读取用于验证生物标记物的检测试剂盒的装置的制作方法

读取用于验证生物标记物的检测试剂盒的装置
1.本专利申请案主张的是德国申请案de 102019 004 630.7(申请日5.7.2019)的优先权。
技术领域
2.本发明涉及一种可商业应用的装置，其用途是读取用于验证生物标记物、特别是用于验证人类和/或动物的粪便中的生物标记物的检测试剂盒。所述装置适于并且旨在将对生物标记物的定性和/或定量验证客观化。本发明特别是涉及一种装置，免疫层析验证方法的测试条被固定地置入该装置中。通过详细定义的照明装置对测试条进行照明，并且通过详细说明的传感器来记录经测试条的表面反射的光。借助特殊的照明方法和读取方法，通过数字图像处理来精确读取显示的检测结果。


背景技术：

3.已知的是，为了预防肠癌，对被试者进行筛查。例如可以通过免疫层析快速检测来实施这种筛查。在这种检测中，将经预处理的粪便试样施覆至免疫层析测试条上(侧向流动法)。借助固定在测试条上的抗体，能够通过凝集反应使得特定的用作生物标记物的抗原(例如肿瘤m2-pk)变得可见。在此情形下，涂布有对应抗体的粒子(例如金粒子)发生局部积聚。含进一步参考在内的更详细的描述参见wo 2014/008884 a1。所述凝集反应导致在通常为浅色的测试条上出现深色的、通常为线状的标记。在此存在的问题是，对获得的线条的主观评价有波动。感知既取决于读取者的个人视力，也取决于光入射的亮度和方式。据此，在人造光下和在日光下对同一个线条的感知可能有所不同。由于频谱光分布不同，视光源而定，不同的人造光类型(白炽灯、卤素灯、荧光灯管、led等)也会引起不同的感知。此外，对不同颜色的感知非常主观。在试样的生物标记物浓度处于分界(cut-off)的区域内的情况下，尤其难以识别检测线。
4.其中，分界或公差界限概念是指例如生物标记物的分析中的公差值。其定义了：从何时起，检测结果被评判为阳性或阴性。在其他检测系统中也存在相应的问题。
5.为了将获得的测量结果客观化，已描述过读取设备。这些读取设备(reader)使用不同的物理测量方法。已描述过使用市售的智能手机相机系统的读取设备。然而，描述的读取设备未经校准以及/或者未针对特定应用领域调整，因此，测量的品质、尤其是可重现性不足。因此，期望实现一个装置，其以全自动方式提供可重现形式的测量结果，从而为专业人员、特别是医生提供客观的测量结果。检查/方法应当节省时间并且成本低廉。应尽可能减小检查对待检查者造成的负担。借助装置实施的检查/测量用于提升质量保障。
6.根据现有技术，近些年来将测试条(侧向流动测试条)和对应的检测方法用于对例如被试者试样(血液、血浆、尿液、粪便、精液、其他体液、水提取物)中的生物标记物进行定量。已知用于环境分析、食品分析、含兴奋剂检测的法医分析、药物(快速)检测或怀孕检测的类似检测。
7.对测试条上的结果的评判，以及对检测结果的评判和解释是基于：利用可用的光
(环境光)，通过目检来感知与测量条上的参考区域相比，在检测-测量区域内，在预期区域(t)内，是否存在主观可见的线条。以此进行评判和解释(阳性结果或者阴性结果)，亦即，线条可识别(存在)或者不可识别(不存在)的阴性结果。
8.对测试条上的检测结果的评判、解释是基于查看功能层、测量条、测试条的人员的主观的感官感知。在生理上，通过调整脑中“存在的数据”，即通过感觉统合来评判测试条。并非对光色，而是对主体颜色，即对经被照明的主体(功能层、测试条)反射的光进行评判、解释。
9.检测人员基于颜色刺激进行解释。颜色刺激基于主体颜色的反射光的光谱组成。主体颜色是数个波长/范围和强度分布的光混合物。结合以人眼中的光感受器和神经系统中的处理，每个主体颜色均有特定的特征，色价(farbvalenz)为生理特性参数。
10.对色价的“生理测量”是基于人眼的生理感知特性，即特别是需要读取测量条的检测人员的人眼的生理感知特性。人所感知到的颜色、强度取决于测试条的反射光的光谱分布和强度，取决于测试条的主体颜色。对颜色及其强度的感知是一个与个人相关的、复杂的个体化的生理过程，其中涉及大量非线性以及对比效应和后效效应，其无法校准，并且无法客观地测定和记录。
11.此外，就同一被试者的不同试样而言，测试条的颜色(主体颜色)呈现为不同。
12.对快速检测/测试条进行目检的人员的这些特性以及不同的主观感知可能导致错误的评判/解释，进而导致灵敏性/特异性得不到保证，且进而导致检测系统的结论的准确性得不到保证。
13.技术目的在于提供一种系统/设备/装置，其以标准化、客观化、自动化的方式实现对功能层/测试条中的变色的采集。
14.此外，功能层中的不同变色是与时间相关。以一个示例对此进行说明。
15.在将试样的水提取物施覆至测试条的施覆点上后，液体前端朝向芯部运动。在此情形下，在测试条的粉红色着色上可以观察到胶体金朝向芯部运动。就“阳性试样”而言，在预期区内可以看到均匀的粉红色着色。随着时间推移，测试条的在预期区中的均匀的粉红色着色消失，并且，线条在检测区/预期区中慢慢地变得可见。在背景前，此线条非常明显。
16.就阴性试样而言，在预期区/检测区中不产生线条。如果待测定的生物标记物的浓度非常低，则在功能层中/在预期区中仅发生微小的免疫聚集。
17.特别在试样的生物标记物浓度接近分界(cut-off)的情况下，常会出现存在假阳性或假阴性结果的情形。此外，显现程度非常微弱的线条例如也可能在一定时间(长于例如10分钟)后重新消失，因为背景重新变成粉红色，且线条在背景中消失。原因在于运行方向的反转。在施覆试样后，液体前端最初因毛细作用而朝向芯部运动，在这之后则发生运动方向反转，因为芯部不再将足够的毛细作用施加至功能层，并且，施覆区的毛细力现强于芯部的毛细作用。
18.因此，为了对测试条进行最佳的评判，在施覆试样后遵循恒定的时间尤为重要。
19.技术目的在于，通过提供本发明的装置消除上述缺陷。


技术实现要素：

20.已发现，一种读取用于验证生物标记物的检测试剂盒的装置，包含
21.·
不透光的壳体，
22.·
用于将带有或不带盒子的功能层固定的保持装置
23.·
功能层，包含固定在该功能层上的用于对抗原作免疫学验证的抗体，以及/或者，功能层，包含固定在该功能层上的用于对抗体作免疫学验证的抗原，
24.·
发射器，用于在控制下对功能层进行照明，其中所述发射器能够在控制下发出不同波长的光，
25.·
接收器，用于测定经反射或经透射的光，
26.·
处理器，用于控制发射器、接收器以及用于信号处理，
27.·
显示装置，用于显示结果，
28.其中借助在处理器上运行的软件对所述装置进行控制，
29.其中所述控制
30.·
使得发射器能够先后发出至少2个不同波长范围的光，
31.·
使得信号处理仅评估接收器的亮度信号(y信号)，
32.·
将测量循环重复一次或多次(优选2-5次)，
33.·
借助数字图像处理对测得的信号进行评估，
34.借助这个装置能够克服前述问题。
35.因此，本发明的装置包含：
[0036]-用于对抗原作免疫学验证的功能层，
[0037]-发射器(光源)，用于在控制下对功能层进行曝光，
[0038]-接收器，用于测定经反射的光，
[0039]-处理器，用于控制发射器、接收器以及用于信号处理，
[0040]-显示装置，用于显示结果，
[0041]-壳体，供功能层置入以及用于连接其他光源。
[0042]
下面对本发明的其他技术方案进行说明，这些技术方案部分是从属权利要求的标的。
[0043]
本发明的装置的发射器(光源)需要能够发射不同波长范围的光。可以使用白色光源，例如传统的白炽灯，该白色光源配备有不同颜色的滤波器。根据本发明，为此优选使用具有不同颜色(例如绿色、红色、蓝色)的led。优选使用led模块(例如rgb-led模块)，例如装在led显示装置(屏幕)中的led模块。led也可以oled工艺制造。此类例如在智能手机显示器中实现的模块通常构成led的阵列，其尺寸处于亚毫米范围内并且能够被单独控制(像素)。因此，借助此类led阵列能够局部地产生特定的不同波长的光发射。使用此类led阵列也是出于经济原因，因为其可量产，成本低廉。与用作显示器时的情形不同，就本发明的装置而言，通常仅激发特定像素令其发光。
[0044]
适用于此的光源例如为可寻址的rgb-led，如市售的ws2812(neopixel)。经ws2812发射的光为相对窄带式的光，峰值为：
[0045]
红色：620-630nm
[0046]
绿色：515-530nm
[0047]
蓝色：465-475nm
[0048]
这些模块的一个特殊规格是使用所谓的rwgb模块(4合1模块或者5合1多色模块)。
[0049]
rwgb模块规格既能够发射三原色(约620nm的红色，565nm的绿色，485nm的蓝色，短波蓝色)，也能够发射例如3200开尔文的白色光。jisd模块规格由数个led节段构成，这些led节段辐射具有例如2700、3000、4000、5700开尔文的色温的暖白色至冷白色。
[0050]
也可以使用在近红外范围(700-900nm)和/或在uv范围(400-315nm)内辐射的发光构件。
[0051]
根据本发明，根据有关颜色和色温的技术要求，模块可以在测量期间单独地提供。根据本发明，所有模块均可被数字控制，因此，在测量时间内，根据测量操作期间的测量要求，动态地对强度以及颜色组成进行数字控制。
[0052]
意外发现的是，无需使用如激光器通常辐射的那样的、严格意义上的单色光(具有定义的唯一波长的光)。对于本发明的目的而言，单个光色为各个波长的混合物的方案便已足够。但两个或两个以上的不同的光色必须相互不同。
[0053]
特别是将如现有技术中描述的那样的侧向流动膜片用作功能层。作为替代方案，当然也可以使用蛋白免疫印迹(western-blot)膜片或者elisa孔。通过相应的涂布有抗体的粒子、例如金粒子，对相应的抗原进行免疫学测定。作为替代方案，也可以使用其他粒子，例如乳胶粒子。通过抗体的已知的固相偶联，在经固相结合的抗体发生结合的区域内，在验证为阳性的情况下，发生所述凝集反应，其基于粒子而导致可感知的颜色加深。其中，形式例如为侧向流动测试条的功能层可以完全装入固持器，例如市售的检测盒。这类检测盒当然包含匹配的开口，以供施覆液态试样和阅读检测结果(含对照区)。功能层可以是不透明的，或者是至少部分透明的。例如可以将铝箔(不透明)或者聚醋酸酯薄膜(透明)。就不透明的功能层而言，需要通过测量反射的光来进行本发明的测量。就透明的功能层而言，需要通过测量透射的光来进行本发明的测量。本发明的装置当然也可以具有位于不同位置上的数个接收器模块。
[0054]
适用于此的功能层例如为侧向流动检测系统中已知的位于铝条上的硝化纤维素层。
[0055]
其他适用的功能层为薄层色谱法中已知的分隔层(固定相)，其由极细粒材料(例如硅胶、硅藻土、氧化铝、纤维素)的薄层构成。这个分隔层非常均匀地施覆在由塑料构成的载体膜或载板、铝片或者玻璃上，并且，市售的分隔层有不同的层厚可供选择。通常将硅胶用作固定相(正相色谱法)，其基于自由的末端羟基基团而用作针对试样分子的极性吸附剂。硅胶的平均孔径通常为4至100nm，其中6nm的孔径(kieselgel 60，merck)是最常见的。硅胶包含硅氧烷基团或者硅醇基团。
[0056]
作为替代方案，也可以使用具有其他官能基团(例如氨基基团)的dc材料。其与标准硅胶的区别不仅在于极性，还在于碱性，且进而导致截然不同的分隔结果。也采用具有非极性附着点(通过与有机氯硅烷的偶联)的表面改性硅胶(反相色谱法，reversed phase)。不同试样分子被分离的顺序发生反转，极性分子运行地更快，非极性分子被更大程度地保持。此方案的优点主要在于，借此也能对极性非常高的试样进行研究。氧化铝、硅酸镁、硅藻土、聚酰胺、纤维素也适合作为针对dc的固定相。
[0057]
根据另一替代性方案，也可以使用多孔的玻璃层。同样可以在特定区中为这类多孔的玻璃层配设捕获分子。为此，在现有技术中描述过所需的基于硅烷的连接子技术。此外，也可以使用基于fret的免疫检定(采用或不采用量子点)。
[0058]
视功能层的技术方案而定，能够侦测出不同的生物标记物。通常，可能的生物标记物的范围包括蛋白质、脂类、酶、碳水化合物、激素、代谢产物、药物及其降解产物，但也包括细胞或细胞成分、基因或基因序列和病毒。
[0059]
将安装在数码相机中的市售的ccd芯片或者cmos芯片用作接收器(变送器或者侦测器)。这类芯片同样构建为可单独读取的单个点状光传感器(像素)的阵列。使用此类ccd芯片或者cmos芯片特别是出于经济原因，因为其可量产，成本低廉。当然也可以使用这些芯片的进一步方案，例如scmos芯片。然而，与应用在相机中的情况不同，就本发明的装置而言，仅读取个别像素元件(见下文)，故读取较快，且评估简单。此外，如下文还将详细描述的那样，从相关像素优选仅读取亮度信号(y信号)。通过将进一步图像处理限制在相关像素和y信号，能够显著简化并且特别是加快数字评估。
[0060]
就不透明的功能层而言，发射器与接收器必须布置在功能层的同一侧上，例如布置在层的上方。
[0061]
就透明的功能层而言，发射器与接收器可以布置在功能层的相对侧上，例如发射器布置在层的上方，接收器布置在层的下方。
[0062]
适用于此的接收器特别是为cmos传感器。就cmos(complementary metal-oxide semiconductor，互补金属氧化物半导体)传感器而言，在像素中即已将通过光子产生的电荷转换成电压。这是与ccd传感器的本质区别，就后者而言，需要先将电荷从传感器转移到输出放大器。
[0063]
此外，就cmos传感器而言区分主动像素技术和被动像素技术。
[0064]
就主动像素技术而言，可以单独地控制每个像素。这样便能在同一时间点上对所有像素进行曝光(global shutter，全局快门)。此外，在此(至少理论上)能够单独地读取每个像素，并且例如通过选择aoi来提升刷新频率。
[0065]
就被动像素技术而言，一个行的像素共享电子装置的一部分。在此逐行地进行曝光和读取(rolling shutter，卷帘快门)。
[0066]
尽管cmos传感器进入市场的时间几乎与ccd一样长，但直至不久以前，其性能才达到可被广泛使用的水平。不过在此期间，cmos的性能不仅追上，而且超越了ccd传感器。
[0067]
在此，每个单独的光电二极管或像素均与一个电容器并联，该电容器被光电流充电。其中，产生的电压与亮度以及与曝光时间互成比例。
[0068]
与ccd传感器的基本区别在于，不采用移位寄存器，并且每个图像元件均具有自有的读取放大器或晶体管。这使得使用者可以例如通过定义传感器的分区，所谓的“感兴趣区”(region of interest，roi)，来显著提升帧率。
[0069]
许多采用卷帘快门的简单的cmos传感器针对每个像素包含三个晶体管(3t)；为了改善功能性，例如为了抑制噪声，可以增设更多的晶体管(4t或者5t)。然而这以牺牲填充系数以及灵敏度为代价。每个像素均具有自有的放大器，其因制造公差而不统一，因此，产生整个图像的称作“固定模式噪声(fixed pattern noise)”的不均匀性，其可通过平线(flat-line)或平场(flat-field)修正加以补偿。
[0070]
cmos传感器可以划分成两个子类别：具有a/d转换的“片上(on-chip)”和无a/d转换的“片外(off-chip)”。这表示，具有a/d转换的传感器能够直接地输出数字信号，从而能够减小整个相机电子装置，且进而节约成本。无a/d转换的传感器则输出模拟信号，因而需
要为相机电子装置增设a/d转换器。
[0071]
根据现有技术，借助数字信号处理和各像素的离散扫描值，对功能层的光学投射至图像传感器上的图像进行扫描。根据现有技术，通过数字图像处理技术对各像素的离散扫描值进行处理。在此，根据数字技术使用不同的滤波器(例如盒式滤波器、低通滤波器，以及数字技术的不同电子器件，例如逻辑门、微处理器、忆阻器和数据存储器)。
[0072]
可以根据现有技术使用cmos图像传感器的领域中的hdrc技术(high-dynamic-ranch cmos，高动态范围cmos)。就hdrc相机而言，针对每个像素(pixel)，将光敏元件(光电二极管)与cmos场效应晶体管组合，从而获得与光强互成比例的信号。
[0073]
根据现有技术，借助白色图像和暗色图像，在传感器的原始图像的多阶段修正过程中进行图像传感器校准。
[0074]
根据现有技术，记录白色图像，而使得相机对准被均匀照亮的面根据现有技术，借助数字信号处理和各像素的离散扫描值，对功能层的光学投射至图像传感器上的图像进行扫描。根据现有技术，通过数字图像处理技术对各像素的离散扫描值进行处理。在此，根据数字技术使用不同的滤波器(例如盒式滤波器、低通滤波器，以及数字技术的不同电子器件，例如逻辑门、微处理器、忆阻器和数据存储器)。
[0075]
应根据现有技术使用cmos图像传感器的领域中的hdrc技术(high-dynamic-ranch cmos，高动态范围cmos)。就hdrc相机而言，针对每个像素(pixel)，将光敏元件(光电二极管)与cmos场效应晶体管组合，从而获得与光强互成比例的信号。
[0076]
可以将经校准的图像用于测量视亮度。在不作校准的情况下，这种测量将会导致失真的测量值。人眼以视觉感知到的视亮度被称作视觉亮度。根据误差修正，以及为了防止(例如因污染引起的)各种效应，根据现有技术使用各种算法来校准图像传感器。
[0077]
举例而言，相机模块可以由内置有信号处理器的ov7670构成，具有640
×
480像素的分辨率。基于微控制器通过sccb(serial camera control bus，串行摄像机控制总线)对模块进行控制。也可以使用具有同等特性的其他相机模块。在进行评估时，仅使用一个小窗口(约64
×
16像素)。通常，将一个这样的窗口用于检测区(“感兴趣区”，roi)，将另一窗口用于参考区。同样地，优选仅将亮度信号(yuv信号的y值)用于评估。
[0078]
使用微处理器来控制装置和对测量进行评估。其中，例如可以使用带有经相应调整的软件的市售pc。然而，根据本发明，优选使用在各种编程和开发环境(例如arduino、raspberry pi、uiflow(blockly、python))中提供的微型计算机。借助这种开发环境产生统一的系统环境，借此以简单且廉价的方式实现控制和对测量的评估。
[0079]
集成开发环境(英语integrated development environment，缩写ide)是计算机程序的集合，通过这些程序能够在尽可能无媒介中断的情况下处理软件开发(swe)任务。
[0080]
ide提供有用的工具，其能够协助软件开发者处理经常重复的任务，提供对各功能的快速访问，管理工作(中间)结果并将其直接转移到随后的编辑功能。这样便使开发者摆脱形式主义的工作，并且在系统的协助下高效地进行根本的任务，即软件的开发/编程。
[0081]
近乎所有编程语言和平台都有ide。因而往往仅支持一个编程语言。
[0082]
但也存在将数个特定的ide整合在一个共同的用户界面下的应用。也有旨在通过配置以或多或少“无编程”的方式创建应用软件的方案(例如universal application)，其不指向特定编程语言(声明式编程)。使用ide的优点特别是在于，所有系统组件均相互匹
配。
[0083]
适用于本发明的微处理器、编程和开发环境例如为
[0084]
·
stm32f103c8t6 arm mini system development board stm32 development core board
[0085]
·
esp32-cam wifi 包含相机模块ov2640的蓝牙相机模块开发板esp32
[0086]
·
stm32f103c8t6-64kb闪存，stm32 arm cortex-m3 mini system dev.board(stm固件)
[0087]
·
基于msstack的环境，有大量可购得的实施方式
[0088]
可以以定量或者定性方式显示测量结果。在最简单的情形下，可以通过光信号(例如彩色led)或诸如此类实现显示。根据本发明，优选以定量和定性的方式，例如以在ep2870477b1中揭示的灯光指示(ampeldarstellung)，在显示器上显示测量结果。
[0089]
此外，本发明的装置包含不透光的壳体，其至少包含发射器、功能层和接收器这些上述组件。所述壳体特别是用于使试样(即功能层)远离干扰光源，借此实现无干扰的测量。其中，也可以采用本发明的将控制器和/或显示装置一并装入壳体的实施方式。作为替代方案，控制器和显示器可以独立于壳体布置。在此情形下，可以或是通过对应的线缆，或是以无线方式(例如通过w-lan、蓝牙)传输所需的控制或测量信号。
[0090]
壳体包含用于容置功能层的保持元件，其视情况而定与功能层的相应固持器(例如检测盒)匹配。
[0091]
如上所述，优选局部地，即在预期发生凝集反应的位置上，对功能层进行照明以及测量反射光。通常以与用作对照的第二测点进行比较的方式进行测量。为此，在一个优选实施方式中，对功能层的两个位置、即测量区和对照区进行照明。
[0092]
通过接收器模块对反射光进行的测量也是在相同的位置上、即在测量区中和在对照区中进行。如上所述，故而仅在预定的位置上对发射器和接收器模块进行控制。
[0093]
在测量时间点上，发射器、功能层和接收器必须处于所述不透光的壳体中。其中，必须确保对功能层的测量区的均匀照明。在采用不透光的功能层的情况下，优选地，led呈环形围绕接收器模块布置。
[0094]
壳体-发射器-接收器系统也可以依据乌而伯利特球(ulbricht'sehen kugel)的原理布置。
[0095]
可以在滴涂试样后将功能层置入壳体。根据本发明，在滴涂试样的时间点上，功能层优选已处于壳体中。借此能够精确地测定滴涂与测量之间的时间。针对这种情况，壳体需要包含用于插入滴管或诸如此类的开口。
[0096]
在本发明的优选测量方法的范围内，先后以不同的波长对测量区和对照区进行照明，并且将反射的光保存。在根据本发明的特别优选的实施方式中，以不同的波长依次进行测量，例如1.红色，2.绿色，3.蓝色，4.红色，5.绿色，6.蓝色(2个测量循环)。通常多次实施测量循环(即以不同的颜色进行照明和测量)，特别是实施2-5次。
[0097]
在本发明的一个特别优选的实施方式中，将蓝色测量和绿色测量的测量结果相加，并且将红色测量从求得的和减去。将测量区和对照区的以此方式获得的测量值相互比较。如果在测量区中测得的结果小于对照区的光的特定比例(例如小于75％、60％、50％或40％)，则该结果被视作阳性。光测量的准确分界(cut-off)取决于各种参数(主要是功能层
的类型、层的着色和/或试样的着色，粒子的类型和尺寸，等)，并且是在校准过程中确定。
[0098]
在本发明的一个特殊的实施方式中，如下实施所需方法：使用常见的侧向流动测试条，将试样施覆在测试条上的常见位置上。在施覆试样后，紧接着将测试条置入装置，并且开始所述测量方法。测量的起点是按照上述方案对对照区进行的第一测量。在将试样施覆至试样区上后，沿测试条进行液体分布(流动)，这使得测试条的颜色或亮度轻微变化。通过定期(例如每20秒一次)测量对照区，可以判断出液体前端是否以及何时到达对照区。这样便能可选地进行第一对照，确认是否正确地将功能层润湿。作为替代方案，也可以通过测量层的电阻来测定功能层的润湿。为此，使得铂电极与功能层发生接触。在液体前端经过后，层的电阻显著降低。
[0099]
在经过特定时间后(例如在五分钟后)，测量在测试条上发生的凝集反应。需要遵循准确的时间，否则测量可能失真。因此，在上述对照测量的结果积极的情况下，在经过预定的时间后(例如在五分钟后)，实质的测量序列开始。随后便可以上述方式实施测量并加以评估。将测量结果显示在显示器上。
[0100]
上述测量方法的特别优点在于，结果与人眼的主观感知能力无关，并且，能够对功能层的与批次相关的颜色变化以及与试样相关的(例如因不同的粪便颜色造成的)颜色变化进行补偿。基于通过第一对照测量进行的校准，能够可靠地将影响因素消除，进而实现对测量的精确评估。
[0101]
但凡有必要的抗体可供使用，本发明可应用在原则上所有生物标记物的验证方法中。适合的生物标记物例如为：血红蛋白、m2-pk、钙卫蛋白、乳铁蛋白、幽门螺旋杆菌、腺病毒、艰难梭状芽孢杆菌、诺如病毒、ehec、冠状病毒、流感病毒和其他。此外，本发明可以应用在法医分析、环境分析和食品分析中。还可以将本发明用于怀孕检测或者药物快速检测。特别有利地，可以在例如药物筛选过程中测定两个或两个以上的生物标记物，或者可以同时测定数个不同的病毒株。
[0102]
当然，可以采用本发明的并行处理数个功能层的实施方式。例如用于同步验证m2-pk和血红蛋白的不同功能层可以汇集在一个测试盒中，或者位于不同的盒子中。可以用机器人协助整个控制器，从而全自动地滴涂试样、将(带有盒子或无盒子的)功能层置入、测量、以及将(带有盒子或无盒子的)功能层取出。此外，功能层也可设计成：可在一个功能层上实施数个检测。为此，针对不同生物标记物的抗体需要固定在该层的不同位置上。此外，为了进行控制和信号处理，接收器和处理器需要适于对一个以上的“感兴趣区”(roi)进行测量和评估。
[0103]
在本发明的一个替代性实施方式中，通过对应的荧光标记来侦测抗原-抗体反应。在此情形下，以与上述测量类似的方式实施测量。唯一需要考虑到的是，测得的光的波长不同于光入射的波长。通过接收器侦测荧光，并将结果显示在显示器上。
[0104]
在本发明的另一替代性实施方式中，通过化学发光来侦测抗原-抗体反应。在此情形下，不需要充当光源的发射器。通过接收器侦测化学发光，并将结果显示在显示器上。
[0105]
实例：
[0106]
通过以下实例进行进一步阐释。以下实例展示了如何实施本发明，而本发明并不局限于这些特定的实施方式。基于这些实例以及进一步的描述，本领域技术人员无需创造性便能实现本发明的更多实施方式。
[0107]
测量结构：控制器
[0108]
原则上可以使用符合以下要求的任何微控制器(8/16/32位)：具有足够的闪存/ram存储器(存储器的组织无关紧要)和足够的未占用的io来实现相机控制以及其余控制任务，并且需要能够以必要的速度处理相机模块(8位同步并行端口)的信号。示例为microchip的atmega/atxmega系列(原atmel)，pic系列，各制造商的cortex系列，parallax的propeller，在此仅例示性地列出一些制造商/型号。优选使用stm32f103(c8t6，72mhz，32位，20kb ram，64kb闪存)。
[0109]
决定使用stm32f103是鉴于良好的可用性和制造商提供的良好的软件支持，以及许多可用的实例。
[0110]
该微控制器是以c/c 编程，但也可以使用任何支持嵌入式编程的编程语言。为了尽可能保持后续开发的灵活性，选择了一个开发环境，其实现跨处理器平台的开发，并且以示例代码提供尽可能好的互联网支持。
[0111]
发射器(光源)
[0112]
将led rgb模块(例如控制模块ws2812)用于照明。在采用这些模块的情况下，能够相对简单地借助串行协议(online)逐像素地单独控制颜色，或者将其作为混合色加以控制。针对其他测量目的，也可以使用发射其他波长(例如ir或者uv)的led。在此情形下，视情况而定需要针对相机模块的滤色器。为了进行控制，需要额外地设置对应的电路块。
[0113]
通过5v升压(step-up)调节器用2个aa电池运行整个结构。试验表明，由4个aa电池串联而成的电源的电压波动过大，下游的线性调节器严重限制了电池的可用容量范围。切换式升压/降压(stepup/stepdown)调节器出于复杂度原因而具有较低优先度。
[0114]
接收器
[0115]
相机模块为具有内置信号处理器的ov7670(omnivision)，其最大分辨率为640
×
480像素。基于微控制器通过sccb(serial camera control bus，串行摄像机控制总线)对模块进行控制。原则上可以使用任何提供必要数据的相机模块。
[0116]
评估
[0117]
在评估时，仅使用可能的相机分辨率的小窗口(约64
×
16像素，和作为参考的约16
×
16像素)，并且仅适用yuv信号的y信号(亮度)。不对源自颜色信息u和v的数据进行评估。
[0118]
也可以使用单色的相机模块。使用的相机模块仅需要在待侦测的波长范围中具有必要的灵敏度。
[0119]
在测量后，测定的值可供进一步处理，例如可以通过蓝牙或者usb将该值传输至pc或者智能手机，或者在分类后将值显示在小型显示器上。
[0120]
测量原理
[0121]
在等待时间后(例如可以在小于5分钟后，以及在正好5分钟后进行测量，这取决于试样)，将各光源的照度与标称值对照。
[0122]
为此，用各光源先后地对测量条进行照明。以与正常测量窗口邻接的方式，还设有一个更小的测量窗口(约16
×
16像素)，其用途是：在通过小测量窗口的所有像素求出中位数之后，将实际照度补偿至相对标称值 /-1的值。
[0123]
随后，通过光源先后以不同的波长对测量条进行照明，并将大的测量窗口(约64
×
16像素)的各像素的亮度信息保存，这些亮度信息源自各波长范围内的不同的反射/吸收。
根据这些信息逐列地求得中位数，并将结果保存在一个单行的表格中。
[0124]
多次重复这个过程，根据每个周期逐列地求得中位数，并将其逐列地叠加至已存在的值。行的最低值还产生修正系数，将该修正系数从表格的所有值减去。借助这个方法能够获得经差分的测量结果。还使得该测量窗口在每个周期移动1个像素(1行)，从而在计量方面减小在测试条的生产过程中产生的不均匀性。在显微镜下的观察表明，在测试条的生产过程中施覆的“金胶(goldfallen)”并非如想象中那样均匀。
[0125]
在颜色的所有周期完成后(通常在2-5个周期后)，将用作参考色(即检测粒子不影响或仅很小程度地影响此光色)的颜色的列值从其他照明色的列值减去，从而对诸如散射光、污染、不均匀照明、相机模块的不足这些干扰因素进行补偿。
[0126]
随后将以此方式获得的列值叠加至与测量相关的颜色。现求出所有值的算术平均值，用以扣除本底噪声。通过求高于算术平均值的列值的积分，求出实际测量值。
[0127]
在测量前对光源进行的校准是一定需要的，在检测中，相机模块的与测量条的测量值的大小相关的特性令人意外。随着照度增大，照度与测量结果之间呈现出强烈的非线性关联(参阅图15)。由于最大灵敏度的范围相对较窄，准确的校准是必要的。
[0128]
为了设置主要是对比度、亮度、颜色和曝光时间，相机模块具有许多寄存器，在这些寄存器中可以设置这些参数，这些设置中的许多均针对测量目的进行过调整。
[0129]
通过依据n.wirth的算法计算中位数，这个算法在代码长度、计算期间的存储器消耗和速度之间实现良好的折衷。
[0130]
测量细节
[0131]
经led辐射的光是相对窄带式的，就
[0132]
led ws2812而言峰值为：红色620-630nm
[0133]
绿色515-530nm
[0134]
蓝色465-475nm
[0135]
20nm金纳米粒子(gold np 20nm)的吸收最大值为519-520nm，故而处于绿色led的峰值，蓝色也有很大一部分被吸收，红色则仅有小部分被吸收(参阅http://www.sciencedirect.com/science/article/pii/s0925400515307711)。
[0136]
据此，适宜采用以下测量序列：
[0137]
用通过红色、绿色和蓝色led产生的三原色先后对测量对象进行照明，为每个颜色生成一个图像。
[0138]
一个图像序列由3个照片(分别以红色、绿色和蓝色照明)构成，据此逐列地求得中位数，用以将干扰、像素误差和噪声最小化。
[0139]
拍摄16个图像序列，每个均由红色、绿色和蓝色的3个照片构成，即总共48个照片。将各按颜色归总的照片的中位数逐行地暂存。
[0140]
在整个测量周期结束后，根据保存的行，以按颜色归总的方式，重新逐列地计算中位数。
[0141]
将低频份额和dc份额扣除。
[0142]
将通过红色照明获得的测量值从蓝色和绿色照明的值减去，从而再度减小灰尘和污垢(副作用：噪声再度减小)
[0143]
最后，将蓝色的值与绿色的值相加，将dc份额和可能尚且存在的低频干扰扣除，并
为高于算术平均值的值求积分。此值被作为测量结果输出，或被进一步处理成更易理解的显示形式。
[0144]
实例1：不同的实施方式
[0145]
测定被试者的由冠状病毒、特别是sars-cov-2病毒感染引起的体液免疫应答是一项特殊的技术挑战。
[0146]
需要获得有关可能存在的体液免疫应答的信息，有关存在于试样中的针对此病毒类别抗原的抗体的信息。但特别重要之处在于，获得针对sars-cov-2病毒抗原的抗体的信息。就临床和诊断而言，获得有关抗体群的信息尤为重要。特别是涉及这些抗体与病毒结合的能力，使病毒失活的能力，或通过抗体结合减轻病毒感染的严重程度的能力。
[0147]
技术解决方案
[0148]
在图9中示出数字控制的自动分析仪的这个例示性实施方案。
[0149]
对抗体群(akp(ak-具备针对特定病毒抗原的结合能力))的测量/测定在技术上如下实现：将被试者试样施覆在例如经专门预处理的功能层上，该功能层竖向或水平(优选竖向)布置。
[0150]
本发明的数字控制的全自动分析仪借助移液机器人将试样混合物移至起点。试样混合物因毛细力和重力而穿过开孔式功能层(即自上而下地)运动。
[0151]
在功能层中，以线条或点(斑点)的形式将不同的捕获分子(优选使用以基因技术制造的重组病毒抗原，但也使用以基因技术制造的细胞分子，例如优选使用实现病毒与细胞的结合的细胞病毒受体抗原)固定在开孔式功能层中，并且沿流动方向自上而下地呈点状或梯状布置。
[0152]
含有具备针对病毒抗原(也由免疫球蛋白类别组成)的结合能力的不同免疫球蛋白的待研究的液体在开孔式功能层的3d结构上/中运动。
[0153]
根据本发明，位置固定的捕获分子在功能层中在不同位置上从待研究的混合物捕获试样(混合物)中的能够与捕获分子结合的抗体。
[0154]
在根据现有技术的一或数个清洗步骤后，借助现有技术中已知的免疫化学方法例如对抗原进行定量和定性测定。
[0155]
如在现有技术中描述的那样，通过(根据程序化的时间协议)添加试剂，以报告侦测结构(免疫组织化学)、elisa免疫化学技术、荧光法、化学发光法这些现有技术来进行侦测。位于功能层中的捕获分子的沿流动方向(即例如自上而下)的“梯状布局”致使存在于试样混合物中的不同抗体(随着时间推进)逐渐地在流动方向上在色谱吸收过程中被从试样混合物去除，举例而言，该梯状结构(自上而下地)例如为：a)重组的细胞病毒受体抗原，b)重组制造的病毒刺突蛋白(s1)，c)病毒包膜蛋白(e)，d)病毒膜蛋白(m)，e)病毒核衣壳蛋白(n)[参阅附图]。借助现有技术中已知的报告免疫化学结构，通过添加二级抗体，对存在于试样中的、被捕获层结合的抗体进行定性和定量验证。
[0156]
借助本发明的装置结构，利用本发明的测量方法，如描述的那样进行光电子测量。
[0157]
实例2：
[0158]
在图10中示出数字控制的自动分析仪的第二例示性实施方案。
[0159]
借助所述装置进行的测量过程如下。
[0160][0161]
通过“色谱”吸收过程链，随着时间推移，但也自上而下地，将能够与相应捕获分子结合的抗体选择性地从试样混合物(抗体群)中去除。通过数字图像处理评估的定性/定量测量提供有关试样中的抗体组成的重要信息。
[0162]
如新的研究结果所示，针对分子rbd抗原和/或针对病毒s1刺突抗原的抗体在临床上尤为重要。就再度感染同一sars-cov-2病毒的感染过程而言，此为重要信息。其重要之处在于可能的重新感染的预后。初次感染会使被试者具备免疫防御。这个特异性抗体与病毒抗原的选择性结合抑制病毒粒子进入要感染的人类细胞，例如肺细胞。
[0163]
如果这些重要的、具备结合能力的特异性抗体在被试者试样中以特别高的浓度存在，则就在重新感染同一病毒后的感染过程而言，被试者受到相当程度的保护。
[0164]
这些rbd抗体是病毒特异性抑制剂，因为这些抗体通过结合(病毒特异性细胞受体上的病毒刺突蛋白的)病毒粒子进行阻断，从而阻止病毒粒子进入要新感染的人类细胞，如肺细胞(锁钥原理)。
[0165]
从实际情况看来，基于捕获分子在功能层中沿流动方向的梯状布局，能够借助本
发明的数字测量结构对抗体浓度进行定性和定量测量。
[0166]
例如，如果测量体现出针对分子病毒受体抗原(rbd)的抗体的浓度，以及/或者针对病毒刺突蛋白的抗体的高浓度，则被试者具有因其初次感染而生成的良好的体液免疫应答。
[0167]
实例3：
[0168]
在本实例中描述本发明的系统的例示性的单个组件。
[0169]
发射器：所述照明装置例如优选为所谓的3色rgb-smd模块。
[0170]“3”表示led的数目，但这些led作为rgb以smd结构实施。对模块进行数字控制，既涉及光强(勒克斯)也涉及光的光谱组成。借此能够产生约1600万种光线颜色，对色温(开尔文)和光强(勒克斯)进行数字控制和产生。
[0171]
现有技术中揭示过这类模块。例如，这些模块被用于对植物的最佳照明，用于优化植物的生长。照明装置所辐射的光的光谱组成与叶子色素的生物物理吸收特性最优匹配。
[0172]
技术挑战
[0173]
对功能层中的物质进行定性和定量测量。通过使用最适用于这些物质的照明装置来实现这一点。
[0174]
解决方案：根据技术目的使用可数字控制的rbg-led模块(发射器)。这些模块优选以sdm结构制造。利用根据本发明选择的微处理器对这些rgb模块进行数字控制。这样便能产生光，即由频率不同的电磁波构成的混合物。此外，这些根据本发明选择的led模块产生不同的光强和光脉冲。
[0175]
led模块是以一定方式相对功能层布置，使得照明装置以光对整个功能层进行照明/辐照。借助数字光度计测量结构，特别是利用图像传感器模块(侦测器、接收器)，通过图像处理算法对反射或吸收的光进行处理和分析。
[0176]
辐射的由电磁波构成的混合物就其频率(光谱)和强度而言与功能层的待测量物质的吸收特性最优地匹配(见上文，示例：叶子色素的吸收特性)。据此，在功能层中使用的与抗体结合的胶体金(金纳米粒子20nm)优选吸收“绿色光”(即具有“绿色光谱组成”的光混合物)。这同样适用于“蓝色光”(亦即，具有“蓝色光谱组成”的光混合物也被吸收)。检测序列表明，功能层自身不吸收“红色光”(即具有“红色光谱组成”的混合光)，而是将其反射。
[0177]
照明装置所辐射的“红色光”、“绿色光”和“蓝色光”已通过检测序列进行过优化，使得借助数字图像传感器最优地实现与面积有关的吸收或反射测量。
[0178]
在检测中意外地发现，可以将通过照明装置辐照功能层的时间顺序优化，从而实现最优的测量。在此发现，借助图像传感器进行的位置相关的测量有助于改善测量结果。
[0179]
基于数字图像处理算大，能够选择性地以空间分辨的方式测量功能层的辐射光。功能层中的涉及测量和计算的特殊位置被称作roi(感兴趣区)。
[0180]
实例4：
[0181]
在本实例中例示性地对本发明的系统的图像处理进行描述：
[0182]
1.以经优化的“红色光谱组成”测量特别是期望区(检测线区)的roi。
[0183]
2.测量：以经优化的“绿色光谱组成”测量特别是期望区(检测线区)的roi。
[0184]
3.测量：以经优化的“蓝色光谱组成”测量特别是期望区(检测线区)的roi。
[0185]
根据本发明，随时间推进的照明顺序的强度和色彩组成(见上文)是通过微处理器
控制。借助图像传感器模块进行数字测量。通过对单个像素的图像矩阵的定量，通过数字采样(sampling)来进行测量，即产生数字图像数据。对像素的单个数字强度值(数字亮度值)进行定量，并且通过数字测量技术(信号处理)转换成数值，并且例如显示在显示器中，或者通过接口传输到pc上。
[0186]
分别针对测量步骤1、2和3，在每个测量后将图像矩阵的定量的数字测量结果数字式存储在位于微处理器板上的存储器中。
[0187]
此外，在位置相关的测量过程中获得的有关位置相关测量的各结果相互抵消，并保存在位于板上的存储器中。从存储器读取各测量的数字信息，并用现有技术中已知的数字处理算法来进行计算。根据本发明，在这些数字计算中使用平滑算法，特别是使用数字k均值聚类(k-means-clustering)和其他数字计算方法。
[0188]
事实特别是表明，所谓的随机邻域嵌入(stochastic-neighbor-embedding，sne)(即与位置有关、与像素有关的测量)这一数字评估方法有助于优化测量结果。
[0189]
如上所述，通过三个在时间上相继的测量来进行整个测量，因此，根据本发明，随机事件嵌入(stochastic-time-embedding，ste)(即与时间有关的测量)这一数字评估方法有助于优化测量结果。
[0190]
在图像传感器模块中，通过对应的编程定义对于测量而言至关重要的roi(位置相关)。例如在侧向流动膜片中，期望区(检测线区)是roi。侧向流动膜片上的另一roi是位于测试线区与对照线区之间的区域(即在此区域中预计不会在胶体金的促进下因抗体引起免疫沉淀)。
[0191]
需要将此大roi(“检测线和空白区”)与上述小roi(像素)区分开。像素roi要小得多，亦即，测试线区中的roi例如为约50倍大。
[0192]
在此情形下，基于测得的抗体组成，极有望实现对新感染病毒时的感染过程的预后。
[0193]
实例5：
[0194]
本发明的装置由不透光的壳体构成，并且包含保持装置，其用于将针对肿瘤标记物m2pk的二聚体形式的市售检测盒固定。这个检测盒包含(基于硝化纤维素的)功能层，其具有用于对肿瘤m2pk的二聚体形式进行免疫学验证的已知抗体。在检测盒上方设有发射器，其由型号为ws2812的led模块构成。此型号的led的光是相对窄带式的，峰值为620至630nm(红色)、515至530nm(绿色)和465至475nm(蓝色)。此外，所述装置包含内置有信号处理器的的相机模块ov7670。这个相机模块具有640
×
480像素的分辨率，但仅对这些像素中的一部分进行评估(见下文)。通过型号为stm32f103(c8t6，72mhz，32位，20kb ram，64kb闪存)的微控制器对装置进行控制。此外，所述装置还包含用于显示测量结果的数字显示器。在将检测盒置入并且将壳体封闭后，将试样溶液滴涂至检测盒的专设的开口上。滴涂的液体以已知的方式穿过功能层朝向检测盒的芯部运动。时间测量同时开始(滴涂：t＝0)。在经过预定的检测时间后，对led进行控制。借助相机模块以约64
×
16像素的分辨率对检测盒的预计出现测量线的部分(感兴趣区，roi)进行拍摄。以通过所述led发光产生的三原色，即分别以红色、绿色和蓝色，相继地对这个感兴趣区进行照明。为这些颜色中的每一个生成一个图像。因此，一个图像序列由三个照片构成，即由以红色、绿色和蓝色辐照的各一照片构成。在每个照片中均逐行地求得中位数，以将噪声下的干扰和像素误差最小化。相继地拍摄总
共16个这样的图像序列，每个均由三个照片构成。因此，总共生成48个照片。将各按颜色归总的照片的中位数逐行地暂存。在整个测量周期结束后，根据保存的行，以按颜色归总的方式，重新逐列地计算中位数。随后将低频的份额和dc份额扣除。将通过蓝色和绿色照明获得的测量值相加，用得到的和减去通过红色照明获得的测量值。这样便将因灰尘和污垢引起的测量失真减小，此外将噪声进一步减小。最后，为高于算数平均值的值求积分。此值被作为测量结果输出，或被进一步处理成更易理解的显示形式。
[0195]
在经进一步优化的装置中，还以完全相同的方式拍摄功能层的另一区域作为参考，并以上述方式对其进行评估。通过将感兴趣区的测量与参考区进行比较，进一步提升测量的精度。为了测量参考区，事实证明，16
×
16像素的测量区便已足够。
[0196]
在本发明的另一方案中，为所述装置配设组合式检测盒，其包含对m2pk和血红蛋白的组合式检测，如在us 2015/0219658a1中描述的那样。在此情形下，同时将试样溶液施覆至功能层的两个位置上，故需要两个滴管。既可手动施覆，也可在机器人的控制下施覆。
[0197]
对这个检测系统的测量和评估完全类似于上述测量和评估。然而，在此对两个互不相同的感兴趣区、即m2pk的感兴趣区和血红蛋白的感兴趣区进行评估。
[0198]
实例6：
[0199]
针对侧向流动检测盒中的测量的应用示例：
[0200]
1)schebo弹性蛋白酶(单一盒/侧向流动)
[0201]
2)schebo m2pk粪便(单一盒/侧向流动)
[0202]
3)schebo 2inl(双重盒/侧向流动)
[0203]
4)schebo m2pk尿液(单一盒/侧向流动)
[0204]
5)schebo sars-cov-2(单一盒/侧向流动)针对病毒抗原的抗体。检测用于测定有关人体对可能的sars-cov-2病毒感染的体液免疫应答的信息。
[0205]
6)schebo sars-cov-2(单一盒/侧向流动)测量sars-cov-2抗原。用于测定人体中的因过去感染过sars-cov-2病毒而引起的病毒抗原。
[0206]
实例7a：
[0207]
使用传统的m2-pk单一检测盒测定被试者粪便试样中的生物标记物浓度(肿瘤m2pk)。由3个从事这类检测的人员以传统的方式进行评估。
[0208]
对测试线的视觉感知，对比对测试线的数字光学测量
[0209]
测量结果在图17中示出。
[0210]
5个类别组(涉及检测线感知)
[0211]
横坐标：非数字刻度|纵坐标：数字刻度
[0212]
组1＝眼睛无法感知的检测线
[0213]
组2＝眼睛能够非常微弱地感知的检测线
[0214]
组3＝眼睛能够微弱地感知的检测线
[0215]
组4＝眼睛能够清楚地感知的检测线
[0216]
组5＝眼睛能够非常清楚地感知的检测线
[0217]
由三个人员进行评判/分类。这些人员相互独立地对测量结果进行评判和分类！
[0218]
·
浓度范围：低于肿瘤m2pk临床诊断浓度范围
[0219]
·
浓度范围(灰色范围)处于所谓的分界区域内
[0220]
·
临床相关肿瘤m2pk的浓度范围(目标范围)
[0221]
预先借助elsia技术方案测定各试样的浓度。亦即，对于各组的所有试样而言，肿瘤m2pk浓度是预先测定并且已知的。
[0222]
实例7b：
[0223]
以与实例7a类似的方式实施检测，但在本发明的装置中仅借助绿色照明进行评估。结果在图18中示出。
[0224]
5个类别组(涉及检测线感知)
[0225]
横坐标：非数字刻度|纵坐标：数字刻度
[0226]
组1＝眼睛无法感知的检测线
[0227]
组2＝眼睛能够非常微弱地感知的检测线
[0228]
组3＝眼睛能够微弱地感知的检测线
[0229]
组4＝眼睛能够清楚地感知的检测线
[0230]
组5＝眼睛能够非常清楚地感知的检测线
[0231]
由三个人员进行评判/分类。这些人员相互独立地对测量结果进行评判和分类！
[0232]
·
浓度范围：低于肿瘤m2pk临床诊断浓度范围
[0233]
·
浓度范围(灰色范围)处于所谓的分界区域内
[0234]
·
临床相关肿瘤m2pk的浓度范围(目标范围)
[0235]
预先借助elsia技术方案测定各试样的浓度。亦即，对于各组的所有试样而言，肿瘤m2pk浓度是预先测定并且已知的。
[0236]
评判：从实例7a/7b的结果，以及特别是将图17与图18相互比较后可以看出，在以整个照明规程和时序进行的测量中，通过所述装置获得的测量结果要好得多。
[0237]
可以清楚地看出，(仅以“绿色”照明进行的)测量的测量值的发散程度比类似测量高得多。较高的展布方差总体上导致测量结果变差，进而导致可区分性变差(参阅组的百分位数)，进而导致对组的总体评判变差。
[0238]
实例8：
[0239]
图19示出被试者粪便试样中的生物标记物浓度测定(肿瘤m2pk)的结果：
[0240]
横坐标：非数字刻度|纵坐标：数字刻度
[0241]
函数图：描绘了浓度与离散像素采样值的关系。
[0242]
该图可用作针对试样中的肿瘤m2pk浓度测定的校正曲线。可以借助装置、照明和图像传感器模块进行测定。
附图说明
[0243]
图1为本发明的一个实施方式的功能原理图。发射器(a)将光(l1)发射至包含试样的功能层(b)上。示出液流(flow)。功能层包含两个测点，即试样测量区(感兴趣区)和参考区。通过接收器(c)测量光反射或光发射，并提供给信号处理器(d)。通过读取单元(d)进行输出。这个读取单元可以是位于所述装置上或位于装置处的显示器。但该装置也可以与pc、平板电脑、智能手机或诸如此类连接。在此情形下，可以借助线缆或者以无线的方式进行连接。
[0244]
图2示出本发明的另一实施方式，其中测量透射率。因此，接收器(c)位于完全或部
分透明的功能层的相对侧上。
[0245]
图3示出本发明的另一实施方式，其中试样进行光发射，例如通过生物发光实现。
[0246]
图4示意性地示出抗体在功能层上的固相固定。通过极端放大，可以清楚地看出，在功能层上形成的“线条”由大量的单个点构成。
[0247]
图5为抗体在功能层上的固相固定的侧视图。在这个实施方式中,激发形成的凝集物，使其产生荧光。
[0248]
图6示出类似于图5的布局，但其中，激发形成的凝集物，使其进行化学生物发光。
[0249]
图7为所谓多路复用的功能图。在此，为不同的“感兴趣区”(roi)配设不同的生物标记物。在图7中，为六个不同的区域配设六个不同的生物标记物，这样便可同时测定六个不同的生物标记物。
[0250]
图8为本发明的装置的另一功能图。在此，试样位于圆皿中，或者位于微孔板的elisa孔中。但发明的作用原理是相同的。
[0251]
图9示出本发明的自动分析仪的另一实施方案。在这个实施方式中，功能层垂直布置。因此，通过呈环形布置的led模块沿水平方向进行光照射。在环的中心设有接收器模块。以与上述系统类似的方式进行进一步的图像处理。
[0252]
图10示出另一例示性实施方式。与如图9所示的方案的区别在于，功能层装载有在色谱法中已知的载体粒子和/或珠子。这样便能改善对试样的分离。以与上述实施方式类似的方式进行测量和评估。
[0253]
图11示出在借助本发明的装置测定弹性蛋白酶时的测量值。可以看出阳性与阴性测量结果之间的巨大差别。
[0254]
图12示出例示性传感器模块的光敏性。
[0255]
图13示出在使用本发明的装置时的自动化工作流。
[0256]
图14示出不含壳体的本发明的装置的测量结构。
[0257]
图15和图16(a、b、c、d)示出根据照明对cmos图像传感器的各像素进行的测量，用以找到在不同颜色条件下的最佳照度，用于将噪声最小化。在x轴上示出了针对红色光、蓝色光、绿色光的相对照明强度。y轴示出可用的测量信号，形式为在“感兴趣区”roi内的像素采样值(高于电子噪声)。借助数字图像处理的阈值法进行评估(https://de.wikipedia.org/wiki/schwellenwertverfahren)。
[0258]
图17和图18示出根据实例7的测量结果。
[0259]
图19示出根据实例8的，借助本发明的装置对试样中的分析物进行的浓度测定。
[0260]
图20示出免疫学检定中常见的误差源，即所谓钩状(hook)效应。免疫学检定，例如侧向流动检定(lfa)可能会提供假阴性结果。除了诸如交叉反应或抗体干扰的其他原因以外，所谓的高剂量钩状效应是造成这种现象的原因。在此情形下，以过高浓度存在的抗原使抗体过饱和，致使检测显示出假阴性结果。(文献例如参阅：christian silberbauer等人，wehrmedizinische monatsschrift 12/2018)
[0261]
在目测读取/评估中，除个人评价以外，验证上限(upper detection limit，udl)和验证下限(lower detection limit，ldh)和钩状效应为重要因素。
[0262]
目前比较大的问题是目测评判和分类，因为这是以对侧向流动的测定为基础，在通过对测量结果的个人感知进行的目检中实现。
[0263]
图21a示意性地示出“检测线”，通过(借助精确纳米涂覆)施覆抗体溶液将该检测线施加至微纤维素膜片上。
[0264]
这使得捕获分子(抗体)固定在开孔式纤维素膜片的3d结构中；在将试样施覆至膜片的试样垫(sample-pad)上后。
[0265]
这些捕获分子(抗体)与借助胶体金和第二捕获分子(第二抗体)标记的待测定的生物分析物结合。
[0266]
根据遵照heidelberger先生命名的“海德堡曲线(heidelberger kurve)”，在开孔式侧向流动微纤维素膜片的3d结构中产生与分析物浓度相关的免疫集合体(沉淀)。此集合体由生物分析物、金和第二抗体构成。
[0267]
随时间推进形成的免疫集合体具有特定的特征性的光学和物理特性。在光照下，光吸收特性非常明显，因为在处于预期区中的免疫集合体，与微纤维素膜片的无金-免疫集合体的区域之间，存在吸收/反射特性的差异。根据本发明的测量装置和测量方法，能够以数字方式对光学和物理特性的与面积相关的差异进行光学测定。
[0268]
如图21b中的显微照片所示，由于采用精确纳米涂覆制造方法(由制造过程决定)，预期的“结果检测线”实际上并不是线，而是由点云构成。除了这些点云的边际效应以外，这还导致目检中个人对测试线的视觉感知不精确。
[0269]
如显微图像所示，“检测线”并不是线，而是由“点”或“点云”的接连排列构成，因此根据本发明采用特殊处理方式(通过各种检测序列测定)。借此能够在图像传感器中和处理器中的采样步骤/采样过程中改进测量。
[0270]
针对此缺陷以及其他缺陷，使用根据本发明的测量结构和算法来改善结果。
[0271]
图22a示出具有明确检测结果的检测盒
[0272]
对检测结果的个人视觉感知：
[0273]
a：对照线区，如果线条可见，则表示检测功能正常
[0274]
c：预期区(感兴趣区[roi])，在施覆液态试样后，在经过特定时间段后，在该区域预计出现或不出现线条
[0275]
图22b为检测盒的检测区的放大图
[0276]
不明确的检测结果
[0277]
仅凭提示才能识别/感知到检测线(免疫集合体)
[0278]
就生物标记物浓度在临床上非常接近所谓“分界”的试样而言，常会出现这样的目检结果。
[0279]
a：对照线：根据本发明通常不用于测量
[0280]
b：参考测量区：根据本发明将其用于数字测量(感兴趣区[roi])
[0281]
c：预期测量区(roi)：根据本发明将其用于数字测量
[0282]
根据本发明，对b和c进行比较(数字计算(布尔代数)，并借助逻辑模块进一步处理)借助这些步骤(“计算步骤”)，在数模转换后获得数字值。
[0283]
根据本发明，数字值如下获得：
[0284]
1)通过根据本发明的数字控制的装置，以及
[0285]
2)通过使用图像传感器模块(参阅图像传感器模块的附图)。
[0286]
图23示出本自动分析仪的一个例示性实施方案
[0287]
将液态试样/试剂等/测量过程链用于：对定性-定量测定进行分析。(当然，可以仅使用一个报告系统，而不是如图所示的两个不同的报告系统)，例如通过pc控制的微泵
[0288]
a：功能层，例如开孔式玻璃。在3d层中，例如借助硅烷化学，将捕获分子以位点/表面结合的方式共价固定
[0289]
a1：具有fret(resonance transfer，福斯特共振转移)荧光能量转移报告系统的捕获分子，tr-fret发射化学发光，荧光/ecl，特殊的蛋白免疫印迹(western blotting)方法以及不同的衬底，其实现不溶于水的反应产物
[0290]
b：发射器，照明装置(数字控制的驱动)
[0291]
c：接收器，侦测器，例如雪崩光电倍增管(avalance photo multiplier tube，apds)，优选图像传感器模块(基于棱镜的相机，基于遮罩的相机)，光学传感器，多像素光子计数器(mppc/sipm)，红外侦测器，scmos相机，ccd相机，si光电二极管，tdi-ccd和cmos读出电路等。在现有技术中有对这类接收器模块的详细描述。
[0292]
d：处理器，数字计算，小面积地对相关信息(基于像素阵列布局)进行过滤，使用随机方法进行分析，并以数字方式放大。
[0293]
数字计算，大面积地对相关信息(基于反射面/测量面预期区)进行过滤，使用随机方法进行分析，并以数字方式放大。
[0294]
布尔运算，逻辑块，逻辑运算，借助校准器校准，借助校准曲线计算，等。
[0295]
e：数模转换器
[0296]
f：pc/接口/借助算法进一步处理，特别是采用区块链技术(将患者测量数据和对应的诊断数据归总，可全局比较、备份、留存和归档，用作宝贵资源)/数字测量值/也可以采用人工智能算法(神经网络、模式识别、算法等)
[0297]
图24示出用于借助相机结构产生数字图像数据的例示性测量结构
[0298]
图25示出用于借助不同的装置变体产生数字图像数据的图像传感器模块的实施方案。
[0299]
图26为采用被动光发射、例如荧光测量时的功能原理图。借助led模块或者在uv范围内发射光的发光二极管来进行照明/激发。在选择的报告系统中改善对选择的发色团的激发(通过检测序列测定)
[0300]
图27为借助本发明的装置进行的反射/吸收测量的功能原理图。
[0301]
图28为定性和定量的吸收测量的功能原理图。一个特殊的功能变体：使用先进的液体处理技术，例如用于高通量技术。其中，借助超声处理，将例如来自微孔板的等份液体试样，以位置相关的方式转移至上方的层上。以这种方式预处理过的层(物质例如以位置相关的方式附着在该层上)可以用作所述测量结构中的功能层，参阅图28。这样一来，即使是在高通量过程技术中，也可以使用所述测量装置来筛查例如杂交瘤细胞的上清液。杂交瘤细胞例如在微孔板中生长。
[0302]
两个方案：对微孔板进行竖向照明，以及/或者对圆皿进行水平照明。
[0303]
图29为主动光发射的功能原理图，例如在执行全自动诊断过程链时通过化学发光和生物发光实现。
[0304]
图30为借助本发明的装置进行的光测量的功能原理图。可将测量结果无线地传输至移动设备。可借助区块链技术进行防伪存储。
[0305]
现有技术
[0306]
在以下公开案中描述过其他相关的现有技术：
[0307]
w02 016/20573 6al，
[0308]
de10 2019005761a1，de102018000815a1，de102016015060a1，w02016015701a1，us20150219658a1，wo2012022285a2，us20080153119a1，us20080113389a1，ep1474235a1，de2032160u1，
[0309]
us2 020010776 0a1，us20200156074a1，us20200174005a1，
[0310]
传感器，2011，11，6396-6410。