JP2008026036A

JP2008026036A - Inclusion measuring device

Info

Publication number: JP2008026036A
Application number: JP2006196233A
Authority: JP
Inventors: Takeshi Ono; 剛小野; 達也 ▲高▼須; Tatsuya Takasu
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2006-07-18
Filing date: 2006-07-18
Publication date: 2008-02-07

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a specimen measuring device capable of measuring always properly an inclusion included in the specimen having always a proper concentration. <P>SOLUTION: The specimen measuring device 10 is equipped with a first light source 12 and a second light source 22 emitting each light having each different wavelength and modulation frequency. Each light from the two light sources 12, 22 is guided onto the same optical path by an optical unit including a beam splitter 30 or the like, and then focused on serum 104. The intensity of transmitted light transmitted through the serum 104 is detected by a detector 36. Each detected intensity of the transmitted light is discriminated relative to each frequency, namely, each wavelength, by BPF. An operation processing part calculates an absorption amount by the serum relative to each wavelength based on the intensity of the transmitted light discriminated relative to each wavelength, and calculates the concentration of hemolysis, chyle or the like based on the absorption amount. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明は、透光容器に収容された検体に含まれる含有物の濃度を測定する含有物測定装置に関する。 The present invention relates to an inclusion content measuring apparatus that measures the concentration of inclusions contained in a specimen accommodated in a translucent container.

検体検査を行う際には、予め、当該検体に含まれる含有物の濃度測定が必要な場合がある。例えば、血液を遠心分離して得られた血清には、溶血、乳び、ビリルビンといった物質が含有している。このうち溶血や乳びは、妨害物質と呼ばれており、血清の検査精度に影響を与えることが知られている。したがって、血清検査をする際は、事前に、当該血清に含有される妨害物質（乳びおよび溶血）の濃度を測定しておき、その測定結果に基づいて血清の検査結果を評価することが望ましい。 When performing a sample test, it may be necessary to measure the concentration of the contents contained in the sample in advance. For example, serum obtained by centrifuging blood contains substances such as hemolysis, chyle, and bilirubin. Of these, hemolysis and chyle are called interfering substances and are known to affect the accuracy of serum tests. Therefore, when conducting a serum test, it is desirable to measure the concentration of interfering substances (chyle and hemolysis) contained in the serum in advance and evaluate the test result of the serum based on the measurement result .

この妨害物質の測定技術としては、従来から種々の技術が提案されている。その一つとして、ＣＣＤカメラを用いて血清の色情報を取得し、妨害物質を測定する技術が提案されている。この技術によれば、比較的簡易に妨害物質の測定をすることができる。しかしながら、この技術は、検体を収容している検体容器の側面にバーコードラベル等の識別媒体が貼着されている場合には適用し難いという問題がある。すなわち、検体容器には、検体を識別するための識別媒体が貼着されている場合が多いが、かかる識別媒体があると検体の色情報を取得することが困難となる。その結果、検体に含まれる含有物を測定することができない。 Various techniques for measuring this interfering substance have been proposed. As one of the techniques, a technique for acquiring color information of serum using a CCD camera and measuring interfering substances has been proposed. According to this technique, it is possible to measure an interfering substance relatively easily. However, this technique has a problem that it is difficult to apply when an identification medium such as a barcode label is attached to the side surface of the sample container containing the sample. That is, in many cases, an identification medium for identifying the specimen is attached to the specimen container. However, when such an identification medium is present, it is difficult to obtain color information of the specimen. As a result, the contents contained in the specimen cannot be measured.

特開２００５−１４０６１５号公報JP 2005-140615 A 特開２００６−１０４５３号公報JP 2006-10453 A

特許文献１，２には、バーコードラベルの有無に関係なく検体検査を行う技術が開示されている。これは、物質種類ごとに光の吸収度（吸光度）が異なることを利用して、遠心分離処理により血清、血餅等に分離された検体の境界面を測定する技術である。遠心分離処理後の検体に対して所定の波長の光を照射しながら走査し、その際得られる吸光度の変化に基づいて検体の境界面を特定する。このとき、バーコードラベルによる吸光度の変化も考慮しているため、検体容器の全周囲がバーコードラベルで覆われていても、適切に検体の境界面を測定することができる。ただし、この技術は、あくまで境界面測定技術であり、既述の妨害物質等、検体に含まれる含有物の測定には適用できない。 Patent Documents 1 and 2 disclose techniques for performing a specimen test regardless of the presence or absence of a barcode label. This is a technique for measuring the boundary surface of a sample separated into serum, blood clot, and the like by a centrifugal separation process, utilizing the fact that the light absorbance (absorbance) is different for each type of substance. The specimen after centrifugation is scanned while being irradiated with light of a predetermined wavelength, and the boundary surface of the specimen is specified based on the change in absorbance obtained at that time. At this time, since the change in absorbance due to the barcode label is also taken into consideration, the boundary surface of the sample can be appropriately measured even if the entire periphery of the sample container is covered with the barcode label. However, this technique is a boundary surface measurement technique to the last, and cannot be applied to the measurement of the inclusion contained in the specimen such as the disturbing substances described above.

そこで、本発明では、検体に含まれる含有物の測定が常に適切にでき得る検体測定装置を提供することを目的とする。 Accordingly, an object of the present invention is to provide a sample measuring apparatus that can always appropriately measure the content contained in a sample.

本発明の含有物測定装置は、透光容器に収容された検体に含まれる含有物の濃度を測定する含有物測定装置であって、波長および変調周波数が互いに異なる光を発する複数の光源と、複数の光源からの光を、透明容器に収容された検体へ導いて、検体中において合焦させる光学手段と、少なくとも検体を透過した光の強度を検出する検出手段と、検出手段で検出された光強度を変調周波数に基づいて弁別する弁別手段と、変調周波数ごとに弁別された光強度に基づいて、各波長ごとに検体による吸光量を算出するとともに、算出された吸光量に基づいて検体に含まれる含有物の濃度を算出する算出手段と、を備えることを特徴とする。 The inclusion measuring apparatus of the present invention is an inclusion measuring apparatus that measures the concentration of inclusions contained in a specimen contained in a light-transmitting container, and a plurality of light sources that emit light having different wavelengths and modulation frequencies, and Optical means for guiding light from a plurality of light sources to the specimen contained in the transparent container and focusing the specimen in the specimen, detection means for detecting the intensity of light transmitted through at least the specimen, and detection means Based on the discrimination means for discriminating the light intensity based on the modulation frequency, and calculating the amount of light absorption by the sample for each wavelength based on the light intensity discriminated for each modulation frequency, and the sample based on the calculated amount of light absorption And a calculating means for calculating the concentration of the contained material.

好適な態様では、検出手段は、検体で散乱した光の強度も検出する。他の好適な態様では、複数の光源は、透光容器の正面に配された第一光源と、第一光源の光軸から外れた位置に配された第二光源と、を含み、光学手段は、第一光源の光軸と第二光源の光軸との交差位置に配された半反射体であって、第一光源からの光を透過させるとともに第二光源からの光を反射させて第一光源および第二光源からの光を同一光路へと導く半反射体を含む。 In a preferred embodiment, the detection means also detects the intensity of light scattered by the specimen. In another preferred aspect, the plurality of light sources includes a first light source disposed in front of the light-transmitting container and a second light source disposed at a position off the optical axis of the first light source, and optical means Is a semi-reflector disposed at the intersection of the optical axis of the first light source and the optical axis of the second light source, and transmits light from the first light source and reflects light from the second light source. It includes a semi-reflector that guides light from the first light source and the second light source to the same optical path.

他の好適な態様では、弁別手段は、各光源ごとに対応して設けられた複数のバンドパスフィルタを備え、各バンドパスフィルタの通過帯域は、対応する光源の変調周波数を含み、対応しない光源の変調周波数は含まない値に設定されている。 In another preferred aspect, the discriminating means includes a plurality of bandpass filters provided corresponding to each light source, and the passband of each bandpass filter includes the modulation frequency of the corresponding light source, and the light source that does not correspond Is set to a value that does not include the modulation frequency.

他の好適な態様では、複数の光源は、被測定物である第一含有物で吸収されにくい第一波長の光を発する光源と、第一含有物により吸収されやすい第二波長の光を発する光源と、を含み、算出手段は、検体による第一波長の光の吸光量から、他の含有物による第二波長の光の吸光量を推定し、検体による第二波長の光の吸光量から、推定された他の含有物による第二波長の光の吸光量を除算することで、第一含有物による第二波長の光の吸光量を算出し、算出された第一含有物による第二波長の光の吸光量に基づいて、第一含有物の濃度を算出する。この場合において、透光容器の側面に各検体の識別情報が記録された識別媒体が付加されている場合、第一波長は、被測定物である第二含有物および識別媒体に吸収されやすい波長とし、算出手段は、検体による第一波長の光の吸光量から、予め測定されている識別媒体による第一波長の光の吸光量を除外することにより、第二含有物による第一波長の光の吸光量を算出し、算出された第二含有物による第一波長の光の吸光量に基づいて、第二含有物の濃度を算出することが望ましい。 In another preferred embodiment, the plurality of light sources emit light having a first wavelength that is difficult to be absorbed by the first inclusion that is the object to be measured, and light having a second wavelength that is easily absorbed by the first inclusion. A light source, and the calculating means estimates the light absorption amount of the second wavelength light by other inclusions from the light absorption amount of the first wavelength light by the sample, and calculates the light absorption amount of the second wavelength light by the sample. By dividing the estimated light absorption amount of the second wavelength by the other inclusions, the light absorption amount of the second wavelength light by the first inclusion is calculated, and the calculated second inclusion amount by the first inclusion is calculated. The concentration of the first inclusion is calculated based on the light absorption amount of the wavelength. In this case, when an identification medium in which identification information of each specimen is recorded is attached to the side surface of the translucent container, the first wavelength is a wavelength that is easily absorbed by the second inclusion and the identification medium that are measured objects. The calculating means excludes the light absorption amount of the first wavelength by the identification medium, which has been measured in advance, from the light absorption amount of the first wavelength by the specimen, thereby obtaining the light of the first wavelength by the second inclusion. It is desirable to calculate the concentration of the second inclusion based on the calculated light absorption amount of the first wavelength of light by the second inclusion.

本発明によれば、変調周波数ごとに弁別された光強度に基づいて、各波長ごとに検体による吸光量を算出するとともに、算出された吸光量に基づいて検体に含まれる含有物の濃度を算出している。そのため、透光容器に識別媒体が貼着されている場合であっても、適切な濃度測定を短時間で行うことができる。 According to the present invention, the amount of light absorbed by the sample is calculated for each wavelength based on the light intensity discriminated for each modulation frequency, and the concentration of the content contained in the sample is calculated based on the calculated amount of light absorbed is doing. Therefore, even when the identification medium is attached to the translucent container, appropriate concentration measurement can be performed in a short time.

以下、本発明の実施形態について図面を参照して説明する。はじめに、本実施形態において測定対象である血清について簡単に説明する。図１は、遠心分離処理により血清１０４と血餅１０８に分離された血液検体１００の概略側面図である。通常、被検体から採取された血液検体１００は、試験管などの透光性のある検体容器１０２に収容された状態で、遠心分離処理が施される。遠心分離処理により、血液検体１００は、分離剤１０６を挟んで血清１０４と血餅１０６に分離される。遠心分離処理で得られた血清１０４には、乳びや溶血、ビリルビンが含有していることが知られており、このうち、乳びおよび溶血は後工程で行われる血清分析に悪影響を与える場合があるため、妨害物質と呼ばれている。本実施形態では、この血清分析に悪影響を与える妨害物質の濃度を測定する。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. First, the serum that is the measurement target in this embodiment will be briefly described. FIG. 1 is a schematic side view of a blood sample 100 separated into serum 104 and blood clot 108 by centrifugation. Usually, a blood sample 100 collected from a subject is subjected to a centrifugal separation process in a state where it is accommodated in a translucent sample container 102 such as a test tube. The blood sample 100 is separated into a serum 104 and a blood clot 106 with a separating agent 106 in between by the centrifugation process. Serum 104 obtained by centrifugation is known to contain chyle, hemolysis, and bilirubin. Of these, chyle and hemolysis may adversely affect serum analysis performed in the subsequent steps. It is therefore called a disturbing substance. In this embodiment, the concentration of interfering substances that adversely affect the serum analysis is measured.

ここで、妨害物質を測定する技術としては、ＣＣＤカメラにより血清の色情報を取得し、当該色情報に基づいて妨害物質の濃度を測定する技術が知られている。この技術によれば、比較的簡易に妨害物質の測定が可能となる。しかしながら、一般に、検体容器１０２の側面には、当該検体容器に収容されている検体を識別するためにバーコードラベル等の識別媒体１１０が貼着されている。この識別媒体１１０が貼着されている状態では、色情報を取得することができない。そのため、色情報に基づいて妨害物質の測定を行う場合は、遠心分離処理後、血清のみを別容器に取り出すなどの処理が必要となる。この別容器への移し変えは、煩雑であり、血清の測定効率低下の原因となる。そこで、本実施形態では、遠心分離処理後により得られた血清１０４を、別容器に移し替えることなく、そのままの状態、すなわち、識別媒体１１０が貼着された検体容器１０２に収容された状態で測定する。 Here, as a technique for measuring an interfering substance, a technique for acquiring serum color information with a CCD camera and measuring the concentration of the interfering substance based on the color information is known. According to this technique, it becomes possible to measure an interfering substance relatively easily. However, generally, an identification medium 110 such as a barcode label is attached to the side surface of the sample container 102 in order to identify the sample contained in the sample container. In the state where the identification medium 110 is stuck, the color information cannot be acquired. Therefore, when measuring the interfering substance based on the color information, it is necessary to perform a process such as taking out only the serum into a separate container after the centrifugation process. This transfer to another container is complicated and causes a decrease in serum measurement efficiency. Therefore, in the present embodiment, the serum 104 obtained after the centrifugation process is not transferred to another container, but is kept as it is, that is, stored in the sample container 102 to which the identification medium 110 is attached. taking measurement.

図２は、かかる血清測定を実現する検体測定装置１０の概略構成図である。この検体測定装置１０は、互いに異なる波長の光を発する二つの光源１２，２２を備えている。各光源１２，２２から照射される光の波長は、被測定物である溶血および乳びそれぞれの吸光特性に基づいて決定される。具体的には、第一光源１２から照射される光の波長である第一波長λ１は、乳びによる吸光度が高く、かつ、他の含有物質、すなわち、溶血やビリルビンによる吸光度が低くなる波長に設定される。また、第二光源２２から照射される光の波長である第二波長λ２は、溶血による吸光度が高く、かつ、ビリルビンによる吸光度が低くなる波長に設定される。 FIG. 2 is a schematic configuration diagram of the sample measuring apparatus 10 that realizes such serum measurement. The sample measuring apparatus 10 includes two light sources 12 and 22 that emit light having different wavelengths. The wavelength of the light emitted from each of the light sources 12 and 22 is determined based on the respective light absorption characteristics of hemolysis and chyle that are the objects to be measured. Specifically, the first wavelength λ1, which is the wavelength of the light emitted from the first light source 12, is high in absorbance due to chyle and low in absorbance due to other contained substances, that is, hemolysis and bilirubin. Is set. The second wavelength λ2, which is the wavelength of light emitted from the second light source 22, is set to a wavelength at which the absorbance due to hemolysis is high and the absorbance due to bilirubin is low.

これについて、図３を用いて説明する。図３は、血清に含有される三種類の含有物質、すなわち、溶血、乳び、ビリルビンの吸光特性を示すグラフである。図３において、横軸は波長を、縦軸は吸光度を示す。また、実線は溶血、太実線は乳び、破線はビリルビンの吸光特性を示している。 This will be described with reference to FIG. FIG. 3 is a graph showing the light absorption characteristics of three kinds of contained substances contained in serum, namely hemolysis, chyle, and bilirubin. In FIG. 3, the horizontal axis indicates the wavelength and the vertical axis indicates the absorbance. The solid line shows hemolysis, the thick solid line shows chyle, and the broken line shows the light absorption characteristics of bilirubin.

周知のとおり、吸光度は、物質によって光が吸収される強度を示す値であり、具体的には、吸光度Ｍは、以下の式１で求められる。なお、式１において、Ｉｉｎは照射された光の強度を、Ｉｏｕｔは、物質を透過した光の強度を示す。 As is well known, the absorbance is a value indicating the intensity at which light is absorbed by a substance. Specifically, the absorbance M is obtained by the following equation 1. In Equation 1, Iin represents the intensity of irradiated light, and Iout represents the intensity of light transmitted through the substance.

Ｍ＝ｌｏｇ（Ｉｉｎ／Ｉｏｕｔ）・・・式１ M = log (Iin / Iout) Equation 1

この式１に基づいて、溶血、乳び、ビリルビンそれぞれの吸光度を測定した結果が図３である。図３から明らかなように、ビリルビンの吸光度は、波長λａ未満の領域では大きく変動しており、基準値Ｍｓｔ以上の値を維持している。波長λａ以上になると、ビリルビンの吸光度は、殆ど変化せず、基準値Ｍｓｔ未満の値で安定する。また、溶血の吸光度は、波長がλｂ（λｂ＜λａ）より小さい領域では大きく変動しており、基準値Ｍｓｔ以上の値を維持している。波長λｂ以上になると、溶血の吸光度は、殆ど変化せず、基準値Ｍｓｔ未満の値で安定する。乳びの吸光度は、全体として急激な変動はなく、波長が長くなるにつれて徐々に小さくなっていくものの、基準値Ｍｓｔを下回ることはない。そのため、溶血およびビリルビンの吸光度が基準値Ｍｓｔ以下になる波長λｂ以降でも、乳びの吸光度は、基準値Ｍｂ以上の値を維持し続けている。 FIG. 3 shows the results of measuring the absorbance of each of hemolysis, chyle, and bilirubin based on Equation 1. As is clear from FIG. 3, the absorbance of bilirubin varies greatly in the region below the wavelength λa and maintains a value equal to or higher than the reference value Mst. When the wavelength is longer than λa, the absorbance of bilirubin hardly changes and is stable at a value less than the reference value Mst. Further, the absorbance of hemolysis varies greatly in the region where the wavelength is smaller than λb (λb <λa), and maintains a value equal to or higher than the reference value Mst. When the wavelength is longer than λb, the absorbance of hemolysis hardly changes and stabilizes at a value less than the reference value Mst. The absorbance of chyle does not change rapidly as a whole, and gradually decreases as the wavelength increases, but does not fall below the reference value Mst. Therefore, the absorbance of chyle continues to maintain a value equal to or greater than the reference value Mb even after the wavelength λb, where the absorbance of hemolysis and bilirubin is equal to or less than the reference value Mst.

したがって、乳びの吸光度が高く、かつ、溶血およびビリルビンの吸光度が低くなる（λｂ以上）波長である第一波長λ１は、図３におけるλｂ以上の範囲Ｅａから選択される。本実施形態では、波長λｂからある程度離れた波長を、第一波長λ１として選択している。また、溶血の吸光度が高く（λｂ未満）、かつ、ビリルビンの吸光度が低くなる（λａ以上）波長である第二波長λ２は、図３におけるλａ以上、λｂ未満の範囲Ｅｂから選択される。本実施形態では、この範囲Ｅｂのうち、溶血の吸光度が最も高くなる波長を第二λ２として選択している。 Therefore, the first wavelength λ1 that is a wavelength at which the absorbance of chyle is high and the absorbance of hemolysis and bilirubin is low (λb or more) is selected from the range Ea of λb or more in FIG. In the present embodiment, a wavelength that is somewhat distant from the wavelength λb is selected as the first wavelength λ1. Further, the second wavelength λ2, which is a wavelength at which the absorbance of hemolysis is high (less than λb) and the absorbance of bilirubin is low (λa or more), is selected from the range Eb of λa or more and less than λb in FIG. In the present embodiment, the wavelength at which the absorbance of hemolysis becomes the highest is selected as the second λ2 in the range Eb.

再び図２に戻り、検体測定装置１０の構成について説明する。各光源１２，２２には、それぞれ、駆動回路１４，２４とオシレータ１６，２６が接続されている。駆動回路１４，２４は、オシレータ１６，２６から出力される発振周波数にしたがって、光源１２，２２を駆動し、各光源１２，２２からの照射される光を変調する。そのため、二つの光源１２，２２から照射される光は、互いに異なる周波数に変調される。すなわち、第一光源１２からの光（波長λ１）は第一周波数ｆ１に、第二光源２２からの光（波長λ１）は第二周波数ｆ２に、それぞれ、変調される。この二つの周波数ｆ１、ｆ２の値は、後述するバンドパスフィルタによる光の弁別が可能であるならば、その値は特に限定されない。 Returning to FIG. 2 again, the configuration of the sample measurement apparatus 10 will be described. Drive circuits 14 and 24 and oscillators 16 and 26 are connected to the light sources 12 and 22, respectively. The drive circuits 14 and 24 drive the light sources 12 and 22 according to the oscillation frequency output from the oscillators 16 and 26, and modulate the light emitted from the light sources 12 and 22, respectively. Therefore, the light emitted from the two light sources 12 and 22 is modulated to different frequencies. That is, the light from the first light source 12 (wavelength λ1) is modulated to the first frequency f1, and the light from the second light source 22 (wavelength λ1) is modulated to the second frequency f2. The values of the two frequencies f1 and f2 are not particularly limited as long as the light can be discriminated by a band-pass filter described later.

検体測定装置１０には、二つの光源１２，２２から照射された光を、検体容器１０２に収容された血清１０４へと導くための光学ユニットも設けられている。この光学ユニットは、二つの光源１２，２２から照射された二種類の光を、最終的に、同一光路上に導き、検体容器１０２のほぼ中央で集光させるための光学部材群である。具体的には、光学ユニットは、各光源１２，２２の正面に配されたピンホール１８，２８、第二光源２４からの光を屈曲させつつ第一光源１２からの光を透過させるビームスプリッタ３０、同一光路上に導かれた二つの光源１２，２２からの光を集光する一つの集光レンズ３２によって構成されている。また、第一光源１２は検体容器の正面に、第二光源は２２、第一光源１２の光軸から外れた位置に配置されている。 The sample measuring apparatus 10 is also provided with an optical unit for guiding the light emitted from the two light sources 12 and 22 to the serum 104 accommodated in the sample container 102. This optical unit is an optical member group for finally guiding two types of light emitted from the two light sources 12 and 22 on the same optical path and condensing them at approximately the center of the specimen container 102. Specifically, the optical unit includes a beam splitter 30 that transmits light from the first light source 12 while bending light from the pinholes 18 and 28 disposed in front of the light sources 12 and 22 and the second light source 24. , And a single condensing lens 32 that condenses the light from the two light sources 12 and 22 guided on the same optical path. The first light source 12 is disposed in front of the sample container, the second light source 22 is disposed at a position off the optical axis of the first light source 12.

第一光源１２から照射された光は、当該第一光源１２の正面に配されたピンホール１８によって絞られた後、ビームスプリッタ３０を透過して、集光レンズ３２によって集光される。そして、透光性のある検体容器１０２を透過して、当該検体容器１０２に収容された血清１０４で焦点を結ぶ。 The light emitted from the first light source 12 is focused by the pinhole 18 disposed in front of the first light source 12, passes through the beam splitter 30, and is collected by the condenser lens 32. Then, the light passes through the translucent specimen container 102 and focuses on the serum 104 contained in the specimen container 102.

第二光源２２は、その光軸が第一光源１２の光軸に交差し得る位置に配置されている。この第二光源２２の光軸と、第一光源１２の光軸との交差位置にはビームスプリッタ３０が設けられている。ビームスプリッタ３０は、波長λ１の光を透過し、波長λ２の光を反射する、換言すれば、ビームスプリッタ３０は、第一光源１２からの光は透過させ、第二光源２２からの光は反射させ半反射部材である。このビームスプリッタ３０は、その反射面が第二光源２２の光軸に対して傾斜するべく配置されており、第二光源２２から照射された光を屈曲させる。ビームスプリッタ３０により反射された第二光源２２からの光は、第一光源１２からの光と同じ光路を進み、集光レンズ３２により集光される。そして、第一光源１２からの光と同様に、透光性のある検体容器１０２を透過して、当該検体容器１０２に収容された血清１０４において焦点を結ぶ。 The second light source 22 is arranged at a position where its optical axis can intersect the optical axis of the first light source 12. A beam splitter 30 is provided at the intersection between the optical axis of the second light source 22 and the optical axis of the first light source 12. The beam splitter 30 transmits light having a wavelength λ1 and reflects light having a wavelength λ2. In other words, the beam splitter 30 transmits light from the first light source 12, and reflects light from the second light source 22. It is a semi-reflective member. The beam splitter 30 is disposed so that the reflection surface thereof is inclined with respect to the optical axis of the second light source 22, and bends the light emitted from the second light source 22. The light from the second light source 22 reflected by the beam splitter 30 travels on the same optical path as the light from the first light source 12 and is collected by the condenser lens 32. Then, like the light from the first light source 12, the light passes through the translucent specimen container 102 and focuses on the serum 104 accommodated in the specimen container 102.

なお、ここで、説明した光学ユニットの構成や各光源１２，２２の配置位置等は、一例である。したがって、複数の光源１２，２２から照射された光を、同一光路上に導き、検体容器１０２のほぼ中央で集光でき得るのであれば、当然、他の構成の光学ユニットを用いてもよい。また、各光源１２，２２の配置位置も適宜、変更可能である。 In addition, the structure of the optical unit demonstrated here, the arrangement position of each light source 12,22, etc. are examples. Therefore, as long as the light emitted from the plurality of light sources 12 and 22 can be guided on the same optical path and can be condensed at substantially the center of the specimen container 102, naturally an optical unit having another configuration may be used. Moreover, the arrangement position of each light source 12 and 22 can also be changed suitably.

検体容器１０２を挟んで第一光源１２に対向する位置、換言すれば、光源１２，２２から照射された二種類の光の光路延長線上には、血清１０４を透過した光を集光する集光レンズ３４と、集光された透過光の強度を検出する検出器３６が設けられている。 Condensed light that condenses the light transmitted through the serum 104 on the position facing the first light source 12 with the sample container 102 interposed therebetween, in other words, on the optical path extension lines of the two types of light emitted from the light sources 12 and 22. A lens 34 and a detector 36 for detecting the intensity of the collected transmitted light are provided.

ここで、検体容器１０２の側面に識別媒体１１０が貼着されている場合、血清に入射した光および血清から出射（透過）した光が識別媒体１１０を通過する回数が、常に一定になるべく、光源１２，２２と検体容器１０２との位置関係を調整しておくことが望ましい。血清に入射した光および血清から出射（透過）した光が識別媒体１１０を通過する回数が検体ごとに異なっていると、後述する識別媒体１１０による吸光度も検体ごとに異なることになり、結果として正確な濃度測定が出来ないためである。 Here, when the identification medium 110 is attached to the side surface of the specimen container 102, the number of times that the light incident on the serum and the light emitted (transmitted) from the serum passes through the identification medium 110 is always constant. It is desirable to adjust the positional relationship between the sample containers 22 and 22 and the sample container 102. If the number of times the light incident on the serum and the light emitted (transmitted) from the serum pass through the identification medium 110 are different for each specimen, the absorbance by the identification medium 110 described later will also be different for each specimen. This is because it is impossible to measure the concentration.

次に、図４を用いて検出器３６以降の構成を説明する。検出器３６で検出された透過光の強度信号は、第一増幅器３８で電圧値に変換された後、第二増幅器４０で増幅される。第二増幅器４０の後段には、二つのバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）４２，５２が設けられている。 Next, the configuration after the detector 36 will be described with reference to FIG. The transmitted light intensity signal detected by the detector 36 is converted into a voltage value by the first amplifier 38 and then amplified by the second amplifier 40. Two band pass filters (BPF) 42 and 52 are provided at the subsequent stage of the second amplifier 40.

各ＢＰＦ４２，５２の通過帯域は、各光源１２，２２の変調周波数に対応付けられている。すなわち、第一ＢＰＦ４２の通過帯域は、第一光源１２の変調周波数ｆ１を含み、第二光源２２の変調周波数ｆ２を含まない帯域に設定されている。同様に、第二ＢＰＦ５２の通過帯域は、第二光源２２の変調周波数ｆ２を含み、第一光源１２の変調周波数ｆ１を含まない帯域に設定されている。 The passband of each BPF 42, 52 is associated with the modulation frequency of each light source 12, 22. That is, the pass band of the first BPF 42 is set to a band that includes the modulation frequency f1 of the first light source 12 and does not include the modulation frequency f2 of the second light source 22. Similarly, the pass band of the second BPF 52 is set to a band that includes the modulation frequency f2 of the second light source 22 and does not include the modulation frequency f1 of the first light source 12.

この二種類のＢＰＦ４２，５２により、検出器３６で検出された強度信号は、各光源１２，２２ごとに弁別される。すなわち、検出器３６で検出された強度信号は、波長λ１の光の透過光強度および波長λ２の光の透過光強度が混在した信号である。この混在した状態では、後述する、妨害物質の濃度測定が困難であるため、本実施形態では、各光の変調周波数に対応したＢＰＦ４２，５２を設け、強度信号の弁別を図っている。 The intensity signals detected by the detector 36 are discriminated for each of the light sources 12 and 22 by the two types of BPFs 42 and 52. That is, the intensity signal detected by the detector 36 is a signal in which the transmitted light intensity of the light of wavelength λ1 and the transmitted light intensity of the light of wavelength λ2 are mixed. In this mixed state, it is difficult to measure the concentration of interfering substances, which will be described later. In this embodiment, BPFs 42 and 52 corresponding to the modulation frequencies of the respective lights are provided to distinguish the intensity signals.

ここで、各波長ごとの透過光強度を取得する方法としては、異なる波長の光をタイミングをずらして照射し、各波長ごとに透過光強度を測定する方法も考えられる。すなわち、まず第一波長λ１の光のみを血清に照射し、その透過光強度を受光器等で検出する。続いて、第二波長λ２の光のみを血清に照射し、その透過光強度を受光器等で検出する構成も考えられる。しかし、この場合、各波長ごとに光照射の時間が必要となり、測定時間が長くなるという問題があった。また、波長の変更が可能な光照射機構が必要となり、その構成が複雑になりやすいという問題もあった。 Here, as a method of acquiring the transmitted light intensity for each wavelength, a method of irradiating light of different wavelengths at different timings and measuring the transmitted light intensity for each wavelength is also conceivable. That is, first, the serum is irradiated with only light having the first wavelength λ1, and the transmitted light intensity is detected by a light receiver or the like. Then, the structure which irradiates serum only with the light of 2nd wavelength (lambda) 2, and detects the transmitted light intensity with a light receiver etc. can also be considered. However, in this case, there is a problem that the time for light irradiation is required for each wavelength, and the measurement time becomes long. Further, there is a problem that a light irradiation mechanism capable of changing the wavelength is required, and the configuration is likely to be complicated.

一方、本実施形態のように、互いに異なる波長の光を同時に照射し、得られた透過光強度を、変調周波数で弁別する構成とすれば、光照射に要する時間を大幅に短縮することができ、ひいては、短時間での濃度測定が可能となる。また、上述の説明で明らかなように、比較的簡易な構成で光照射機構を実現することができる。 On the other hand, if the configuration is such that, as in this embodiment, light of different wavelengths is simultaneously irradiated and the obtained transmitted light intensity is discriminated by the modulation frequency, the time required for light irradiation can be significantly reduced. As a result, the concentration can be measured in a short time. Further, as is apparent from the above description, the light irradiation mechanism can be realized with a relatively simple configuration.

変調周波数ごとに、ひいては、波長ごとに弁別された強度信号は、演算処理部６０に入力される。演算処理部は６０は、入力された二種類の強度信号に基づいて、血清１０４に含有される乳びおよび溶血の濃度を算出する。この算出の詳細な流れについては、後に詳説する。 The intensity signal discriminated for each modulation frequency and for each wavelength is input to the arithmetic processing unit 60. The arithmetic processing unit 60 calculates the concentration of chyle and hemolysis contained in the serum 104 based on the two types of input intensity signals. A detailed flow of this calculation will be described later.

次に、この検体測定装置１０による乳びおよび溶血の濃度測定の流れについて図５を用いて説明する。図５は、濃度測定の流れを示すフローチャートである。乳びおよび溶血の濃度測定を行う場合は、まず、検体容器１０２に収容された血清に対して波長λ１、λ２の光を同時に照射する（Ｓ１０）。この光照射は、上述したとおり、第一光源１２および第二光源２２を駆動することにより行われる。このとき、第一光源１２から照射される波長λ１の光は第一周波数ｆ１に、第二光源２２から照射される波長λ２の光は第二周波数ｆ２に、それぞれ変調した状態で照射する。 Next, the flow of measuring the concentration of chyle and hemolysis by the sample measuring apparatus 10 will be described with reference to FIG. FIG. 5 is a flowchart showing the flow of concentration measurement. When measuring the concentration of chyle and hemolysis, first, light with wavelengths λ1 and λ2 is simultaneously irradiated to the serum stored in the specimen container 102 (S10). As described above, this light irradiation is performed by driving the first light source 12 and the second light source 22. At this time, the light of wavelength λ1 emitted from the first light source 12 is emitted in a modulated state, and the light of wavelength λ2 emitted from the second light source 22 is irradiated to the second frequency f2.

血清に照射された光の一部は、検体容器１０２の側面に貼着された識別媒体１１０や、血清に含まれる乳びや溶血などに吸収され、他の一部は血清を透過して検出器３６に到達する。検出器３６は、この透過光の強度を検出する（Ｓ１２）。 A part of the light irradiated to the serum is absorbed by the identification medium 110 attached to the side surface of the specimen container 102, chyle or hemolysis contained in the serum, and the other part is transmitted through the serum and the detector. Reach 36. The detector 36 detects the intensity of the transmitted light (S12).

検出された透過光強度は、電圧信号への変換処理、増幅処理などを経た後、二つのＢＰＦ４２，５２に入力される。この二つのＢＰＦ４２，５２により、強度信号は、周波数ｆ１、ｆ２の信号にそれぞれ弁別される（Ｓ１４）。ここで、既述したとおり波長λ１の光は周波数ｆ１に、波長λ２の光は周波数ｆ２に変調されているため、周波数に応じて弁別された光は、波長ごとに弁別されているといえる。 The detected transmitted light intensity is input to the two BPFs 42 and 52 after undergoing conversion processing to voltage signals, amplification processing, and the like. By these two BPFs 42 and 52, the intensity signals are discriminated into signals of frequencies f1 and f2, respectively (S14). Here, as described above, the light having the wavelength λ1 is modulated to the frequency f1, and the light having the wavelength λ2 is modulated to the frequency f2. Therefore, it can be said that the light discriminated according to the frequency is discriminated for each wavelength.

演算処理部６０は、周波数ごと、波長ごとに弁別された強度信号に基づいて、乳びおよび溶血の濃度を算出する。具体的には、演算処理部６０は、まず、第一ＢＰＦ４２から出力された強度信号に基づいて、識別媒体１１０が貼着された検体容器１０２に収容された血清１０４（乳びや溶血等が含有）に対する第一波長λ１の光の吸光度（以下「第一吸光度Ｍ１」という）を算出する（Ｓ１６）。この第一吸光度Ｍ１は、上述の式１を用いて算出される。 The arithmetic processing unit 60 calculates the concentration of chyle and hemolysis based on the intensity signal discriminated for each frequency and each wavelength. Specifically, the arithmetic processing unit 60 firstly includes, based on the intensity signal output from the first BPF 42, serum 104 (containing chyle, hemolysis, etc.) contained in the sample container 102 to which the identification medium 110 is attached. ) For the light of the first wavelength λ1 (hereinafter referred to as “first absorbance M1”) (S16). The first absorbance M1 is calculated using the above-described equation 1.

ここで、この第一吸光度Ｍ１について簡単に説明する。第一波長λ１は既述した通り、乳びに吸光されやすいが、溶血やビリルビンには殆ど吸光されない波長である。また、第一波長λ１は、検体容器１０２の側面に貼着されたバーコードラベル等の識別媒体１１０にもある程度吸光される波長である。したがって、検体容器１０２に収容された血清１０４に対する吸光度である第一吸光度Ｍ１は、第一波長の光における識別媒体１１０による吸光度および血清１０４に含有されている乳びによる吸光度が混在した値といえる。 Here, the first absorbance M1 will be briefly described. As described above, the first wavelength λ1 is a wavelength that is easily absorbed by chyle but hardly absorbed by hemolysis or bilirubin. The first wavelength λ1 is a wavelength that is also absorbed to some extent by the identification medium 110 such as a bar code label attached to the side surface of the sample container 102. Therefore, the first absorbance M1, which is the absorbance of the serum 104 contained in the sample container 102, can be said to be a value in which the absorbance by the identification medium 110 and the absorbance by the chyle contained in the serum 104 in the first wavelength light are mixed. .

続いて、演算処理部６０は、第二ＢＰＦ５２から出力された強度信号に基づいて、検体容器１０２に収容された血清１０４に対する第二波長λ２の光の吸光度（以下「第二吸光度Ｍ２」という）を算出する（Ｓ１６）。ここで、第二波長λ２は、乳びおよび溶血に吸光されやすいが、ビリルビンには殆ど吸光されない波長である。また、第二波長λ２は、検体容器１０２の側面に貼着されたバーコードラベル等の識別媒体１１０にもある程度吸光される波長である。したがって、第二波長λ２の光の血清に対する吸光度である第二吸光度Ｍ２は、第二波長の光における識別媒体１１０による吸光度、血清１０４に含有されている乳びによる吸光度、血清１０４に含有されている溶血による吸光度が混在した値といえる。 Subsequently, based on the intensity signal output from the second BPF 52, the arithmetic processing unit 60 absorbs light of the second wavelength λ2 with respect to the serum 104 stored in the sample container 102 (hereinafter referred to as “second absorbance M2”). Is calculated (S16). Here, the second wavelength λ2 is a wavelength that is easily absorbed by chyle and hemolysis, but hardly absorbed by bilirubin. The second wavelength λ2 is a wavelength that is also absorbed to some extent by the identification medium 110 such as a bar code label attached to the side surface of the sample container 102. Therefore, the second absorbance M2, which is the absorbance of the light of the second wavelength λ2 with respect to the serum, is the absorbance by the identification medium 110 in the light of the second wavelength, the absorbance by the chyle contained in the serum 104, and the serum 104. It can be said that the absorbance due to hemolysis is mixed.

次に、演算処理部６０は、第一吸光度Ｍ１に基づいて、第一波長λ１における乳びの吸光度Ｍ_ａ１を算出する（Ｓ２２）。すなわち、ステップＳ１６で算出された第一吸光度Ｍ１には、第一波長λ１における血清に含有されている乳びによる吸光度Ｍ_ａ１と、第一波長λ１における識別媒体１１０による吸光度Ｍ_ｃ１が混在した値である。このうち、乳びによる吸光度Ｍ_ａ１は、血清１０４における乳びの濃度が高くなるほど大きくなり、検体毎の固体差が生じる。一方、識別媒体１１０は、いずれの検体であっても、その光学的特性は殆ど変化しないため、識別媒体１１０による吸光度Ｍ_ｃ１は、検体毎の固体差は殆ど存在せず、常にほぼ一定と仮定できる。換言すれば、第一吸光度Ｍ１に混在している識別媒体１１０による吸光度Ｍ_ｃ１は、固定値と見なすことができる。 Next, the arithmetic processing unit 60 calculates the absorbance M _a1 of chyle at the first wavelength λ1 based on the first absorbance M1 (S22). That is, the first absorbance M1 calculated in step S16, and the absorbance M _a1 by chyle contained in the serum in the first wavelength .lambda.1, values absorbance M _c1 by identification medium 110 in the first wavelength .lambda.1 Mixed It is. Among these, the absorbance M _a1 due to chyle increases as the concentration of _chyle in the serum 104 increases, resulting in a solid difference for each specimen. On the other hand, since the optical characteristics of the identification medium 110 are almost the same regardless of the specimen, the absorbance M _c1 by the identification medium 110 is almost constant and there is almost no solid difference between specimens. it can. In other words, the absorbance M _c1 by identification medium 110 are mixed in the first absorbance M1 can be regarded as a fixed value.

そこで、本実施形態では、予め、波長λ１の光における識別媒体１１０の吸光度Ｍ_ｃ１を測定しておく。そして、第一吸光度Ｍ１から、波長λ１の光における識別媒体１１０の吸光度Ｍ_ｃ１を除算した値を、波長λ１における乳びによる吸光度Ｍ_ａ１とする（Ｍ_ａ１＝Ｍ１−Ｍ_ｃ１）。この吸光度Ｍ_ａ１は、乳びの濃度に比例する値であるため、演算処理部６０は、この吸光度Ｍ_ａ１に基づいて血清中の乳び濃度を算出する（Ｓ２４）。 Therefore, in the present embodiment, in advance by measuring the absorbance M _c1 identification medium 110 in the optical wavelength .lambda.1. Then, a value obtained by dividing the absorbance M _c1 of the identification medium 110 in the light with the wavelength λ1 from the first absorbance M1 is set as the absorbance M _a1 due to the chyle at the wavelength λ1 (M _a1 = M1−M _c1 ). Since the absorbance M _a1 is a value proportional to the concentration of chyle, the arithmetic processing unit 60 calculates the chyle concentration in the serum based on the absorbance M _a1 (S24).

乳び濃度が算出できれば、続いて、第二波長λ２における溶血の吸光度Ｍ_ｂ２を算出する（Ｓ２６）。ここで、第二吸光度Ｍ２は、波長λ２における、血清に含有されている溶血の吸光度Ｍ_ｂ２と、血清に含有されている乳びの吸光度Ｍ_ａ２と、識別媒体１１０の吸光度Ｍ_ｂ２と、が混在した値である。この第二吸光度Ｍ２から、波長λ２の光における乳びの吸光度Ｍ_ｂ２および識別媒体１１０の吸光度Ｍ_ｃ２を除外すれば、波長λ２の光に対する溶血の吸光度Ｍ_ｂ２、ひいては、血清中の溶血濃度が算出できる。ここで、乳び及び識別媒体１１０の吸光度は、波長が長くなるにつれ徐々に減少する。したがって、ステップＳ２２で算出した波長λ１の光に対する乳びＭ_ａ１および予め測定している識別媒体１１０の吸光度Ｍ_ｃ１に所定係数を乗じれば、波長λ２の光に対する乳びおよび識別媒体１１０の吸光度Ｍ_ａ２，Ｍ_ｃ２が得られる。すなわち、Ｍ_ａ２＝α×Ｍ_ａ１、Ｍ_ｃ２＝β×Ｍ_ｃ１となる。なお、αおよびβは波長変化に伴う乳びおよび識別媒体１１０の吸光度変化率を示す係数である。 If the chyle concentration can be calculated, the absorbance M _b2 of hemolysis at the second wavelength λ2 is calculated (S26). Here, the second absorbance M2 is at the wavelength .lambda.2, absorbance M _b2 of hemolysis contained in the serum, the absorbance M _a2 of chyle contained in the serum, the absorbance M _b2 identification medium 110, but It is a mixed value. This second absorbance M2, Excluding absorbance M _c2 absorbance M _b2 and identification medium 110 of chyle in the light of the wavelength .lambda.2, absorbance M _b2 of hemolysis for light having a wavelength _.lambda.2, therefore, hemolysis concentrations in serum It can be calculated. Here, the absorbance of the chyle and identification medium 110 gradually decreases as the wavelength increases. Therefore, if multiplied by a predetermined coefficient to the absorbance M _c1 identification medium 110 being measured chyle M _a1 and advance with respect to light having a wavelength λ1 which is calculated in step S22, the absorbance of the chyle and the identification medium 110 with respect to light having a wavelength λ2 M _a2 and M _c2 are obtained. That is, M _a2 = α × M _a1 and M _c2 = β × M _c1 . Α and β are coefficients indicating the rate of change in absorbance of the chyle and identification medium 110 with a change in wavelength.

この波長λ２の光における乳びおよび識別媒体１１０の吸光度Ｍ_ａ２，Ｍ_ｃ２を、第二吸光度Ｍ２から除算すれば、波長λ２における溶血の吸光度Ｍ_ｂ２が得られる（Ｍ_ｂ２＝Ｍ２−（Ｍ_ａ２＋Ｍ_ｃ２））。そして、演算処理部６０は、この波長λ２に対する溶血の吸光度Ｍ_ｂ２に基づいて、血清に含有される溶血の濃度を算出する（Ｓ２８）。 The absorbance M _a2 and M _c2 of the chyle and identification medium 110 in the light of this wavelength λ2 is divided from the second absorbance M2 to obtain the absorbance M _b2 of hemolysis at the wavelength λ2 (M _b2 = M2− (M _a2). + M _c2 )). Then, the arithmetic processing unit 60 calculates the concentration of hemolysis contained in the serum based on the absorbance M _b2 of hemolysis with respect to the wavelength λ2 (S28).

以上の説明から明らかなように、本実施形態によれば、バーコードラベル等の識別媒体が検体容器に貼着されている場合であっても、容易に、妨害物質の量を測定することができる。また、濃度測定の際、異なる波長の複数種類の光を血清に照射するが、この複数種類の光を波長ごとに周波数変調し、必要に応じて、周波数で弁別している。したがって、複数種類の光を同時に照射しても、各波長ごとの透過光強度を得ることができる。その結果、濃度測定のための光照射に要する時間、ひいては、濃度測定に要する時間を大幅に短縮することができる。 As is clear from the above description, according to this embodiment, even when an identification medium such as a bar code label is attached to the sample container, the amount of the interfering substance can be easily measured. it can. Further, when measuring the concentration, the serum is irradiated with a plurality of types of light having different wavelengths, and the plurality of types of light is frequency-modulated for each wavelength and discriminated by frequency as necessary. Therefore, the transmitted light intensity for each wavelength can be obtained even when a plurality of types of light are irradiated simultaneously. As a result, the time required for light irradiation for concentration measurement, and hence the time required for concentration measurement, can be greatly reduced.

なお、本実施形態では、透過光のみを検出する構成としているが、当然、散乱光も検出する構成としてもよい。すなわち、図６に図示するように、照射光の光路延長線上だけでなく、検体容器１０２の側方、かつ、照射光の光路から外れた位置にも集光レンズ７０および検出器７２を設け、血清に含有された乳び等で散乱された散乱光強度を検出するようにしてもよい。この場合も、上述の実施形態と同様に、検出器７２の後段に二つのＢＰＦを設けておき、周波数ごと、ひいては、波長ごとに散乱光強度を弁別すればよい。このように散乱光強度も検出する構成とすることで、より正確な濃度測定が可能となる。 In the present embodiment, only transmitted light is detected. However, naturally, scattered light may also be detected. That is, as shown in FIG. 6, the condenser lens 70 and the detector 72 are provided not only on the optical path extension line of the irradiation light but also on the side of the sample container 102 and at a position off the optical path of the irradiation light. You may make it detect the scattered light intensity scattered by the milky milk etc. which were contained in serum. In this case as well, similarly to the above-described embodiment, two BPFs are provided after the detector 72, and the scattered light intensity may be discriminated for each frequency and thus for each wavelength. By adopting such a configuration that also detects scattered light intensity, more accurate concentration measurement is possible.

また、上述の実施形態では、血清に含まれる乳びおよび血清濃度を測定する場合を例に説明しているが、用いる光の波長を適宜、変更することにより、当然、他の物質濃度の測定にも応用できる。例えば、溶血や乳び、ビリルビンなどを除いた純粋な血清の量を測定したい場合には、水分を吸収しやすい波長の光と、水分を吸収しにくい波長の光と、を用い、この二つの光の吸光度の比較に基づいて水分量、ひいては、純粋な血清量を算出するようにすればよい。また、本実施形態では二波長の光を用いているが、被測定物の特性に応じて、より多種類の光を用いてもよい。 In the above-described embodiment, the case of measuring chyle and serum concentration contained in serum is described as an example. However, by appropriately changing the wavelength of light to be used, naturally, measurement of other substance concentrations is performed. It can also be applied to. For example, when you want to measure the amount of pure serum excluding hemolysis, chyle, bilirubin, etc., use light with a wavelength that easily absorbs water and light with a wavelength that hardly absorbs water. Based on the comparison of light absorbance, the amount of water, and hence the amount of pure serum, may be calculated. In addition, although two wavelengths of light are used in the present embodiment, more types of light may be used depending on the characteristics of the object to be measured.

遠心分離処理後の血液検体の様子を示す図である。It is a figure which shows the mode of the blood sample after a centrifugation process. 本発明の実施形態である検体測定装置の概略構成を示す図である。It is a figure which shows schematic structure of the sample measuring device which is embodiment of this invention. 血清に含有される物質の吸光特性を示すグラフである。It is a graph which shows the light absorption characteristic of the substance contained in serum. 検出器以降の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure after a detector. 濃度測定の流れを示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the flow of a density | concentration measurement. 他の検体測定装置の概略構成を示す図である。It is a figure which shows schematic structure of another sample measuring apparatus.

符号の説明Explanation of symbols

１０検体測定装置、１２，２２光源、１４，２４駆動回路、１６，２６オシレータ、１８，２８ピンホール、３０ビームスプリッタ、３２，３４、７０集光レンズ、３６検出器、３８，４０，７２増幅器、４２，５２ＢＰＦ、６０演算処理部、１０２検体容器、１０４血清、１１０識別媒体。 10 Sample measuring device, 12, 22 Light source, 14, 24 Drive circuit, 16, 26 Oscillator, 18, 28 Pinhole, 30 Beam splitter, 32, 34, 70 Condensing lens, 36 Detector, 38, 40, 72 Amplifier 42, 52 BPF, 60 arithmetic processing unit, 102 specimen container, 104 serum, 110 identification medium.

Claims

透光容器に収容された検体に含まれる含有物の濃度を測定する含有物測定装置であって、
波長および変調周波数が互いに異なる光を発する複数の光源と、
複数の光源からの光を、透明容器に収容された検体へ導いて、検体中において合焦させる光学手段と、
少なくとも検体を透過した光の強度を検出する検出手段と、
検出手段で検出された光強度を変調周波数に基づいて弁別する弁別手段と、
変調周波数ごとに弁別された光強度に基づいて、各波長ごとに検体による吸光量を算出するとともに、算出された吸光量に基づいて検体に含まれる含有物の濃度を算出する算出手段と、
を備えることを特徴とする含有物測定装置。 A content measuring apparatus for measuring a concentration of a content contained in a specimen contained in a light-transmitting container,
A plurality of light sources emitting light having different wavelengths and modulation frequencies;
Optical means for guiding light from a plurality of light sources to the specimen contained in the transparent container and focusing in the specimen;
Detection means for detecting at least the intensity of light transmitted through the specimen;
Discrimination means for discriminating the light intensity detected by the detection means based on the modulation frequency;
Based on the light intensity discriminated for each modulation frequency, calculating the amount of absorption by the sample for each wavelength, and calculating means for calculating the concentration of the content contained in the sample based on the calculated amount of absorption;
An inclusion content measuring apparatus comprising:

請求項１に記載の含有物測定装置であって、
検出手段は、検体で散乱した光の強度も検出することを特徴とする含有物測定装置。 The inclusion measuring apparatus according to claim 1,
The inclusion measuring apparatus, wherein the detection means also detects the intensity of light scattered by the specimen.

請求項１または２に記載の含有物測定装置であって、
複数の光源は、透光容器の正面に配された第一光源と、第一光源の光軸から外れた位置に配された第二光源と、を含み、
光学手段は、第一光源の光軸と第二光源の光軸との交差位置に配された半反射体であって、第一光源からの光を透過させるとともに第二光源からの光を反射させて第一光源および第二光源からの光を同一光路へと導く半反射体を含むことを特徴とする含有物測定装置。 The inclusion measuring apparatus according to claim 1 or 2,
The plurality of light sources includes a first light source disposed on the front surface of the translucent container, and a second light source disposed at a position off the optical axis of the first light source,
The optical means is a semi-reflector disposed at the intersection of the optical axis of the first light source and the optical axis of the second light source, and transmits light from the first light source and reflects light from the second light source. And a semi-reflector for guiding light from the first light source and the second light source to the same optical path.

請求項１から３のいずれか１項に記載の含有物測定装置であって、
弁別手段は、各光源ごとに対応して設けられた複数のバンドパスフィルタを備え、
各バンドパスフィルタの通過帯域は、対応する光源の変調周波数を含み、対応しない光源の変調周波数は含まない値に設定されていることを特徴とする含有物測定装置。 The inclusion measuring apparatus according to any one of claims 1 to 3,
The discriminating means includes a plurality of bandpass filters provided corresponding to each light source,
The inclusion measuring apparatus, wherein the passband of each bandpass filter is set to a value including a modulation frequency of a corresponding light source and not including a modulation frequency of a non-corresponding light source.

請求項１から４のいずれか１項に記載の含有物測定装置であって、
複数の光源は、
被測定物である第一含有物で吸収されにくい第一波長の光を発する光源と、
第一含有物により吸収されやすい第二波長の光を発する光源と、
を含み、
算出手段は、
検体による第一波長の光の吸光量から、他の含有物による第二波長の光の吸光量を推定し、
検体による第二波長の光の吸光量から、推定された他の含有物による第二波長の光の吸光量を除算することで、第一含有物による第二波長の光の吸光量を算出し、
算出された第一含有物による第二波長の光の吸光量に基づいて、第一含有物の濃度を算出する
ことを特徴とする含有物測定装置。 It is the inclusion measuring device according to any one of claims 1 to 4,
Multiple light sources
A light source that emits light of a first wavelength that is difficult to be absorbed by the first inclusion that is the object to be measured;
A light source that emits light of a second wavelength that is easily absorbed by the first inclusion;
Including
The calculation means is
From the absorbance of light at the first wavelength by the sample, estimate the absorbance of light at the second wavelength by other contents,
Calculate the absorbance of the second wavelength of light by the first inclusion by dividing the estimated absorbance of the second wavelength of the other inclusion by the absorbance of the second wavelength of light from the sample. ,
The content measuring apparatus characterized in that the concentration of the first content is calculated based on the calculated light absorption amount of the second wavelength by the first content.

請求項５に記載の含有物測定装置であって、
透光容器の側面に各検体の識別情報が記録された識別媒体が付加されている場合、
第一波長は、被測定物である第二含有物および識別媒体に吸収されやすい波長とし、
算出手段は、検体による第一波長の光の吸光量から、予め測定されている識別媒体による第一波長の光の吸光量を除外することにより、第二含有物による第一波長の光の吸光量を算出し、
算出された第二含有物による第一波長の光の吸光量に基づいて、第二含有物の濃度を算出する
ことを特徴とする含有物測定装置。 The inclusion measuring apparatus according to claim 5,
When an identification medium in which identification information of each specimen is recorded is attached to the side surface of the translucent container,
The first wavelength is a wavelength that is easily absorbed by the second inclusion that is the object to be measured and the identification medium,
The calculating means excludes the light absorption amount of the first wavelength by the identification medium, which has been measured in advance, from the light absorption amount of the first wavelength by the specimen, thereby absorbing the light of the first wavelength by the second inclusion. Calculate the quantity,
The content measuring apparatus, wherein the concentration of the second content is calculated based on the calculated light absorption amount of the first wavelength by the second content.