Brevet FR3034198A1 — publié le 20160930

- 1 - " Appareil hydrofocus à solution d'analyse unique." La présente invention se rapporte à un appareil de différenciation optique des sous populations de globules blancs comprenant une cuve à circulation à manchon actif. D'une façon générale, un appareil d'analyse permet de dénombrer et de caractériser les différents types de globules présents dans le sang, à savoir : le nombre total de globules blancs ; plus spécifiquement, le nombre de globules blancs par sous populations (basophiles, éosinophiles, neutrophiles, monocytes et lymphocytes) ; le nombre de globules rouges et de plaquettes ; et le taux d'hémoglobine. Plusieurs techniques d'analyse sont connues, notamment : le dosage de l'hémoglobine est effectué après la lyse des globules rouges, c'est-à-dire la destruction de la membrane des globules rouges, et par mesure par spectrophotométrie de l'hémoglobine libérée dans le milieu ; le dosage de l'hémoglobine nécessite en outre la stabilisation de l'hémoglobine sous une forme complexée (oxyhémoglobine ou cyan méthémoglobine) de manière à mesurer l'absorbance d'un seul composé à la longueur d'onde appropriée. - le comptage total des globules blancs est effectué sur l'échantillon de sang par résistivité en réalisant la lyse spécifique des globules rouges et la protection des globules blancs. - la différenciation des globules blancs et leur comptage par sous population sont effectués : - soit par mesure volumétrique en résistivité après lyse spécifique des globules rouges, protection des globules blancs; cela ne permettant cependant pas de différencier toutes les sous populations; - soit par voie optique, notamment par cytométrie de flux ; après lyse spécifique des globules rouges et protection des globules blancs, en mesurant différents paramètres 3034198 - 2 - (notamment diffraction, fluorescence, absorbance) sur un flux de globules blancs dans l'axe aux petits, moyens et grands angles et éventuellement après ajout d'un agent de marquage (par exemple du noir de chlorazol, ou un 5 colorant marquant l'ADN ou l'ARN, ou un colorant fluorescent) et par mesure à différentes longueurs d'onde ; cette technique permettant de différencier les sous-populations de globules blancs. le comptage des globules rouges et des plaquettes se fait sur un 10 échantillon dilué sans ajout de réactif particulier par mesure de résistivité. Il existe de nombreux automates d'hématologie qui mettent en oeuvre ces techniques. 15 La plupart des automates d'hématologie disposent d'un capteur par impédancemétrie pour le comptage absolu des globules blancs et d'un capteur optique pour la différenciation des globules blancs. Ce capteur optique est généralement constitué de deux éléments : - Un banc optique contenant la source lumineuse et les éléments de 20 détection (capteurs) - Une cuve à circulation (appelée également Flow Cell ou cuve optique) Pour obtenir des résultats fiables, il faut que la zone de mesure optique ait des dimensions limitées (généralement voisines de 100pm x 30pm) et une 25 distribution d'intensité lumineuse homogène. Ces contraintes sont intégrées dans la conception d'un banc optique contenant généralement une partie émission (source lumineuse + lentilles de focalisation) et une partie détection (mise en forme du flux lumineux avec des lentilles et détection sur des cellules photosensibles) 30 Le second élément participant à la réalisation de la mesure est la cuve à circulation. La difficulté consiste alors à contraindre l'écoulement du flux transportant les cellules à circuler de façon à ce qu'il soit entièrement à l'intérieur de la zone de mesure optique. Si le flux transportant les cellules vient en limite de la zone de mesure optique ou même dépasse celle-ci, les 3034198 - 3 - cellules ne reçoivent plus une quantité égale de lumière et la mesure optique se retrouve entachée d'erreur. On connaît la technologie de cytométrie en flux standard telle que 5 décrite dans les documents US6228652, US5812419 et FR2653885. La solution généralement décrite est l'utilisation d'un ou plusieurs flux de gainage concentrique avec le flux central transportant les cellules. Ce flux de gainage étire le flux central pour en réduire le diamètre et ainsi faire passer les cellules à caractériser les unes après les autres 10 Cette technologie nécessite souvent des taux de dilution (sang total + réactif) très faibles pour la mesure optique (généralement autour de 1/50 pour un défilement de cellules une à une, incompatibles avec les mesures d'hémoglobine et les mesures résistives réalisées dans le bac de dilution. Ces mesures résistives et d'hémoglobine dans le bac de dilution nécessitent un 15 taux de dilution différent de celui de la mesure optique. Sur le prélèvement de sang total, une dilution spécifique est généralement utilisée pour réaliser la mesure optique. Cette contrainte impose donc des besoins matériels supplémentaires (bacs, électrovannes, systèmes de multidistributions), c'est-à-dire un système hydraulique complexe entrainant ainsi des coûts 20 supplémentaires. On connaît également la technologie de cuve à circulation à gainage « Passif » telle que décrite dans le document FR2883973 dans lequel on utilise un réactif spécifique permettant de réaliser la mesure résistive (comptage 25 absolu) et la mesure optique (différentiation) à partir de la même dilution et ce dans deux capteurs différents. Le document FR2883973 décrit un système dans lequel l'échantillon dilué est poussé à travers un injecteur dont le diamètre intérieur est de 80pm. Cet échantillon, poussé sous pression par une seringue, est accompagné par un liquide de manchonnage (en règle 30 générale du diluant) également poussé par une seringue. Dans ce cas, ce n'est pas le flux de manchonnage qui impose la largeur du flux échantillon en l'étirant mais la forme et la section de sortie de l'injecteur. Le gainage du flux n'a donc aucun rôle actif. En effet, dans le cas de la cytométrie en flux standard, les contraintes 35 fluidiques imposent une cuve de mesure dont la dimension transversale est 3034198 - O- de l'ordre de 250 dam (en fonction du diamètre de l'échantillon, du diamètre de l'injecteur, de la vitesse du flux). Dans le cas de la cuve à gainage passif, cette contrainte peut être levée et ainsi permettre une dimension transversale de 1 à 5 mm. Une telle cuve peut alors être réalisée, au moins 5 partiellement, en matériau plastique injecté et ainsi participer grandement à la réduction des coûts. Le fait d'utiliser un manchonnage passif entraîne néanmoins un inconvénient. En effet, le manchonnage sans pression ne permet pas d'étirer 10 le flux de l'échantillon après son passage dans l'injecteur créant ainsi un gradient de vitesse (rapport d'environ 2.5 entre la vitesse la plus faible et la plus élevée) sur toute la section du flux. Les cellules, contrairement à la cytométrie de flux classique, passent à des vitesses différentes selon leur position dans le flux au moment de la mesure. Ceci a donc un impact direct 15 sur la largeur mesurée de la cellule. La détection optique de cellules identiques peut générer des impulsions électriques ayant des largeurs temporelles différentes en fonction de la position de ces cellules dans le flux (centrale ou proche du bord, la cellule passant littéralement plus ou moins vite). 20 Il faut donc gérer des largeurs d'impulsions très disparates. Cette contrainte doit notamment être gérée par les cartes électroniques de détection qui doivent être capable de mesurer des impulsions allant à des vitesses différentes. Ceci implique dès lors des bandes passantes plus importantes à gérer par ces cartes. 25 La présente invention a pour but de remédier aux inconvénients précités en proposant un nouvel appareil permettant une meilleure différenciation des sous populations de globules blancs par rapport notamment à la technique de manchon passif. 30 Un autre but de l'invention est un nouvel appareil dont le coût de production est maîtrisé par rapport aux appareils de l'art antérieur. Un autre but de l'invention est un nouvel appareil simple de conception et robuste. 3034198 - 5 - La présente invention a encore pour but un nouvel appareil permettant de réaliser des mesures optiques à une cadence au-delà de 60 tests ou analyses par heure. 5 On atteint au moins l'un des objectifs précités avec un appareil d'analyse d'un échantillon de sang comprenant : - un bac de dilution et d'analyse apte à contenir une solution d'analyse obtenue par dilution de l'échantillon de sang dans au moins un réactif, cette solution d'analyse présentant un taux de dilution convenable pour une 10 mesure d'hémoglobine, - une cuve à circulation comprenant une cuve parallélépipédique, un injecteur et des entrées pour le liquide de manchonnage, -un système hydraulique (électrovannes, seringues, moteur, circuit de canalisations,...) 15 - un dispositif de mesure optique pour la mesure des sous populations leucocytaires de globules blancs contenus dans la solution d'analyse, - une unité électronique de pilotage de transferts et de mesure de la solution d'analyse. Selon l'invention : 20 - le bac de dilution et d'analyse est directement relié à la cuve à circulation de sorte que la solution d'analyse utilisée pour la mesure du taux d'hémoglobine est également utilisée pour la mesure des sous populations leucocytaires de globules blancs, avec un taux de dilution défini avec un rapport inférieur à 1/160, de préférence il est égal à 1/170, 25 - la cuve à circulation est de type à manchon actif, - le dispositif de mesure optique est associé à la cuve à circulation, et - la cuve à circulation et le système hydraulique sont conçus pour générer un flux de la solution d'analyse ayant un diamètre compris entre 70 et 90 dam de façon à avoir suffisamment de cellules pour la mesure optique. 30 L'invention permet d'utiliser par exemple une dilution au 1/170, adaptée pour la mesure d'hémoglobine et le comptage de globules blancs, pour réaliser la différenciation leucocytaire avec la technologie à manchon actif, c'est-à-dire hydrofocus (contraction de l'expression anglaise 35 hydrodynamic focusing »). Les mesures de l'hémoglobine et des sous 3034198 - 6 - populations leucocytaires sont réalisées à partir d'une unique dilution de l'échantillon de sang. Avec l'appareil selon l'invention, on utilise une même solution d'analyse 5 pour la mesure de l'hémoglobine et la mesure optique dans une cuve à circulation de type hydrofocus, c'est à dire à manchon actif. Ainsi, la solution d'analyse utilisée pour la mesure de l'hémoglobine et la solution d'analyse utilisée pour la mesure optique présentent le même taux de dilution : cela a pour avantage d'économiser une étape supplémentaire de dilution. En 10 particulier, pour réaliser la mesure optique, on transfert directement une partie de la solution d'analyse prévue pour la mesure d'hémoglobine. Par ailleurs, on utilise ici un gainage actif (hydrofocus) dans la cuve à circulation, c'est-à-dire que l'on utilise une solution de gainage qui vient réduire le diamètre du flux de la solution d'analyse dans la cuve à circulation 15 de telle sorte que toutes les cellules dans ce flux sont à la même vitesse quelles que soient leurs positions dans la section du flux. Dans l'art antérieur, lors de la mesure optique, - soit on utilise une faible dilution avec un rapport de l'ordre de 1/50 dans le but de : 20 - maintenir une concentration élevée des cellules, - permettre un alignement de ces cellules par manchonnage actif, - permettre des mesures optiques rapides des cellules qui se succèdent ; - soit on utilise une forte dilution comme dans le document EP1866651 25 avec un rapport de l'ordre de 1/173 dans le but de conserver le même taux de dilution que la mesure du taux d'hémoglobine. Selon la présente invention, on utilise une solution d'analyse unique pour la mesure optique et la mesure du taux d'hémoglobine. 30 Dans le cadre de manchonnage passif selon l'art antérieur, le flux de manchonnage ne réduit pas le flux de la solution d'analyse sortant de l'injecteur. Cet injecteur doit donc avoir une ouverture identique au diamètre souhaité pour le flux de la solution d'analyse, à savoir par exemple 80pm : ce 35 qui correspond à un injecteur onéreux. Avec la présente invention, on peut 3034198 - 7 - utiliser un injecteur moins coûteux ayant un diamètre intérieur plus grand, par exemple de 200 pm. C'est le gainage (manchon actif) qui réduit le diamètre du flux à un diamètre entre 70 et 90 pm. Un tel injecteur est moins coûteux en fabrication que celui présentant un diamètre de 80pm par 5 exemple comme préconisé dans des appareils de l'art antérieur dans le cadre d'un manchonnage passif (diamètre injecteur = diamètre du flux de la solution d'analyse). Dans l'art antérieur, dans le cadre de la cytométrie de flux classique, lorsque les injecteurs sont de l'ordre de 200pm, ce sont les moyens mis en oeuvre pour réduire le diamètre de flux de la solution 10 d'analyse de 200pm à 5-50pm, qui sont plus coûteux pour les plus faibles diamètres (ces moyens sont des moyens de réglage du débit, de la pression en plus de ceux pour réaliser la double dilution). La présente invention est notamment remarquable, mais pas uniquement, sur le fait que le compromis technologique sur les dimensions de 15 l'injecteur et du flux de la solution d'analyse permet de réduire les coûts d'un tel appareil tout en maintenant une cadence d'analyse très compétitive telle que par exemple 60 tests ou analyses par heure. La cadence est liée au ratio entre le taux de dilution, le diamètre du flux de la solution d'analyse et le traitement analytique des mesures optiques. 20 Un manchonnage actif permet d'imposer une même vitesse de déplacement aux cellules de la solution d'analyse. Cela procure des avantages non négligeables dans le traitement des signaux issus de la mesure optique. 25 On peut utiliser comme solution d'analyse celle qui est notamment définie dans le document EP1866651, cette solution d'analyse étant obtenu en introduisant un monoréactif dans un échantillon de sang. Avec l'appareil selon la présente invention, on utilise une unique solution d'analyse (une seule dilution), on met en place un manchonnage 30 actif pour réduire le diamètre du flux et on réalise les mesures optiques à une cadence convenable. Selon une caractéristique avantageuse de l'invention, le flux de la solution d'analyse peut présenter un diamètre de 80 pm pour la mesure optique. Cette valeur est un bon compromis permettant à l'automate 35 d'assurer une cadence rapide et de ne pas être trop coûteux. 3034198 - 8- Avantageusement, la cuve parallélépipédique peut présenter un coté intérieur de 250 dam. Il s'agit de la largeur dans laquelle traversent le flux de la solution d'analyse et le flux de manchonnage. Cette cuve 5 parallélépipédique peut être une cuve standard du commerce de façon à limiter le coût de l'appareil. Selon l'invention, le bac de dilution et d'analyse peut comprendre un spectrophotomètre pour réaliser une mesure d'hémoglobine directement à 10 partir de la solution d'analyse contenue dans ledit bac. Il peut également comprendre un dispositif électrique pour le comptage des globules blancs par une mesure de résistivité de la solution d'analyse contenue dans ledit bac. 15 Selon l'invention, le dispositif de mesure optique peut également être configuré pour réaliser un comptage et la différenciation des cellules contenues dans la solution d'analyse. Selon une caractéristique avantageuse de l'invention, la cuve à 20 circulation comprend des moyens de pression paramétrés pour que des cellules dans la solution d'analyse circulent dans un flux sans gradient de vitesse sur une section du flux. Cela peut être mis en oeuvre par l'utilisation de seringues, circuit hydraulique et des électrovannes. 25 Selon un autre aspect de l'invention, il est proposé un procédé d'analyse d'un échantillon de sang, ce procédé comprenant les étapes suivantes: - mesure d'un taux d'hémoglobine d'une solution d'analyse obtenue par mélange (dilution) de l'échantillon de sang avec au moins un réactif dans un 30 bac de dilution et d'analyse. Selon l'invention, le procédé comprend également les étapes suivantes : - transfert direct, sans dilution, d'au moins une partie de ladite solution d'analyse vers une cuve à circulation, 3034198 - 9 - - génération par manchonnage actif dans la cuve à circulation d'un flux de la solution d'analyse, ce flux ayant un diamètre compris entre 70 et 90 pm, - mesure optique des sous populations leucocytaires dans le flux de la 5 solution d'analyse, cette solution d'analyse ayant le même taux de dilution que la solution d'analyse utilisée pour la mesure du taux d'hémoglobine ; ce taux de dilution étant défini avec un rapport inférieur à 1/160, de préférence égal à 1/170. En particulier, on réalise en outre une mesure résistive directement à 10 partir de ladite solution d'analyse dans ledit bac de dilution et d'analyse. Selon un mode de mise en oeuvre avantageux de l'invention, lors de la mesure optique, des cellules sont détectées, et pour chaque cellule détectée, on applique un filtre de largeur pour éliminer toute détection présentant une 15 largeur impulsionnelle supérieure à une valeur prédéterminée. Ce filtrage est notamment rendu possible par le fait que les cellules circulent toutes à la même vitesse lors de la mesure optique, par conséquent une impulsion, résultant d'une détection d'une cellule, doit présenter une certaine largeur temporelle quelle que soit la cellule détectée. Une largeur trop grande 20 correspond à un défaut de détection tel que par exemple une semicoïncidence, deux cellules détectées dans la zone optique de détection. D'autres avantages et caractéristiques de l'invention apparaîtront à l'examen de la description détaillée d'un mode de mise en oeuvre nullement 25 limitatif, et des dessins annexés, sur lesquels : La figure 1 est une vue schématique simplifiée générale de l'appareil selon l'invention, La figure 2 est une vue simplifiée de la cuve à circulation selon l'invention, 30 La figure 3 est un schéma illustrant la vitesse de circulation de cellules dans le flux de la solution d'analyse selon l'invention, La figure 4 est une vue schématique simplifiée d'une cuve à circulation de cytométrie en flux standard selon l'art antérieur, La figure 5 est une vue schématique simplifiée d'une cuve à circulation 35 avec système de gainage passif selon l'art antérieur, 3034198 - 10 - Les figures 6 et 7 sont des diagrammes illustrant la dispersion des cellules en fonction de leur largeur, sans filtrage, après une mesure optique respectivement avec et sans technologie hydrofocus, et Les figures 8 et 9 sont des diagrammes illustrant la dispersion des 5 cellules en fonction de la diffraction et de l'absorbance, avec filtrage, après une mesure optique respectivement avec et sans technologie hydrofocus. La présente invention se rapporte à un appareil de différenciation optique des sous populations de globules blancs et de mesure d'hémoglobine 10 à partir d'une dilution unique, cette dilution est adaptée pour la mesure d'hémoglobine ; la différenciation leucocytaire étant réalisée dans une cuve à circulation à manchon actif. Sur la figure 1 on voit un appareil d'analyse 1 sous une représentation 15 schématique très simplifiée comprenant un bac de dilution et d'analyse 2 dans lequel se trouve une solution d'analyse 3. Cette solution d'analyse est notamment constituée d'un échantillon de sang, d'un diluant et d'un mono réactif tel que par exemple décrit dans le document EP1866651. D'autres solutions peuvent être utilisées à condition d'être apte à subir une mesure de 20 taux d'hémoglobine. On distingue un spectromètre 11 permettant de mesurer sur cette solution d'analyse 3 dans le bac de dilution 2, après la lyse des globules rouges, le taux d'hémoglobine. On distingue également un dispositif électrique 12 permettant de 25 mesurer la résistivité de la solution d'analyse 3. Avantageusement, le taux de dilution de la solution d'analyse présente un ratio de 1/170 permettant la mesure du taux d'hémoglobine. Une ou plusieurs canalisations 14 permettent de prélever une partie de la solution d'analyse 3 et de l'injecter directement dans la cuve à circulation globalement 30 représentée en 4. Ce transfert se fait directement sans dilution de sorte que le taux de dilution est le même entre la mesure du taux d'hémoglobine réalisée directement dans le bac de dilution et d'analyse 2 et la mesure optique qui aura lieu dans la cuve à circulation 4. 3034198 - 11 - Le diamètre du flux est adapté au taux de dilution de façon à avoir suffisamment de cellules pour permettre des traitements statistiques sur les sous populations leucocytaires. Sur la figure 2 on voit un peu plus en détail la cuve à circulation 4 5 comprenant un canal supérieur 5 qui est une cuve parallélépipédique de côtés intérieurs de 250pm. Sur les figures 1 et 2, la base 15 de la cuve à circulation présente un diamètre plus grand que le canal 5 de façon à pouvoir accueillir des entrées 7, 8 qui forment en fait une ouverture circulaire autour d'un injecteur 13. Les entrées 7, 8 permettent le passage d'un flux de 10 manchonnage injecté sous pression tout autour de l'injecteur 13. Ce dernier, l'injecteur 13, reçoit également sous pression la solution d'analyse 3 amenée par la canalisation 14. Des moyens de pressions 6 tels que des circuits hydrauliques, électrovannes et/ou des seringues permettant d'appliquer des niveaux de pressions appropriées dans l'injecteur 13 et dans les entrées 7, 8 15 de façon à créer un manchonnage actif. Dans ce cas, le diamètre du flux sortant de l'injecteur 13 vers le canal 5 est réduit. Avantageusement le diamètre intérieur de l'injecteur est de 200pm, le diamètre du flux dans le canal 5 étant idéalement de 80pm. Lorsqu'on se trouve en condition de manchonnage actif, la vitesse des cellules dans le flux de la solution d'analyse 20 dans le canal 5 est identique en tout point. La figure 3 illustre ce phénomène de gradient nul sur une section du flux. Des fenêtres 16 sont disposées sur le canal 5 de façon à permettre à un dispositif de mesure optique 9 (émetteur, récepteur, lentilles et autres composants optiques et électroniques) de réaliser la différenciation 25 leucocytaire Une unité électronique 10 est prévue pour piloter le transfert de la solution d'analyse depuis le bac de dilution et d'analyse vers la cuve à circulation et de commander notamment les différentes mesures de spectrométrie, de résistivité, optiques... cette unité peut être dotée d'un 30 microcontrôleur configuré pour réaliser ces différentes tâches. Lors de la mesure optique, l'unité électronique peut être configurée pour appliquer un filtre sur la largeur des impulsions de façon à éliminer les serai-coïncidences, c'est-à-dire le défaut de détection simultanée de deux 3034198 - 1 2 - cellules dans la zone optique de détection dont résulte une impulsion d'une largeur plus importante. Sur les figures 6 et 7 on distingue deux diagrammes résultants de l'analyse après mesure optique de cellules calibrées de 7pm de diamètre. Sur 5 la figure 6, le flux de la solution à analyser est généré selon la présente invention par manchonnage actif (hydrofocus). Sur la figure 7, le flux de la solution à analyser est généré sans hydrofocus. L'axe des ordonnées représente l'amplitude du signal résultant de la diffraction de la source lumineuse (Forward scattered) sur les cellules. Chaque point sur le 10 diagramme représente le niveau de chaque cellule sur l'axe des ordonnées et sa largeur associée sur l'axe des abscisses. Comme toutes les particules se déplacent à la même vitesse dans le flux, la technologie hydrofocus permet de distinguer les serai-coïncidences par la différence de largeur. Sur la figure 6 par exemple, la largeur mesurée pour une serai-coïncidence est environ 15 deux fois plus grande que la largeur mesurée pour une cellule détectée individuellement. A l'inverse, sans technologie hydrofocus, les cellules se déplacent à des nombreuses vitesses différentes, donc de nombreuses largeurs différentes sont détectées. Il n'est donc pas possible d'appliquer un filtre de largeur sans rejeter des détections individuelles ayant des largeurs 20 élevées (par exemple une cellule lente) puisque l'on peut confondre ces détections individuelles avec certaines détections de serni-coïncidences (deux cellules rapides). Les figures 8 et 9 sont des diagrammes pour lesquels l'axe des 25 ordonnées représente l'amplitude du signal résultant de l'absorbance de la source lumineuse par la cellule et l'axe des abscisses représente la diffraction sur la cellule. Des cellules en grande concentration de tailles 5 pm et 7 pm de diamètre ont été analysées dans une même dilution. Sur la figure 8, le flux de la solution à analyser est généré selon la présente invention par 30 manchonnage actif (hydrofocus) et on a appliqué un filtre de largeur de 7ps (correspondant à la largeur d'une impulsion d'une cellule de 7pm) sur des impulsions engendrées par la détection des cellules dans la zone optique de détection. Toutes les détections qui produisent des largeurs d'impulsions supérieures à cette limite sont éliminées. Toutes les détections d'événements 35 de serni-coïncidence ont pu être enlevées. 3034198 - 1 3 - Sur la figure 9, le flux de la solution à analyser est généré sans la technologie hydrofocus et on a également appliqué un filtre de largeur de 7ps. On constate que le filtre de largeur ne permet pas de supprimer toutes les serai-coïncidences (double détection) du fait d'une trop grande dispersion 5 de largeurs impulsionnelles due au gradient de vitesse dans le flux. Avec la technologie hydrofocus, il est possible d'obtenir des mesures cohérentes, même lorsque la concentration des cellules est très élevée. Idéalement, l'appareil selon la présente invention : 10 utilise un injecteur de 200pm avec un manchonnage actif afin de réduire le diamètre de l'échantillon à 80pm, et utilise une cuve de 250 dam afin de réaliser la réduction du flux grâce au liquide de manchonnage sous pression ayant cette fois un rôle actif dans la forme du flux. 15 Cela permet d'utiliser un ratio de dilution identique pour la mesure résistive, la mesure optique et la mesure d'hémoglobine, et d'obtenir un profil de vitesse uniforme sur toute la section du flux échantillon. Un profil de vitesse uniforme signifie que les cellules dans le flux d'analyse ont la même vitesse. Cela permet de simplifier le traitement numérique des signaux 20 détectés lors de la mesure optique par rapport au traitement numérique lorsque les cellules ont des vitesses différentes dans la solution d'analyse. Bien sûr, l'invention n'est pas limitée aux exemples qui viennent d'être décrits et de nombreux aménagements peuvent être apportés à ces exemples 25 sans sortir du cadre de l'invention. REVENDICATIONS1. Appareil d'analyse d'un échantillon de sang comprenant : - un bac de dilution et d'analyse apte à contenir une solution d'analyse obtenue par dilution de l'échantillon de sang dans au moins un réactif, cette solution d'analyse présentant un taux de dilution convenable pour une mesure d'hémoglobine, - une cuve à circulation comprenant une cuve parallélépipédique, un injecteur et des entrées pour le liquide de manchonnage, -un système hydraulique, - un dispositif de mesure optique pour la mesure des sous populations leucocytaires de globules blancs contenus dans la solution d'analyse, - une unité électronique de pilotage de transferts et de mesure de la solution d'analyse, caractérisé en ce que : - le bac de dilution et d'analyse est directement relié à la cuve à circulation de sorte que la solution d'analyse utilisée pour la mesure du taux d'hémoglobine est également utilisée pour la mesure des sous populations leucocytaires de globules blancs, avec un taux de dilution défini avec un rapport inférieur à 1/160, - la cuve à circulation est de type à manchon actif, - le dispositif de mesure optique est associé à la cuve à circulation, et -la cuve à circulation et le système hydraulique sont conçus pour générer un flux de la solution d'analyse ayant un diamètre compris entre 70 et 90 pm de façon à avoir suffisamment de cellules pour la mesure optique. 2. Appareil selon la revendication 1, caractérisé en ce que le flux de la solution d'analyse présente un diamètre de 80 pm pour la mesure optique. 3. Appareil selon la revendication 1 ou 2, caractérisé en ce que la cuve parallélépipédique présente un coté intérieur de 250 pm. 4. Appareil selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'injecteur présente un diamètre intérieur de 200 pm. 3034198 - 15 - 5. Appareil selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le bac de dilution et d'analyse comprend un spectrophotomètre pour réaliser une mesure d'hémoglobine directement à partir de la solution d'analyse contenue dans ledit bac. 6. Appareil selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le bac de dilution et d'analyse comprend un dispositif électrique pour une mesure de résistivité de la solution d'analyse contenue dans ledit bac. 7. Appareil selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le dispositif de mesure optique est également configuré pour réaliser un comptage et la différenciation des cellules contenues dans la solution d'analyse. 15 8. Appareil selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que la cuve à circulation comprend des moyens de pression paramétrés pour que des cellules dans la solution d'analyse circulent dans un flux sans gradient de vitesse sur une section du flux. 20 9. Procédé d'analyse d'un échantillon de sang, ce procédé comprenant les étapes suivantes: - mesure d'un taux d'hémoglobine d'une solution d'analyse obtenue par mélange de l'échantillon de sang avec au moins un réactif dans un bac de 25 dilution et d'analyse, caractérisé en ce qu'il comprend en outre les étapes suivantes : - transfert direct, sans dilution, de ladite solution d'analyse vers une cuve à circulation, - génération par manchonnage actif dans la cuve à circulation d'un flux 30 de la solution d'analyse, ce flux ayant un diamètre compris entre 70 et 90 dam, - mesure optique des sous populations leucocytaires dans le flux de la solution d'analyse, cette solution d'analyse ayant le même taux de dilution que la solution d'analyse utilisée pour la mesure du taux 5 10 3034198 - 1 6 - d'hémoglobine ; ce taux de dilution étant défini avec un rapport inférieur à 1/160. 10. Procédé selon la revendication 9, caractérisé en ce qu'on réalise en 5 outre une mesure résistive directement à partir de ladite solution d'analyse dans ledit bac de dilution et d'analyse. 11. Procédé selon la revendication 9 ou 10, caractérisé en ce que lors de la mesure optique, des cellules sont détectées, et pour chaque cellule 10 détectée, on applique un filtre de largeur pour éliminer toute détection présentant une largeur impulsionnelle supérieure à une valeur prédéterminée. 12. Procédé selon l'une des revendications 9 à 11, caractérisé en ce 15 qu'on réalise le manchonnage actif dans la cuve à circulation de façon à réduire le diamètre du flux par rapport à son diamètre dans l'injecteur.