用的裝置，所述裝置包括：離心機，其具有離心器皿保持器，所述離心器皿保持器被配置用於允許在離心分離期間對所述器皿保持器中的血液組分交界面位置的檢測。可選地，所述離心機具有窗口，用以允許在離心分離期間對所述離心器皿保持器的視覺觀察。可選地，所述離心機具有照明源，用以允許對所述樣品中的血液組分交界面位置的檢測。

在本文所描述的又一實施方式中，提供了一種系統，其包括：離心機，其具有離心器皿保持器，所述離心器皿保持器被配置用於允許在離心分離期間對所述器皿保持器中的所述器皿保持器中的血液組分交界面位置的檢測；樣品處理系統，其用於將血液樣品從第一位置運送到所述離心機上的位置；以及處理器，其被編程用於在離心分離的至少一部分期間記錄交界面位置。

應當理解，本公開內容中的實施方式，一種包括來自本文的任何其他實施方式的至少一個技術特徵的方法。可選地，一種方法可包括來自本文的任何其他實施方式的至少任何兩個技術特徵。

可選地，一種裝置可包括來自本文的任何其他實施方式的至少一個技術特徵。可選地，一種裝置可包括來自本文的任何其他實施方式的至少任何兩個技術特徵。可選地，一種系統可包括來自本文的任何其他實施方式的至少一個技術特徵。可選地，一種系統可包括來自本文的任何其他實施方式的至少任何兩個技術特徵。

提供本發明內容來以簡化形式介紹挑選出的概念，所述概念在以下具體實施方式中進一步描述。本發明內容並不旨在確定請求保護的主題的關鍵特徵或主要特徵，也不旨在用於限制請求保護的主題的範圍。

附圖說明

圖1示出了在韋斯特格倫-卡茲管中高、中和低ESR血液樣品的紅細胞沉降的曲線圖。

圖2A-圖2B是在透明離心分離器皿中血液樣品的圖像。

圖3示出了帶有檢測系統的一個實施方式的離心機的原理圖。

圖4-圖5示出了使用檢測系統的一個實施方式所捕捉的圖像。

圖6A-圖7C示出了經受離心分離的血液樣品中的交界面的一系列校正的和未校正的圖像。

圖8A-圖8B示出了針對一個檢驗樣品的各個記波圖。

圖9示出了針對一個檢驗樣品的沉降曲線圖。

圖10A-圖10B示出了利用各種擬合函數擬合至繪製於圖9上的數據的沉降曲線圖。

圖11-圖14是示出了具有各種水平的添加纖維蛋白原的樣品的各種樣品沉降特性的曲線圖。

圖15示出了被操縱具有不同紅細胞比容水平的若干血液樣品的沉降速率。

圖16是具有也在圖15中示出的不同紅細胞比容水平的樣品的交界面位置隨時間推移的曲線圖。

圖17是一個具有不同紅細胞比容水平的樣品在10秒的時間段內交界面位置的曲線圖。

圖18A示出了本文的一個未進行紅細胞比容校正的實施方式的ESR曲線圖。

圖18B示出了本文的一個進行了紅細胞比容校正的實施方式的ESR曲線圖。

圖18C示出了根據本文的一個實施方式的基於血紅蛋白濃度的紅細胞比容測量的曲線圖。

圖19和圖20圖示了使用非LOG和LOG軸繪製的若干樣品(如圖15中詳細說明)的沉降速率。

圖21示出了圖示白血細胞交界面的記波圖。

圖22示出了具有樣品處理組件、預處理組件和分析組件的集成系統的一個實施方式的示意圖。

具體實施方式

應當理解，前文的概括描述和以下的詳細描述都僅僅是示例性的和解釋性的，並且不對所要求保護的本發明構成限制。可以注意到，如本說明書和所附權利要求書中所使用，單數形式「一個」、「一種」和「該」等包括複數指代對象，除非上下文另有明確規定。因此，舉例而言，提到「一種材料」可包括多種材料的混合物，提到「一種化合物」可包括多種化合物等。本文引用的參考文獻通過特此引用而全文併入於此，除非它們達到與本說明書中明確闡述的教導相衝突的程度。

在本說明書中以及在隨後的權利要求書中，將會提到若干術語，這些術語應被定義為具有以下含義：

「可選的」或「可選地」意指隨後描述的事件可能發生或者可能不發生，從而該描述包括發生該事件的情況和不發生該事件的情況。例如，如果裝置可選地包含針對樣品收集孔的特徵，這意味著該樣品收集孔可能存在或者可能不存在，並且因此，該描述同時包括其中裝置具備該樣品收集孔的結構和其中不存在該樣品收集孔的結構。

現參考圖1，示出了一組血液樣品的紅細胞/血漿交界面的歷程。圖1示出了一系列樣品在韋斯特格倫-卡茲管中紅細胞沉降的歷程，其中實線示出了高ESR、虛線示出了中ESR以及點示出了低ESR。儘管將韋斯特格倫ESR描記為如圖1中所見的單一數字(mm/小時)，但是沉降速率在一小時內變化顯著，緩慢地開始，增大，繼而減小。標準韋斯特格倫法在一小時記錄單一位置處的ESR，以給出該一小時內的平均沉降速率。一種稱為Sigma ESR的較新方法通過取在20、30、40、50和60分鐘所移動的距離的總和已經顯示出與臨床相關變量的較佳相關性。

沉降曲線測量

各種各樣的技術可以用於建立一種或多種成形血液組分的沉降速率曲線。雖然主要是在測量紅細胞沉降速率的背景下描述本申請的，但是本文的系統和方法也可以適於用於測量其他成形血液組分的沉降速率，諸如但不限於測量白血細胞、血小板等的沉降速率。

在一個非限制性示例中，本文描述的一種技術包括通過以下各項來在沉降期間在幾個時間點拍攝圖像：將樣品器皿放置在離心機中、旋轉幾秒鐘、停止旋轉、移除器皿、將其放置在觀察器中、拍攝圖像以及重複上述各項以獲得隨時間推移的多個圖像。從裝置簡易性的角度來看，它是有幫助的在於其簡化了用於獲得此類圖像的硬體實現方式。本文其他處討論了測量沉降的能力，其中使用沉降曲線的初始(線性)部分的斜率來計算ESR。

當然，應當理解，一些實施方式可以在容器在離心機中處於原位時獲得此類與交界面位置有關的圖像/數據而無需為了成像使離心機停止以移除樣品器皿。當離心機轉子處於運轉中或靜息時可以拍攝原位圖像。還應當理解，雖然可以拍攝離散圖像，但是也可以使用視頻、連續成像以及每秒多幀成像。

現參考圖2A和圖2B，示出了在離心分離之前和在離心分離的早期階段紅細胞交界面的示例。舉非限制性示例而言，離心器皿可以全部或部分由諸如透明塑料(注塑成型聚苯乙烯)等透明材料製成。在一些實施方式中，透明部分可以是窗口、透亮埠或器皿中被對準用於允許對該器皿中的樣品的期望血液組分交界面進行成像的透亮條帶。在本實施方式中，離心器皿在其中點處的半徑為35mm(距旋轉軸的徑向距離)。在一個實施方式中，外半徑為35mm，內半徑(即，至液體的上表面)為28mm，因而中點為31.5mm。器皿中的樣品長度為7mm而器皿內徑為2.3mm。樣品器皿幾何形狀或待檢驗的樣品體積的變化可以通過對用於如本文其他地方將討論的紅細胞比容校正係數的經驗參數重新校準來說明。

在共同未決的美國專利申請序列號13/355,458和13/244,947中公開了包括離心器皿的尺寸、離心機轉子的構造以及離心機大小在內的其他合適的離心機設計和特徵，這些專利申請全部通過引用而完全併入於此用於所有目的。在通過引用所併入的申請中還描述了本系統的包括合適的成像裝置和流體處理系統在內的其他組件。例如，諸如在那些申請中描述的那些數位相機等數位相機的能力可以用於測量非常小的距離和距離變化率以測量ESR。圖像分析可以用於測量紅細胞與血漿之間的交界面的移動。

舉非限制性示例而言，在一些實施方式中，在離心分離已開始後的早期(數秒內)僅需兩次測量就足以明確具有高精度的沉降速率。在一個實施方式中，可以在達到初始最小離心機速度後拍攝第一圖像，繼而在約10秒後拍攝第二圖像。當然，不排除在其他時間段拍攝圖像，只要它們處於沉降曲線的線性部分中即可。

查看圖2A和圖2B，可見紅細胞交界面在靜止(垂直)管中的位置(短時間的離心分離)。在本非限制性示例中，在圖2A和圖2B中將擺動式離心器皿停止並且垂直朝向。當然，由於表面張力使交界面固定到位，因此靜止成像不需要管是垂直的(只要靜止成像很快地完成即可)。通常，這在一秒或兩秒內完成，否則RBC交界面將會開始流動。

如圖2A和圖2B中所見，在樣品的由紅血細胞和血漿所佔據的部分之間存在清晰可見的急劇過渡。在這些圖像中清晰可見水平的紅細胞交界面液面。圖2B中該交界面相對於圖2A中所移動的距離對應於圖像中的大量像素(50/mm)。因此，如所見，交界面所行進的像素的數目允許對交界面位置變化的精確追蹤。當然，可以使用諸如但不限於50像素/mm至1000像素/mm(或者更高)等其他圖像解析度來就每mm或每其他單位長度的像素數而言提供更大的粒度。可以使用每單位長度更少的像素只要解析度足以準確地確定交界面位置的變化即可。一些實施方式可以將圖像放大以使得更多像素與交界面相關聯並因而更多像素與交界面的位置變化相關聯。一些實施方式可以使用具有每單位面積具有更大數目的像素的檢測器。這通過測量更多像素並且具有檢測交界面位置的甚至更加細微變化的能力而提高了測量的靈敏度。

在一個實施方式中，提供了一種方法，該方法在離心機外殼中使用了透明窗口以使得可以在低速離心分離期間對沉降進行視頻記錄。再者，離心場導致彎月面變得更直(與離心力矢量成直角)，從而使對小沉澱距離的測量更容易。當在離心機轉子正旋轉的同時而捕捉圖像時這可能尤為正確。通過使小體積(20-25uL)血液以中間速度(通常為4000rpm，不過1000至6000rpm也可能是合適的)旋轉，在該實施方式中在約三分鐘內完成了紅血細胞的幾乎完全沉降。實際上，一種方法可以以相對低的速度(1000至4000rpm)進行幾秒鐘的沉降測量，繼而將速度提高到約10000rpm進行約三分鐘以壓積紅血細胞並且確定紅細胞比容。在一個實施方式中，低速旋轉約為40G。可選地，一些實施方式的旋轉可以創造約40G至100G範圍內的G力。可選地，一些實施方式的旋轉可以創造約10G至60G範圍內的G力。可選地，一些實施方式的旋轉可以創造約10G至100G範圍內的G力。在一個實施方式中，期望的G速度是這樣的G速度：該G速度足以使沉降加速但並不至於快到在沉降的變化處於線性範圍的同時顯現沉降的變化之前使成形組分變得完全壓實。

在一個實施方式中，這種在不同離心力(其通常與離心機速度線性相關)下的多階段旋轉允許對沉降的成像，繼而快速旋轉減慢以實現對血液組分的壓實和從血漿的分離。可選地，一些實施方式可以具有1000rpm+/-20％rpm範圍內的低速旋轉。可選地，一些實施方式可以具有800rpm至1500rpm範圍內的低速旋轉。可選地，一些實施方式可以具有是較低速度的測量旋轉的約2倍或更高的高速旋轉。可選地，一些實施方式可以具有是較低速度的測量旋轉的約3倍或更高的高速旋轉。可選地，一些實施方式可以具有是較低速度的測量旋轉的約4倍或更高的高速旋轉。可選地，一些實施方式可以具有是較低速度的測量旋轉的約5倍或更高的高速旋轉。可選地，一些實施方式可以具有是較低速度的測量旋轉的約6倍或更高的高速旋轉。可選地，一些實施方式可以具有是較低速度的測量旋轉的約7倍或更高的高速旋轉。可選地，一些實施方式可以具有是較低速度的測量旋轉的約8 倍或更高的高速旋轉。可選地，一些實施方式可以具有是較低速度的測量旋轉的約9倍或更高的高速旋轉。可選地，一些實施方式可以具有是較低速度的測量旋轉的約10倍或更高的高速旋轉。可選地，一些實施方式可以具有是較低速度的測量旋轉的約15倍或更高的高速旋轉。可選地，一些實施方式可以具有是較低速度的測量旋轉的約20倍或更高的高速旋轉。

可選地，在低速下，測量旋轉部分，一旦從先前所闡述的各種範圍中選擇了期望的RPM，就可以使用控制器或其他裝置來維持該期望的rpm，以使得可以進行期望的成形組分測量。這一期望的rpm可以處於目標RPM的受控速率+/-1％。可選地，受控速率可以為目標RPM的+/-2％。可選地，受控速率可以為目標RPM的+/-3％。可選地，受控速率可以為目標RPM的+/-4％。可選地，受控速率可以為目標RPM的+/-5％。在實施方式中，該過程可能涉及一段以受控速率的低速離心機旋轉，繼而高速旋轉，其中主要因素是讓離心機盤在最小閾值以上旋轉，其中恰當的RPM不及維持至少最小旋轉速率重要。

現參考圖3，現將會描述能夠監測交界面位置的離心機100的一個實施方式。為了監測沉降，可以將圖像捕捉裝置110定位於離心機100附近，伴隨著將諸如但不限於綠LED等光源112定位成從相對位置提供照明。可選地，不排除另一顏色或另一波長的照明光源。圖像捕捉裝置110可以是靜態相機、高速相機、攝像機或其他足以檢測交界面的位置的裝置。當然，也不排除其他檢測器，諸如但不限於非圖像捕捉裝置。舉非限制性示例而言，這裡的一個非視覺成像裝置可以是光電二極體，該光電二極體可以起檢測器的作用以檢測血液組分交界面何時經過檢測器或通過光的大量透射以檢測被RBC或者其他(一種或多種)血液組分所阻擋的體積的比例。可以使用非視覺成像檢測器，即使它們可能實際上沒有傳送視覺圖像但是仍然可以檢測樣品中的交界面液面位置和/或位置變化。

對本文其他處描述的相機或其他檢測裝置的任何描述均可適用。在一個示例中，圖像捕捉裝置110可以是數位相機。圖像捕捉裝置還可包括電荷耦合裝置(CCD)或光電倍增管和光電管，或者光探測器或者諸如掃描顯微鏡等其他檢測裝置(無論是背照式還是前照式)。。在一些情況下，相機可以使用CCD、CMOS，可以是無透鏡(計算)相機(例如，Franken相機)、開源相機，或者可以使用本領域內已知或以後開發的任何其他視覺檢測技術。相機可包含一個或多個特徵，所述特徵可以在相機使用過程中使相機聚焦，或者可以捕捉圖像，所述圖像可以稍後再聚焦。在一些實施方式中，成像裝置可以採用2d成像、3d成像以及/或者4d成像(併入了隨時間的變化)。成像裝置可以捕捉靜態圖像。可以在一個或多個時間點捕捉靜態圖像。成像裝置還可以捕捉視頻和/或動態圖像。可以在一個或多個時間段內連續地捕捉視頻圖像。還可以應用對成像裝置和/或檢測單元的任何其他描述，優選地只要它們能夠檢測交界面位置的變化即可。

在一個非限制性示例中，光源112可以是發光二極體(LED)(例如，砷化鎵(GaAs)LED、砷化鋁鎵(AlGaAs)LED、磷砷化鎵(GaAsP)LED、磷化鋁銦鎵(AlGaInP)LED、磷化鎵(III)(GaP)LED、氮化銦鎵(InGaN)/氮化鎵(III)(GaN)LED或磷化鋁鎵(AlGaP)LED)。在另一示例中，光源可以是雷射器，例如，垂直腔面發射雷射器(VCSEL)或其他合適的光發射器，諸如磷化銦鎵鋁(InGaAlP)雷射器、磷砷化鎵/磷化鎵(GaAsP/GaP)雷射器或砷化鋁鎵/砷化鎵(GaAIAs/GaAs)雷射器。光源的其他示例可包括但不限於電子激發光源(例如，陰極射線發光、電子激發冷光(ESL燈泡)、陰極射線管(CRT監視器)、尼克西管)、白熾光源(例如，碳鍵燈、傳統白熾燈泡、滷素燈、格羅棒、能斯特燈)、電致發光(EL)光源(例如，發光二極體、有機發光二極體、聚合物發光二極體、固態照明、LED燈、電致發光片、電致發光線)、氣體放電光源(例如，螢光燈、感應照明、空心陰極燈、霓虹燈和氬氣燈、等離子體燈、氙氣閃光燈)或高強度放電光源(例如，碳弧燈、陶瓷放電金屬滷化物燈、汞介質弧碘燈、水銀蒸氣燈、金屬滷化物燈、鈉蒸氣燈、氙弧燈)。或者，光源可以是生物發光、化學發光、磷光或螢光光源。

如圖3中所見，含有血液樣品於其中的離心器皿114可以被定位成以便處於圖像捕捉裝置110與光源112之間以使得能夠顯現器皿中的(一個或多個)成形血液組分交界面的位置。離心機轉子116可以被配置成具有開口、窗口或其他允許在離心分離期間顯現離心器皿114的區域。在離心分離旋轉期間可以使用測量沉降，但是應當理解，也不排除在離心機處於靜息時在旋轉之間或在旋轉之後測量沉降。

在圖3的本實施方式中，離心機轉子116的旋轉軸可以是垂直的。應當理解，不排除其他的旋轉軸，諸如水平的或成角度的旋轉軸。一些實施方式可以在一個時間段期間具有第一定向而在第二或其他時間段期間具有第二定向。

在一個非限制性示例中，通過成像來獲取離心器皿的頂部和/或底部的位置以作為參考點，隨後使用這些數據來校準液體和交界面液面。圖4示出了離心機中離心器皿114的相機視圖。來自離心器皿114後面的光源112的照明允許對血液樣品S和血液/空氣交界面120的顯現。由箭頭122示出了旋轉的方向。

現參考圖5，現將會描述離心器皿114中血液樣品的(一個或多個)交界面的放大視圖。圖5是離心分離期間紅血細胞沉降的圖像。空氣/血漿交界面130和血漿/紅血細胞交界面132在該圖像中如銳利線條(其將不同對比度的空間區域分開)是清晰可辨的。在圖5的圖像中還示出了空氣/血漿交界面上方的空間134、血漿136和被紅血細胞阻擋的光138。

應當理解，不排除閃光照明或同步至轉子位置的捕捉幀，但是在本實施方式中，其不是圖像捕捉所需要的。在該非限制性示例中，對於圖5的圖像，用於CCD相機圖像採集的200ms曝光(相對於旋轉時間較短)使得交界面130和132在旋轉期間清晰可見(見圖5)。這與轉動周期相比較長(即，在該時間期間發生許多轉動，因此圖像模糊)。在轉子軸周圍圖像模糊，使得空氣/血漿交界面和血漿/紅細胞交界面如弧般可見(雖然或許存在也可考慮的閃光效應)。雖然數據採集不需要將幀捕捉同步至轉動，但是一些實施方式可以使用同步。可選地，一些沒有同步的實施方式可能導致條紋，其可以通過較長的曝光和圖像處理的結合來補償。其他實施方式可以使用更快的圖像採集技術以生成使模糊最小化和/或消除的圖像。一些實施方式可以使用閃光照明或其他技術來捕捉快速移動物體的圖像，諸如在離心分離期間含有樣品的器皿的圖像。

如圖5中所見，光透射穿過離心器皿114的兩個區域可包括液體上方的空氣134和如所標記的空氣/血漿交界面130與血漿/紅細胞交界面132之間的血漿。空氣/血漿交界面130本身可見為弧形。實際上沒有光透過器皿114中紅細胞所在處(雖然，應當理解，當器皿114轉動到阻擋位置外時由於所透射的光的原因這一區域並不是完全黑暗的)。

在一個實施方式中，以每秒五幀，用長曝光(～200ms)來捕捉圖像達三分鐘，繼而處理圖像以提取沉降曲線。可選地，成像的速率包括但不限於1、2、4、8、16、32、64或128個圖像每秒。可選地，曝光時間包括但不限於10、20、40、80、160、320或640ms。測量期間的溫度也可能變化。雖然本文的許多實施方式在室溫下進行測量，但是不排除其他溫度，例如，37℃。在校準中將會考慮溫度的影響，諸如以便確定校正係數的經驗參數。另外，離心機旋轉加速的時間通常約為3秒鐘，但是不排除更快或更慢的旋轉加速時間。

舉非限制性示例而言，正在測量的期望的成形血液組分的沉降速率可以由以下各項來定義：

1)將血漿/紅血細胞交界面位置與時間擬合成指數，或者

2)取最初幾秒鐘內交界面移動的(線性)速率以給出參數，繼而可將參數與韋斯特格倫ESR關聯。

雖然不排除其他設置，但是應當理解，沉降的時間通常定義為在轉子116達到目標速度之後開始，此時保持離心器皿114的勺鬥在旋轉平面中是徑向朝向的並且因此處於進行圖像捕捉和處理的最佳位置。

數據預處理

圖像變換

現參考圖6A-6B，本文的一個實施方式可以在分析之前使用圖像預處理步驟，該圖像預處理步驟可以是(1)交界面弧至平坦交界面的轉換和(2)圖像的轉動以補償徑向上的任何微小偏移的組合。這以對交界面的y位置影響可忽略不計的方式使偏離中心的像素與中心軸線一致，因此來自轉動的管的模糊的弧現在是水平條紋。

如圖6A-圖6B中所見，初始圖像變換可以用來補償弧。圖6B中的圖像示出了具有選定的感興趣區域的矩形150，跨該感興趣區域執行水平求平均，以及示出了兩個短水平線，所述兩個短水平線示出了算法已經識別出空氣/血漿交界面130和血漿/紅細胞交界面132的位置在哪裡。

這一圖像變換需要移除由離心機的旋轉頻率與相機採集頻率之間的閃光效應所導致的、圖6A中所見的垂直線的影響。薄的垂直(即徑向)部分測量將易受這些線的影響，這些線緩慢地移動跨過圖像，但是矯直變換允許在x方向(與徑向成直角)上求平均並且使得分布圖(profile)免受移動線的影響。這一程序還提高了信噪比。

現參考圖7A-圖7C，示出了顯示不同程度的弧補償的示例。可以選擇圖像變換參數選集以引入期望水平的校正。圖7A示出了補償太少。圖7B示出了補償正好。圖7C示出了太多弧補償。

對於使用產生一系列具有不同弧和旋轉角校正的圖像的腳本的每個數據集，在圖像上疊加一些列水平線160允許判斷交界面何時是平坦的(在圖7A-圖7C的圖像中是水平的)。這對適當的弧校正程度的判斷可以由被配置用於圖像處理的可編程處理器來確定，可以基於校準程序預先設定，或者可以基於人工檢視來選擇。

一旦選擇了這些參數，就使所採集的圖像信息通過變換，該圖像信息可能是視頻。感興趣區域可以選擇成是覆蓋空氣/血漿交界面130和紅細胞交界面132兩者的整個位置範圍的區域。可選地，一些實施方式可以選擇僅覆蓋交界面130或132中的一個的感興趣區域。可選地，一些實施方式可以被配置用於把樣品中的一個或多個其他感興趣的區域作為目標。

沉降曲線提取

現參考圖8A-圖8B，對於多個圖像中的每一時間點，本文的技術的一個實施方式對感興趣區域150內的每一行(跨器皿114)的像素強度值求平均以產生表示沿器皿徑向向下的強度的單列。繼而將針對每一時間點的列匯集成記波圖，即，其中x軸表示時間而y軸表示沿著管的徑向位置的圖像。

圖8A示出了根據本文描述的一個實施方式的記波圖。圖8A的記波圖示出了隨時間推移(x-軸)沿著管向下(y-軸)的平均圖像強度。圖8A示出了空氣交界面130、血漿136、血漿/紅血細胞交界面132和紅血細胞140。更具體地，靠近圖像頂部的暗色水平線表示空氣/血漿交界面130，在其下方的明亮區域表示光透射穿過的血漿136，以及在底部的暗色區域是光被紅血細胞140阻擋所在之處。

圖8B示出了，為了提取空氣/血漿交界面和血漿/紅細胞交界面的位置，可以確定交界面相對於時間的一階導數(邊緣檢測)。導數是相對於沿著管向下的距離(y軸)而不是時間(x軸)。圖8B示出了空氣/血漿(上)交界面130和血漿/紅細胞(下)交界面132的位置。

在一個非限制性示例中，確定圖8B中的圖像的兩個局部最大值的位置，一個局部最大值表示空氣/血漿交界面而另一個表示血漿/紅細胞交界面。為了將這些(像素)位置轉換成由整個樣品佔據的體積和由紅血細胞佔據的體積，將離心管的頂部和底部的y位置(諸如從圖2中所示的靜止管圖像記錄的)連同對離心器皿的形狀的認知用作參考位置。

如圖9中所見，血漿/紅細胞交界面位置被轉換成紅血細胞所佔據的體積分數並且相對於時間繪製為離心機輔助沉降曲線180。圖9中的這一曲線是確定從視頻記錄中提取的沉降曲線的基於離心機的方法的一個非限制性示例的結果。

從沉降曲線計算ESR

一旦為每個樣品獲得了圖9的沉降曲線，就有許多可能的方式來提取與ESR相關的參數。一種將曲線精簡成單一參數以便分析的簡單方式是使用標準非線性最小二乘擬合將單指數擬合至血漿/紅細胞交界面的曲線。

在圖10A中示出了一個此類示例。對於圖10A，該曲線圖中的數據被示出為黑點200，x軸是以秒為單位的時間，而y軸是紅血細胞所佔據的體積分數。單指數擬合被示出為線202。

現參考圖10B，該曲線圖中的數據被示出為黑點200。圖10B示出了基本上雙線性的擬合。可以確定由線性擬合210示出的初始線性部分的梯度，以及在初始線性區段和壓積變慢的非線性區域之間的過渡的時間212，這裡由紅線214示出。

雖然這些使用標準非線性最小二乘擬合的簡單技術可以產生與ESR有關的信息，但是當將這樣的測量與傳統韋斯特格倫ESR測量相比較時，基於非線性最小二乘(NLS)擬合的相關性留有改進的餘地，這是因為NLS本身沒有考慮某些校正係數。

血漿蛋白對ESR的影響

了解一些可能影響ESR測量的因素有幫助於提取與傳統韋斯特格倫ESR測量更加密切相關的ESR參數。感興趣參數(ESR)對某些血漿蛋白的濃度有反應並且通過將這些蛋白中的一種添加到血液樣品中可以直接受到影響/操縱。

在本示例中，作為一種提供具有寬範圍的ESR值的樣品的技術，使用外源性纖維蛋白原來創造具有跨越整個感興趣範圍的ESR值(韋斯特格倫法中的0-120mm/h)的血液樣品。圖11示出了添加纖維蛋白原如何增大韋斯特格倫ESR值。

如圖11至圖14中所見，來自離心分離分析的若干參數顯示出與纖維蛋白原水平的良好相關性(並因此與ESR的良好相關性)、根據單指數擬合的最顯著的時間常數、壓積開始的時間以及初始線性梯度。參考圖12、圖13和圖14，在一些實施方式中，這些參數中的每一個可以用於獲得韋斯特格倫ESR值的估計。單指數擬合時間常數和壓積開始時間都擁有獨立於y軸比例的優勢。壓積開始時間和初始線性梯度擁有具有明晰物理意義的優勢。

圖11示出了韋斯特格倫ESR值隨著添加的纖維蛋白原的增加而增大。圖11圖示了具有不同水平的添加於其中的纖維蛋白原的單一樣品。

圖12示出了原始沉降曲線的單指數擬合的時間常數，其顯示出與添加的纖維蛋白原水平的良好相關性。

圖13示出了細胞壓積開始的時間，其顯示出與添加的纖維蛋白原水平的良好相關性。

圖14示出了原始沉降曲線的初始線性梯度，其顯示出與添加的纖維蛋白原水平的良好相關性。

紅細胞比容對ESR的影響

應當理解，除纖維蛋白原以外，紅細胞比容是影響韋斯特格倫及其他ESR測量的另一因素。事實上，韋斯特格倫紅細胞沉降受紅細胞比容影響強烈。在韋斯特格倫法中，許多實驗室要麼不匯報具有大於約45％的紅細胞比容的樣品的結果，要麼在測量ESR之前將樣品紅細胞比容調整到固定的水平(通常為45％)。該方法的本實施方式實際上比韋斯特格倫技術更好之處在於，韋斯特格倫飽和(即，不對纖維蛋白原<10mg/ml有反應)，而該方法的本實施方式對15mg/ml外而言不飽和。

基於離心機的ESR沉降與在重力下的測量相比受到紅細胞比容水平的影響甚至更加強烈。對於這裡的至少一些實施方式，對紅細胞比容的依賴性增加是因為容量較低——因而器皿尺寸較小。增大通常意味著紅細胞開始更加靠近在一起的紅細胞比容，通過對自由運動呈現物理障礙而增加血液的粘稠度，以及減小交界面可以在細胞變得壓積之前移動的最大距離，所有這些都使ESR降低，與來自炎症的纖維蛋白原無關。

為了說明紅細胞比容的顯著混雜效應，通過取相同的血液樣品並且在測量ESR之前調整紅細胞比容所進行的基於離心機的ESR測量，表明具有45％的典型紅細胞比容和22mm/h的正常ESR的人，如果紅細胞比容為60％則將會表現為5mm/h(非常低)，而如果紅細胞比容為35％則表現為93mm/h(非常高)，即使在臨床上很重要的血漿蛋白水平沒有變化的情況下亦是如此。換句話說，因紅細胞比容而造成的ESR變化可能比因臨床醫師感興趣的血漿蛋白而造成的ESR變化大。

存在若干種補償這種紅細胞比容的混雜效應的傳統方案。一個方案是使用紅細胞比容補償曲線，例如，來自Dintenfass(1974)的紅細胞比容補償曲線。一種消除混雜效應的更準確(如果更勞動密集的話)的方式是在檢驗之前簡單地將紅細胞比容改變為標準值，而不是使用圖表來校正紅細胞比容。一些ESR技術，例如「校正了紅細胞比容的ESR」包括這樣的初始步驟：該步驟將紅細胞比容固定到設定值(例如，45％)，使得測量的ESR真實地反映血漿的蛋白質含量(臨床相關)，而不是紅細胞比容(Borawski和2001)。

如圖15中所見，為了理解和估計紅細胞比容的影響，將一組十一(11)個樣品調整至35％、45％和55％紅細胞比容，繼而通過離心機ESR和韋斯特格倫ESR技術來檢驗。對於調整了紅細胞比容的臨床血液樣品，示出了離心機單指數時間常數與韋斯特格倫ESR的相關性。在每一紅細胞比容內樣品良好地相關，但是橫跨所有紅細胞比容樣品並未良好地相關。

現參考圖16，對於基於離心機的ESR實驗，在圖表上針對具有不同紅細胞比容水平的不同臨床樣品繪製了作為時間的函數的血漿/紅細胞交界面的位置。示出了若干具有未調整的和調整的纖維蛋白原水平和紅細胞比容的血液樣品：紅色方塊：35％，綠色三角：45％以及藍色菱形55％紅細胞比容。圖16示出了完整的沉降分布圖，而圖17示出了針對被調整至給定紅細胞比容的一個樣品，初始測量期間的較短時間段內(<10s)的沉降分布圖。樣品的沉降分布圖在初始測量時段期間顯示出急劇下降，伴隨著在初始測量時段期間交界面位置隨著時間幾乎呈線性地下降。繼而隨著紅血細胞壓積在一起沉降速率變慢。圖16中示出了對應於各個紅細胞比容(如所指示的)和各個ESR速率的許多數據組。

在示出了短時間段(<10s)內的沉降的圖17中，用如此短的測量時間獲得的數據的高質量顯示出在初始時段期間針對所有紅細胞比容水平的線性沉降速率。在本文所描述的一個實施方式中，沉降分布圖的線性區域可以用於提取沉降速度。原始沉降速度是對比韋斯特格倫ESR繪製的。假定對應於圖17中與三個紅細胞比容水平對應的三條擬合線是不連續的，則期望對紅細胞比容進行補償以根據原始值得出臨床有效的ESR值。

作為進一步的示例，圖18A示出了從沉降分布圖(未校正紅細胞比容)提取的紅細胞沉降速率的對數。圖18A還示出了基於離心機的沉降速率強烈依賴於紅細胞比容，比基於韋斯特格倫的沉降速率更甚。離心機管的狹窄截面增加了因紅血細胞而造成的流體流動的流體動力學阻力。離心分離過程涉及血漿穿過紅血細胞床的流動，這提供了流體動力學阻力。這一阻力是紅血細胞的體積分數(紅細胞比容)的函數。

為了獲得基於離心機的沉降速率和韋斯特格倫沉降速率之間的較佳相關性，針對紅細胞比容的影響對基於離心機的沉降速率進行了校正。所使用的校正可以由下式表示，

其中Uuncorr和Ucorr分別是未校正(原始)的沉降速率和校正的沉降速率，是細胞的體積分數(紅細胞比容)，以及和γ是通過曲線擬合所獲得的經驗參數，諸如下面所描述或者在未來可開發出來的經驗參數。校正係數表示用以說明紅血細胞所施加的增強的阻力的簡單數學形式。應當理解，雖然發現這一函數形式能夠對紅細胞比容進行校正，但是其他函數也會起作用。

舉非限制性示例而言，計算和γ的一種方式是通過校準技術，諸如但不限於以下技術：對於一組多樣化的樣品(不同紅細胞比容、ESR值等)，所述ESR值是使用參考方法並且通過基於離心機的方法確定的。和γ參數被確定作為對每個離心機設置的校準並且可以至少部分地基於器皿幾何形狀和樣品體積而改變。因此，如果改變這些因子中的至少一個，那麼可能需要重新計算參數。對於如本文所描述的一個離心機設置，求得這些參數的最佳值為：和γ＝3.85。應當理解，這些參數是用於擬合優化並且不直接涉及物理參數。應當理解，這僅僅是一個非限制性示例並且可以使用其他曲線擬合或類似技術。

紅細胞比容測量技術

出於計算紅細胞比容校正係數的目的，應當理解，在基於離心機的沉降檢驗之前可能就知道紅細胞比容的值，並且在這樣的情況下，可以基於沉降的初始線性部分和已知的紅細胞比容水平快速獲得校正的ESR結果，無需等到通過離心分離紅細胞已經被完全壓實。可選地，一些實施方式可以在離心分離期間或之後確定紅細胞比容水平。

在離心分離之前、期間或之後通過非離心分離的紅細胞比容測量至少包括以下內容。一種技術涉及血紅蛋白濃度的測量。例如，在大致99％的人口中，血紅蛋白測量值與紅細胞比容水平之間存在1：1的相關性。因而，如果可得到血紅蛋白檢驗數據，則通常在基於離心機的沉降檢驗之前就已經知道紅細胞比容水平。

現參考圖18C，現將會描述用於基於血紅蛋白的紅細胞比容測量的測定方案的一個實施方式。按1:100用水稀釋血液。將稀釋的樣品與改性Drabkin試劑(Sigma D5941，包含含有碳酸氫鈉、鐵氰化鉀以及氰化鉀輔以0.015％的聚氧乙烯脂肪醇醚(Brij)35)混合(1:3)。在37℃下10分鐘後，在540nm下測量反應產物(氰化高鐵血紅蛋白)的吸光度。該測定是用在0-20g/dL範圍內產生線性劑量反應的牛血紅蛋白(Sigma 2500)來校準的。

現將使用用於基於血紅蛋白的測量的測定方案來討論結果與紅細胞比容測量的相關性。通過將血漿和紅細胞(通過離心分離收集)重新組合來處理人類血液樣品以提供寬範圍的紅細胞比容值。如上文並且通過標準離心分離毛細管紅細胞比容測定來對這些樣品進行測定，並且相關的結果如下文所示。如圖18C中所見，由此得到的相關性是準確的，其中斜率＝1、截距＝0以及相關係數(R^2)＝0.99。

另一種用於紅細胞比容測量的技術涉及顯微成像。還可以在使用具有固定深度的比色皿並且在已知程度上稀釋了血液樣品的裝置中測量紅細胞比容。在美國專利申請序列號13/244,947中可以獲知對具有此類比色皿的系統的描述，該美國專利申請通過引用全部併入於此用於所有目的。紅細胞比容可以通過對下列各項的顯微測量來確定：(1)紅細胞計數每視場和(2)紅細胞平均體積。青睞的方法為：(1)暗視野顯微術和(2)(1)+使用螢光標記的抗人類CD-35(紅細胞表面抗原)的螢光顯微術。繼而應用圖像分析技術。

具體地，一種測量紅細胞比容的方法可能涉及測量樣品的光學密度。例如見Lipowsky等人的「Hematocrit determination in small bore tubes from optical density measurements under white light illumination」，微血管研究(Microvascular Research),1980年7月的卷20，期1，第51頁–70頁；http://dx.doi.org/10.1016/0026-2862(80)90019-9,其通過引用全部併入於此用於所有目的。Lipowsky討論了已經針對各種官腔直徑檢測小口徑玻璃管中流動的血液的紅細胞比容與其在白光(鎢燈)照明下的光學密度(OD)之間的關係。在本文的至少一些實施方式中，由於正在對一小口徑管的血液進行照明，因此可獲得所有該數據。

在另一實施方式中，可以通過在顯微鏡或其他放大觀察下檢驗血液樣品的一部分來確定紅細胞比容水平，諸如但不限於測量在可具有已知大小的限定觀察區域內紅血細胞的數目和平均大小。以該方式，可以基於血紅細胞的這種可視特徵來確定紅細胞比容。

在又一示例中，可以基於對壓實了紅血細胞的血液樣品的完全離心分離來確定紅細胞比容水平。可以使用這一壓實的水平來確定紅細胞比容。在該示例中，僅使用基於離心機的沉降檢驗的線性部分來確定校正的ESR。舉非限制性示例而言，交界面位置測量值的、線性的第一初始部分，連同也是線性的最終結束部分，是沉降的兩個可以用於計算針對紅細胞比容而校正的ESR的部分。如圖16中所見，該非限制性示例可以使用與離心分離後的初始時段對應的沉降曲線的線性部分182和沉降曲線的接近末端(此時壓實基本上完成，曲線大幅平坦)的另一線性部分184。沉降曲線在線性部分182與184之間的非線性部分基本上不用於計算紅細胞比容校正係數。

上文是紅細胞比容計算技術的非窮盡列表並且不排除其他用於測量紅細胞比容水平的方法與本文描述的沉降測量技術一起使用。

在這如何一起工作以進行ESR測量的一個非限制性示例中，可以使含有樣品的器皿在受控條件下離心分離達第一時間段，諸如但不限於與沉降曲線的線性部分相關聯的時間段。在一個非限制性示例中，將離心分離控制到特定的力範圍(諸如離心機的轉子的rpm範圍)使得向加速沉降過程所施加的力基本上一致。初始時段期間的沉降分布圖，如前所述，通常是線性的，並且可能期望在初始線性時段期間捕捉離心分離後的材料中的成形組分的沉降圖像。舉非限制性示例而言，可以在若干情景下拍攝圖像，所述情景為諸如但不限於：a)在器皿處於離心機中時，b)當器皿處於離心機中但離心機停止時，或者c)通過將器皿從離心機中移除並對其成像。在一些實施方式中，可以用單一圖像來測量沉降。應當理解，開始時間t0處的水平是上清液或沉澱的成形組分上方的剩餘溶液的彎月面水平。沉降的水平是在加速沉降的初始時段之後圖像中沉澱的成形組分的水平。

用於ESR計算的紅細胞比容測量，可以使用諸如但不限於本文描述的那些方法等至少一種方法來執行。其可以在與具有離心機的系統相同的系統中執行，或者可選地，其可以使用物理上分開的儀器來執行。在一個非限制性示例中，在獲得沉降的圖像之後，可以對樣品進行離心分離以完成沉降並且將成形組分壓積成顆粒狀物。器皿上的有效重力完全可以使沉澱物(「顆粒狀物」)聚集在管的底部上。然後從管中倒出上清液液體而不擾動沉澱物，或者用移液管抽吸上清液液體。

校正了紅細胞比容的ESR的曲線圖

圖18B示出了從針對紅細胞比容的影響而校正的沉降曲線提取的紅細胞沉降速率的對數。如可從相關性係數的改進中看出，紅細胞比容校正(例如，見圖19A)能夠基本上消除紅細胞比容對ESR的影響。

利用調整了紅細胞比容的臨床樣品，發現在每一紅細胞比容水平內與ESR的良好相關性，而且，正如所預期的那樣，還發現紅細胞比容的顯著影響。離心分離法還可以用於獲得紅細胞比容的準確值，並且可以校正紅細胞比容的作用。

圖19示出了圖18B的數據的重繪圖，在其中如通過校正了紅細胞比容的ESR(本方法)和根據傳統韋斯特格倫檢驗技術的ESR的值的良好相關性所例證的，明顯地使紅細胞比容的影響最小化。

現參考圖20，然而，本方法的校正了紅細胞比容的ESR與韋斯特格倫ESR之間不具有線性關係，如圖19中所見。為了得到對與韋斯特格倫ESR線性相關的沉降速率的估計，可以使用以下公式對從離心機得到、校正了紅細胞比容的數據進行進一步校正：

估計的韋斯特格倫ESR＝10^(((LOG(校正了HCT的ESR)-LOG(644.11))/0.1367))，其中所使用的關係和參數是從對圖18B的分析得出的。

圖20示出了與韋斯特格倫ESR(未校正紅細胞比容)相比較的通過本實施方式獲得的校正了紅細胞比容的和線性變換的Log(ESR)值。在該圖20中，已經應用了校準(基於如根據圖19所計算的擬合)，並且示出了韋斯特格倫與本方法之間的一致性。該繪圖中的參考線是y＝x線。該圖20示出了準確度的例證。

實驗方法

使用以下技術獲得了針對各種圖表所獲得的數據。這些作為示例提供而不旨在是非限制性的。

樣品：使用了新鮮的EDTA抗凝血液樣品。使用EDTA是因為這是「改良的韋斯特格倫」法的標準。將樣品保持在室溫並且在測量之前再懸浮。

紅細胞比容調整：使樣品旋轉減慢以便進行紅細胞比容壓積(例如，5000的相對離心力(RCF)達20分鐘)，並且從細胞中分離血漿。將紅血細胞與來自相同樣品的血漿混成漿並且添加更多的血漿以得到期望的紅細胞比容水平。

韋斯特格倫ESR測量：需要1mL樣品以進行韋斯特格倫ESR測量(使用『Sedigren』牌的管，遵循附於其中的方案)。通過視頻記錄來觀察和測量紅血細胞沉降。

用纖維蛋白原對RBCζ電勢(和ESR)的調整：對於圖11-圖14中所示的示例，將牛纖維蛋白原溶解在血液中。在一個示例中，對於40％紅細胞比容樣品，範圍為0-10mg/mL產生了範圍為5-100mm/h的ESR。

離心機沉降曲線的測量：將25uL的全血樣品添加到離心器皿。如共同未決的美國專利申請序列號13/355,458和13/244,947中所描述的擺動式勺鬥離心機被改造成具有切削的狹槽以允許在勺鬥以水平方式旋轉(旋轉軸垂直)時光穿過勺鬥。在該非限制性示例中，光源可以是1W綠LED，諸如可從新澤西州牛頓市的Thorlabs購得，其亮度是調整了的(通常為～10％)，因此到達檢測器的光不會使其飽和。將網絡攝影機或其他成像裝置(諸如可從Logitech購得)，定位在如圖3中所示的轉動平面上方10mm處。積分時間為200ms。使用無損壓縮編解碼器(「huffyuv」)以5幀/秒(fps)在多達三分鐘的已知時間內拍攝圖像。

圖像變換：以如本文對圖6A-圖7C所描述的方式處理在離心分離期間對離心器皿的視覺觀察所獲得的圖像。

沉降曲線提取：繼而以如本文對圖8A-圖9所描述的方式繪製圖像中的紅血細胞/血漿交界面和其他交界面的隨時間推移的位置。

用紅細胞比容校正係數的曲線擬合：繼而使用或不使用(一個或多個)紅細胞比容校正係數，通過使用本文對圖10A-圖10B所描述的各種技術的曲線擬合來進一步處理沉降曲線以得到沉降速率信息。

非紅血細胞血液組分的測量

雖然主要在測量紅細胞沉降速率的背景下撰寫本說明書的，但是應當理解，本文的技術可以適於用於測量不是紅細胞的其他成形血液組分的沉降速率。一些實施方式可以測量血小板沉降。一些實施方式可以測量白血細胞沉降。可選地，還可以測量其他成形組分的沉降。

舉圖21中的非限制性示例而言，使用如本文描述的基於離心機的方法所獲得的記波圖還示出了除了空氣/血漿交界面130和紅細胞/血漿交界面132以外，還存在示出了白血細胞和血漿交界面141的「陰影」。因此，在圖21的沉降記波圖中觀察到紅細胞前的紅細胞和與白細胞對應的前面的第二沉降兩者。

因此如圖21中所見，離心分離法的一些實施方式可以用於循序地或同時地測量白血細胞沉降速率，白血細胞沉降速率可能在表徵患者健康的某些方面是有用的。例如，當白血細胞被激活和/或聚集時它們改變其物理特性。在評估白細胞功能中對兩種現象都有極大的興趣。白細胞在離心力下沉降，但是它們以比紅血細胞更慢的速率沉降。白血細胞沉降的速率是以下各項中的至少一項的函數：白血細胞密度、形狀和聚集狀態。測量沉降速率可以導致對一個或多個這些變化的檢測，這些變化繼而可以用於表徵患者健康的某些方面。

舉非限制性示例而言，應當理解，折射率的變化或可能的光散射的使用可以用作血液組分交界面位置的測量，而不是吸光度的變化。可選地，一些實施方式可以兩者都使用。圖21示出了這樣的數據：所述數據指示出由於折射率或光散射變化而不是吸光度變化的原因白血細胞交界面是可檢測的。在一個實施方式中，RBC交界面位置是基於因血紅蛋白大量地吸收波長光譜的綠色部分而造成的吸光度變化。如果使用了正確波長(非常長的波長)的光也許可以同樣地監測RBC交界面。因而，使用光散射或折射率變化也可以單獨使用或與吸光度結合使用，作為測量交界面位置的備選方式或者用於檢測某(一個或多個)交界面，諸如對於單獨通過吸光度檢測不容易可見的白血細胞或血小板。

在集成的自動化系統中的測定處理

現參考圖22，應當理解，本文所描述的過程可以使用自動化技術來執行。自動化處理可以用於集成的自動化系統中。在一些實施方式中，這可以是在其中具有多個功能組件並且由公共外殼所包圍的單一儀器中。可以預設用於沉降測量的處理技術和方法。可選地，其可以基於可按美國專利申請序列號13/355,458和13/244,947中所描述的方式根據需要可以動態改變的方案或程序，上述文獻均通過引用而全文併入於此用於所有目的。

在如圖22中所示的一個非限制性示例中，集成式儀器500可配備有可編程處理器502，該處理器502可以用於控制儀器的多個組件。例如，在一個實施方式中，處理器502可以控制可在如箭頭506和508所指示的X-Y和Z方向上移動的單個或多個移液管系統504。同一處理器或不同的處理器還可以控制儀器中的其他組件512、514或516。在一個實施方式中，組件512、514或516的類型包括離心機。

如圖22中所見，通過處理器502來控制可以允許諸如但不限於移液管系統504的樣品處理系統從筒匣510採集樣品並且將該樣品移動至組件512、514或516中的一個。在一個非限制性示例中，樣品是血液。這樣的移動可涉及將樣品分配到筒匣510中的可拆卸器皿中然後將可拆卸器皿運送至組件512、514或516中的一個。可選地，將樣品直接分配到已安裝在組件512、514或516中的一個上的容器中。可選地，這可以無需在將樣品分配到組件中的一個處的容器中之前將樣品轉移到中間器皿中而發生。可選地，一些實施方式可以使用用於從受試者進行樣品收集的容器並且當樣品仍在收集器皿中時處理該樣品。這允許將收集在容器中的樣品直接運到組件，諸如但不限於離心機或其他樣品分離器，無需進一步將樣品流體轉移到又一在離心機裝置中使用的容器。可選地，從受試者收集樣品於其中的容器可以具有利於使小體積血液樣品能夠離心分離的形狀。可選地，這種收集容器在至少一個表面的一部分上可以是足夠透明的以允許對其中樣品的成像而無需從該收集容器中移除樣品。可選地，這種收集容器在容器的至少兩個表面的對準部分上可以是足夠透明的以允許對其中樣品的成像而無需從收集容器中移除樣品。在這樣的其中對收集容器執行ESR方法的非限制示例中，沒有任何與將樣品的一部分等分到單獨的容器用於ESR測量相關聯的樣品損失。在該非限制性示例中，用於處理樣品的方法可能涉及從樣品收集裝置移除收集器皿，可選地將收集器皿運送到樣品處理單元，並且可選地將收集器皿插入筒匣或直接插入組件中的一個。可選地，一些方法可以將收集器皿運到預處理單元以便進行預處理，繼而將收集器皿或帶有收集器皿的筒匣裝載到樣品處理單元中。在一個非限制性示例中，一種用於處理樣品的方法可以涉及從樣品收集裝置移除收集器皿，繼而將收集器皿運送到樣品處理單元。在實施方式中，一種用於處理樣品的方法可以涉及從樣品收集裝置移除收集器皿，繼而將收集器皿運送到樣品處理單元，再繼而將收集器皿插入筒匣中或者直接插入組件中的一個中。舉非限制性示例而言，樣品處理單元可以是，但不限於，美國專利申請13/769,820和61/852,489中所描述的那些，兩者都通過引用完全併入於此用於所有目的。

在一個非限制性示例中，這些組件512、514或516中的一個可以是具有如圖3中所示的成像配置的離心機。其他組件512、514或516執行其他分析、測定或檢測功能。在一個非限制性示例中，諸如這些組件512、514或516中的一個的離心機中的樣品器皿可以通過一個或多個操縱器從組件512、514或516中的一個移動到組件512、514或516中的另一個(或者可選地另一位置或裝置)，以便對樣品和/或樣品器皿進行進一步處理。一些實施方式可以使用移液管系統504來接合樣品器皿以將其從組件512、514或516移動到系統中的另一位置。在非限制性示例中，這對於將樣品器皿移動到分析站(諸如但不限於成像)，繼而將器皿移回離心機以便進一步處理可能是有用的。在實施方式中，這可以使用裝置中的移液管系統504或其他樣品處理系統來完成。在一個非限制性示例中，使用移液管系統504或裝置中的其他樣品處理系統也可以完成器皿、尖端等從筒匣510至組件512、514或516中的一個，再至系統中另一位置的移動(或反之亦然)。

所有前述各項均可集成於單一外殼520內並且被配置用於臺面安裝或小佔用面積地面安裝。在一個示例中，小佔用面積地面安裝的系統可佔用約4m2或更小的地面面積。在一個示例中，小佔用面積地面安裝的系統可佔用約3m2或更小的地面面積。在一個示例中，小佔用面積地面安裝的系統可佔用約2m2或更小的地面面積。在一個示例中，小佔用面積地面安裝的系統可佔用約1m2或更小的地面面積。在一些實施方式中，儀器佔用面積可以小於或等於約4m2、3m2、2.5m2、2m2、1.5m2、1m2、0.75m2、0.5m2、0.3m2、0.2m2、0.1m2、0.08m2、0.05m2、0.03m2、100cm2、80cm2、70cm2、60cm2、50cm2、40cm2、30cm2、20cm2、15cm2或10cm2。在美國專利申請序列號13/355,458和13/244,947中描述了處於服務點環境中的一些合適的系統，上述文獻全都通過引用而全文併入於此用於所有目的。本實施方式可被配置用於與這些專利申請中所描述的任何模塊或系統一起使用。

儘管已經通過參考其某些特定實施方式而描述並說明了本發明，但本領域技術人員將會明白，可以在不脫離本發明的精神和範圍的情況下作出對程序和方案的各種改制、改變、修改、替代、刪除或添加。例如，利用任何上述實施方式，應當理解，其他用於血漿分離的技術也可以與離心分離一起使用或代替離心分離。例如，一個實施方式可以使樣品離心分離達初始時段，繼而可以將樣品定位到過濾器中，該過濾器繼而將成形血液組分移除以完成分離。雖然本實施方式是在離心分離的背景下描述的，但是其他加速分離技術也可以適於與本文所描述的沉降速率測量方法一起使用。一些實施方式可以可選地將本文所描述的紅細胞比容校正技術與如美國專利6,204,066中描述的測量技術相結合，該專利通過引用完全併入於此用於所有目的。本文的一些實施方式可以預處理血液樣品以將樣品中的紅細胞比容值預先設定成預定的值以便移除因紅細胞比容的變量。一些實施方式還可以使用傳統的用於調整紅細胞比容水平的技術。應當理解，雖然本實施方式是在血液樣品的背景下描述的，但是本文的技術也可以被配置用於應用到其他樣品(生物的或另外的)。

可選地，至少一個實施方式可以使用可變速離心機。利用反饋，諸如但不限於對樣品中的(一個或多個)交界面的位置的成像，可以改變離心機的速度以保持壓實曲線與時間(直到完全壓實)，和從離心機的速度分布圖而不是沉降速率曲線提取的ESR數據成線性。在這樣的系統中，可以使用一個或多個處理器來反饋控制離心機以具有線性的壓實曲線同時還記錄離心機的速度分布圖。依據正在追蹤哪個交界面，基於離心機速度計算出沉降速率數據。在一個非限制性示例中，在壓實接近完成時使用較高的離心機速度以保持線性的曲線。

此外，本領域技術人員將會認識到本發明的任何實施方式可以適用於來自人類、動物或其他受試者的樣品流體的收集。可選地，用於沉降檢驗的血液的體積可以是1mL或更少、500μL或更少、300μL或更少、250μL或更少、200μL或更少、170μL或更少、150μL或更少、125μL或更少、100μL或更少、75μL或更少、50μL或更少、25μL或更少、20μL或更少、15μL或更少、10μL或更少、5μL或更少、3μL或更少、1μL或更少、500nL或更少、250nL或更少、100nL或更少、50nL或更少、20nL或更少、10nL或更少、5nL或更少或者1nL或更少。在一些實施方式中，本文所收集的樣品包括毛細管血液。在一些實施方式中，樣品是從手指針刺收集的。在一些實施方式中，樣品是從在諸如前臂、腿、耳垂或受試者身上其他位置的備選部位處的皮膚收集的。可選地，一些實施方式可以使用收集過程，其中對目標區域加溫並且/或者其中將初始血液樣品擦掉(或者不擦掉)(並且收集剩餘物的至少一部分用於處理)。可以通過毛細管、帶有注射器的管或者耦合至收集容器的毛細管的方式來發生毛細管血液的收集。可選地，在一些實施方式中，本文所收集的樣品主要包括帶有可忽略量的組織液的毛細管血液。可選地，一些實施方式可以使用帶有多個收集管或室的集成式收集裝置，其中僅所述管或室的子集被成像用於ESR。可選地，一些實施方式可以使用帶有多個收集管或室的集成式收集裝置，其中僅對所述管或室中的僅一個進行成像用於ESR。

此外，濃度、量和其他數值數據可在本文中以範圍格式呈現。應當理解，這樣的範圍格式僅僅是出於方便和簡潔而使用，並且應靈活地解釋為不僅包括被明確表述為範圍界限的數值，而且還包括被包含於該範圍內的單個數值或子範圍，猶如明確表述了每個數值和子範圍。例如，約1nm至約200nm的大小範圍應當解釋為不僅包括明確表述的約1nm和約200nm的界限，而且還包括單個大小，諸如2nm、3nm、4nm，以及子範圍，諸如10nm至50nm、20nm至100nm等。

本文所討論或引用的出版物只是為了它們在本申請的申請日之前的公開內容而提供的。本文中的任何事項均不應解釋為承認本發明無權憑藉在先發明而提前於這樣的出版物。此外，所提供的公開日期可能不同於實際公開日期，實際公開日期可能需要獨立確認。本文提到的所有出版物均通過引用而併入於此，以便公開和描述與引用的出版物相關聯的結構和/或方法。下述申請通過引用而全文併入於此用於所有目的：美國專利申請序列號13/355,458,13/244,947,13/769,820,61/852,489，提交於2012年7月18日的標題為「Rapid Measurement of Formed Blood Component Sedimentation Rate from Small Sample Volumes」的美國臨時申請序列號61/673,037；提交於2014年1月22日的美國臨時申請序列號61/930,432；美國專利8,380,541,8,088,593；美國專利公開號2012/0309636；提交於2012年7月26日的美國專利申請序列號61/676,178；提交於2012年9月25日的PCT/US2012/57155；提交於2011年9月26日的美國申請序列號13/244,946；提交於2011年9月26日的美國專利申請13/244,949；以及提交於2011年9月26日的美國申請序列號61/673,245。

以下段落中列舉了本文所描述的至少一些實施方式的各個方面：

方面1.一種方法，包括：對血液樣品使用加速血液組分分離技術達一段時間以從血漿中分離成形血液組分；在加速血液組分分離已經開始之後為所述血液樣品中的至少一種成形血液組分建立時間相關壓實曲線，所述壓實曲線具有初始近似線性部分；至少基於以下各項來確定所述成形血液組分的沉降速率：所述壓實曲線和紅細胞比容校正係數。

方面2.一種方法，包括：將器皿中的血液樣品離心分離達一段時間；在離心分離已經開始之後為所述血液樣品中的至少一種成形血液組分建立時間相關壓實曲線，所述壓實曲線具有初始近似線性部分；通過對所述壓實曲線的近似線性部分使用紅細胞比容校正係數來校正紅細胞比容對所述成形血液組分的沉降速率的影響。

方面3.一種方法，包括：將器皿中的血液樣品離心分離達一段時間；在離心分離已經開始之後為所述血液樣品中的至少一種成形血液組分建立時間相關壓實曲線；基於公式：使用紅細胞比容校正係數來校正紅細胞比容對所述成形血液組分的沉降速率的影響，

其中Uuncorr和Ucorr是未校正(原始)的和校正的沉降速率，是細胞的體積分數(紅細胞比容)，以及和γ是通過曲線擬合獲得的經驗參數。

方面4.如上述方面中任何一個所述的方法，其中針對紅細胞比容校正係數的曲線擬合包括用根據參考技術的沉降速率校準根據基於離心機的技術的沉降速率。

方面5.如上述方面中任何一個所述的方法，其中所述參考技術是韋斯特格倫技術。

方面6.如上述方面中任何一個所述的方法，其中高達15mg/ml 的纖維蛋白原水平不影響沉降速率測量。

方面7.如上述方面中任何一個所述的方法，其中所述血液樣品約為100uL或更少。

方面8.如上述方面中任何一個所述的方法，其中所述血液樣品約為50uL或更少。

方面9.如上述方面中任何一個所述的方法，其中所述血液樣品約為25uL或更少。

方面10.如上述方面中任何一個所述的方法，其中離心分離以第一速度發生達第一時間段，繼而以第二、更快的速度發生達第二時間段。

方面11.如上述方面中任何一個所述的方法，其中離心分離使用被配置用於允許在離心分離期間對所述血液樣品視覺觀察的離心機以確立所述血液樣品中的一種或多種成形血液組分的交界面位置。

方面12.如上述方面中任何一個所述的方法，其中離心分離使用其上具有窗口的離心機以使得能夠實現對所述血液樣品的視覺觀察，從而確立隨時間推移的紅細胞/血漿交界面位置。

方面13.如上述方面中任何一個所述的方法，其中離心分離使用離心機、光源和圖像捕捉裝置以使得能夠實現對所述血液樣品視覺觀察，從而確立隨時間推移的成形血液組分/血漿交界面位置。

方面14.如上述方面中任何一個所述的方法，其中通過在所述時間段內捕捉離心器皿中的一種或多種成形血液組分的交界面位置的多個圖像來收集壓實曲線數據。

方面15.如方面14所述的方法，其中使用所述多個圖像中的像素位置以準確地確定交界面位置。

方面16.如方面14所述的方法，其中一旦所述離心機已經達到最小操作速度就開始圖像的捕捉。

方面17.如方面14所述的方法，其中當所述離心機已經開始轉動時就開始圖像的捕捉。

方面18.如上述方面中任何一個所述的方法，其中在所述樣品正進行離心分離時收集壓實曲線數據。

方面19.如上述方面中任何一個所述的方法，其中使用離心分離以獲得所述紅細胞比容的準確值並且校正紅細胞比容對沉降速率測量的作用。

方面20.如上述方面中任何一個所述的方法，其中針對紅細胞比容的校正包括計算針對所述曲線中出現的多個成形血液組分交界面位置的數學函數，所述函數可用於校正因紅細胞比容的沉降速率變化。

方面21.如上述方面中任何一個所述的方法，其中紅細胞比容校正係數是在不使用來自所述壓實曲線的非線性部分的數據的情況下確定的。

方面22.如上述方面中任何一個所述的方法，其中所述樣品中的紅細胞比容水平是從與離心分離分開的技術得到的。

方面23.如上述方面中任何一個所述的方法，其中和γ用於擬合優化而並不直接涉及到物理參數。

方面24.如上述方面中任何一個所述的方法，還包括用於彎曲交界面到平坦交界面的轉換的圖像變換。

方面25.如上述方面中任何一個所述的方法，其中紅細胞比容校正能夠基本上消除紅細胞比容對成形血液組分沉降速率的影響。

方面26.如上述方面中任何一個所述的方法，其中選擇圖像變換參數，使成形血液組分交界面位置的視頻通過圖像變換，繼而選出覆蓋空氣/血漿交界面和紅細胞交界面兩者的整個位置範圍的感興趣區域。

方面27.如上述方面中任何一個所述的方法，其中對於所述視頻中的每一時間點，對所述感興趣區域內跨所述樣品器皿的每一行的像素強度值求平均以產生表示沿所述樣品器皿徑向向下的強度的單列。

方面28.如上述方面中任何一個所述的方法，其中繼而將每一時間點的列匯集成記波圖。

方面29.如方面28所述的方法，其中確定所述圖像的兩個局部最大值的位置，一個局部最大值表示所述空氣/血漿交界面而另一個表示所述血漿/紅細胞交界面。

方面30.如方面28所述的方法，包括將像素位置轉換成整個樣品所佔據的體積和紅血細胞所佔據的體積，其中將所述離心器皿的頂部和底部的y位置連同對所述離心器皿的形狀的認知一起用作參考位置。

方面31.如上述方面中任何一個所述的方法，包括將血漿/紅細胞交界面位置轉換成紅血細胞所佔據的所述體積分數並且相對於時間繪製為離心機沉降曲線。

方面32.如上述方面中任何一個所述的方法，其中使用沉降分布圖的線性區域來提取沉降速率。

方面33.如上述方面中任何一個所述的方法，還包括得到與所述韋斯特格倫ESR線性相關的所述沉降速率的估計，從離心機得到的、校正了紅細胞比容的數據使用以下公式進行進一步校正：估計的韋斯特格倫ESR＝10^(((LOG(校正了HCT的ESR)-LOG(644.11))/0.1367))。

方面34.如上述方面中任何一個所述的方法，還包括對Log(ESR)值進行紅細胞比容校正和線性變換以建立沉降速率的線性圖。

方面35.如上述方面中的任何一個所述的方法，其中所述血液樣品是全血。

方面36.如上述方面中任何一個所述的方法，其中所述血液樣品是抗凝樣品。

方面37.如上述方面中任何一個所述的方法，其中所述成形血液組分是白血細胞。

方面38.如上述方面中的任何一個所述的方法，其中所述成形血液組分是血小板。

方面39.如上述方面中的任何一個所述的方法，還包括在離心分離已經開始之後確定白細胞沉降速率，其中測量白細胞沉降速率表徵了與所述白血細胞有關的下列各項中的至少一個：細胞密度、形狀和聚集狀態。

方面40.一種方法，包括：從加速血液樣品壓實過程收集隨時間推移的成形血液組分和血漿交界面位置的多個圖像；對所述多個圖像執行圖像變換以將具有彎曲交界面的圖像變換成具有筆直直線交界面的校正圖像；基於在所述校正圖像中的交界面位置為所述血液樣品中的至少一種成形血液組分建立時間相關壓實曲線。

方面41.一種方法，包括：將器皿中的血液樣品離心分離達一段時間；隨時間推移收集成形血液組分和血漿交界面位置的多個圖像；對所述圖像執行圖像變換以將具有彎曲交界面的圖像變換成具有筆直直線交界面的校正圖像；在離心分離已經開始之後基於所述校正圖像中的交界面位置為所述血液樣品中的至少一種成形血液組分建立時間相關壓實曲線。

方面42.一種方法，包括：使用可編程處理器控制的系統將血液樣品的至少一部分從血液樣品位置轉移到離心器皿中；使用受可編程處理器控制的樣品處理系統將所述器皿從第一可尋址位置轉移到具有第二可尋址位置的離心機；將所述器皿中的血液樣品離心分離達一段時間；隨時間推移收集成形血液組分和血漿交界面位置的多個圖像；

在離心分離已經開始之後基於所述校正圖像中的交界面位置為所述血液樣品中的至少一種成形血液組分建立時間相關壓實曲線。

方面43.如上述方面中任何一個所述的方法，其中所述離心機具有約15cm或更小直徑的轉子。

方面44.如上述方面中任何一個所述的方法，其中所述離心機具有約10cm或更小直徑的轉子。

方面45.如上述方面中任何一個所述的方法，其中所述離心機具有在運轉時劃定最長尺寸為約15cm或更小的區域的轉子。

方面46.如上述方面中任何一個所述的方法，其中所述離心機具有在運轉時劃定最長尺寸為約10cm或更小的區域的轉子。

方面47.一種方法，包括：將器皿中的血液樣品離心分離達一段時間；改變離心分離速度以建立至少一種成形血液組分在所述段時間內的線性壓實曲線直到壓實已經完成；監測離心分離速度分布圖達時間段的至少一部分；以及基於所述離心分離速度分布圖確定血液組分沉降速率。

方面48.一種方法，包括：將器皿中的血液樣品離心分離達一段時間；在初始時間收集成形血液組分和血漿交界面位置的至少第一單一圖像；在沉降的速率仍是線性的第二時間收集成形血液組分和血漿交界面位置的至少第二單一圖像；基於所計算的線性沉降速率和紅細胞比容校正係數來計算所述血液樣品中的至少一種成形血液組分的沉降速率。

方面49.一種與樣品一起使用的裝置，所述裝置包括：

離心機，其具有離心器皿保持器，所述離心器皿保持器被配置用於允許在離心分離期間對所述器皿保持器中的血液組分交界面位置的檢測。

方面50.如方面49所述的裝置，其中所述離心機具有窗口，用以允許在離心分離期間對所述離心器皿保持器的視覺觀察。

方面51.如方面49所述的裝置，其中所述離心機具有照明源，用以允許對所述樣品中的血液組分交界面位置的檢測。

方面52.一種系統，包括：具有離心器皿保持器的離心機，所述離心器皿保持器被配置用於允許在離心分離期間對所述器皿保持器中的血液組分交界面位置的檢測；樣品處理系統，其用於將血液樣品從第一位置運送到所述離心機上的位置；以及處理器，其被編程用於在離心分離的至少一部分期間記錄交界面位置。

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